TWI630901B - 消融導管裝置 - Google Patents
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Abstract
提供一種氣囊型消融導管，係可在心肌組織的深部形成燒灼區，且手術中難以在氣囊的表面附近形成血栓，即使氣囊的表面與心臓的健康部位接觸亦不會將其燒灼。
具備：由多內腔管所成的導管軸(10)；安裝於其前端的前端細管(30)；前端細管(30)的導線(35)；安裝成將導管軸(10)的前端部分予以內包的氣囊(50)；由形成於氣囊(50)之前端側之外表面的金屬薄膜所成且在對極板之間流通高頻電流的氣囊表面電極(70)；及氣囊表面電極(70)的導線(75)，於氣囊表面電極(70)的形成領域形成有多數個灌注用貫通孔(90)。
Description
本發明，係關於用來電性隔離肺靜脈的氣囊型消融導管。
近年來，作為用來將心律不整之發生部位的肺靜脈從左心房予以電性隔離的消融導管，介紹有氣囊型消融導管，其具備導管軸、安裝在導管軸前端側的氣囊、配置在氣囊內部的氣囊內電極及氣囊內溫度感測器而成(例如參照專利文獻1)。
根據上述般的氣囊型消融導管，係將安裝在導管軸之前端側的氣囊，藉由對其內部供給液體而擴張，使擴張的氣囊抵壓而塞住肺靜脈口，對氣囊內電極與對極板之間流通高頻電流，來使供給至氣囊內部的液體昇溫(例如60℃以上)，藉由加熱氣囊表面，而可輪帶狀(面狀)地燒灼與氣囊表面接觸之肺靜脈口周圍(肺靜脈與左心房壁的接合部及肺靜脈周圍的左心房壁)的心肌組織。
藉此，沒有必要為了形成隔離肺靜脈的消融線而反覆進行數十次之點狀的燒灼，可藉由1次的燒灼來隔離1個肺靜脈，可謀求手術時間的縮短化及減輕患者的負擔。
[專利文獻1]日本特開2010-268933號公報
但是，上述專利文獻1所記載的氣囊型消融導管中，有著以下的問題。
(1)氣囊(加熱後的擴張用液體)所具有的熱能量，係難以傳導至與氣囊表面接觸之心肌組織的內部(深部)，而只有心肌組織的表面附近被燒灼，在心肌組織的深部無法形成充分的燒灼區(燒灼塊)。
(2)氣囊的表面全體會成為高溫(可燒灼的溫度)，容易在沒有與心肌組織接觸的氣囊表面附近形成血栓。
(3)由於氣囊的表面全體成為高溫(可燒灼的溫度)，故在氣囊的表面與心臓的健康部位接觸時，該健康部位會有被燒灼之虞。
本發明係有鑑於以上情事而完成者。
本發明的目的，係提供一種氣囊型消融導管，係可在心肌組織的深部形成燒灼區(燒灼塊)，且手術中難以在氣囊的表面附近形成血栓，即使氣囊的表面與心臓的健康部位接觸亦不會燒灼該健康部位。
(1)本發明的氣囊型消融導管，其特徵為，具備：導管軸，其具有複數內腔；氣囊，其安裝在前述導管軸且內包前述導管軸的前端部分，藉由使流通於前述導管軸之任一個內腔的液體供給至其內部而擴張；氣囊表面電極，係由形成於前述氣囊之外表面之至少一部分的金屬薄膜所成，於貼付在患者體表的對極板之間流通高頻電流；及導線，其電性連接於前述氣囊表面電極，且插通至前述導管軸之任一個內腔(與液體所流通的前述內腔不同的內腔)，在前述氣囊表面電極之形成領域的至少一部分，為了將用來擴張前述氣囊的液體灌注至前述氣囊表面電極，形成有從前述氣囊的內表面到前述氣囊表面電極的表面之多數個灌注用貫通孔。
根據上述構造的氣囊型消融導管，係藉由在氣囊表面電極、以及貼付在患者體表的對極板之間所流通的高頻電流，使與氣囊表面電極接觸之心肌組織的深部亦
被充分加熱(高頻加熱)，可確實從心肌組織的表面到深部形成燒灼區(燒灼塊)。
且，根據上述構造的氣囊型消融導管，雖然與欲燒灼之心肌組織接觸之氣囊表面電極的附近為高溫(可燒灼的溫度)，但是由於沒有形成有氣囊表面電極之氣囊的表面以及從心肌組織分開一定距離之氣囊表面電極的附近不會成為高溫，故可防止在該等附近形成血栓。
且，氣囊表面電極，係藉由通過灌注用貫通孔而供給的液體所灌注，故即使是與心肌組織的分開距離較短且血流會停滯的位置，亦可確實防止血栓形成。
且，前述之以往的氣囊型消融導管中，係藉由氣囊(加熱後的擴張用液體)所具有的熱能量來燒灼心肌組織，故即使停止了熱能量的供給，加熱後的擴張用液體的溫度要降低也需要時間，在氣囊的表面與心臓的健康部位接觸的情況，有著使該健康部位燒灼之虞。相對於此，根據本發明的氣囊型消融導管，即使氣囊(氣囊表面電極)的表面與心臓的健康部位接觸，未形成有氣囊表面電極的氣囊表面亦不會變高溫，且，在氣囊表面電極與健康部位接觸的情況，可藉由停止高頻電流的通電來迅速降低氣囊表面電極附近的溫度，故可降低該健康部位被燒灼的風險。
(2)本發明的氣囊型消融導管中，構成前述氣囊表面電極的金屬薄膜，係由金、鉑合金或是鈷鉻合金所成之膜厚為2.5~10.0μm的薄膜為佳。
(3)本發明的氣囊型消融導管中，擴張時的前述氣囊，係氣囊徑(D)對氣囊長(L)的比(D/L)為1.1~5.0的略旋轉橢圓體(扁平橢圓體)為佳。
(4)本發明的氣囊型消融導管中，在比前述氣囊之最大徑部還前端側的外表面，形成有前述氣囊表面電極為佳。
(5)特別是，在比前述氣囊之最大徑部還前端側的外表面，繞前述氣囊的中心軸形成有輪帶狀的前述氣囊表面電極為佳。
(6)本發明的氣囊型消融導管中，前述氣囊表面電極，係由沿著前述氣囊的周方向以等角度間隔分割的複數個電極區段所成，以可從各個電極區段供給不同電力為佳。
(7)本發明的氣囊型消融導管中，於前述導管軸的前端安裝有前端細管為佳。
(8)且，前述前端細管為電極為佳。
(9)本發明的氣囊型消融導管，係使用來電性隔離肺靜脈為佳。
根據本發明的氣囊型消融導管，可在心肌組織的深部形成燒灼區(燒灼塊)，且手術中難以在氣囊的表面(氣囊表面電極)附近形成血栓，即使氣囊的表面(氣囊表面電極)與心臓的健康部位接觸，亦可藉由停止
高頻電流的通電來迅速降低氣囊表面電極附近的溫度，故可降低該健康部位被燒灼的風險。
100‧‧‧消融導管
10‧‧‧導管軸
11~17‧‧‧內腔
13A‧‧‧開口
16A‧‧‧開口
20‧‧‧控制握柄
25‧‧‧推鈕
30‧‧‧前端細管
31‧‧‧導引纜線內腔
32‧‧‧側孔
35‧‧‧導線
41‧‧‧第1操作用纜線
42‧‧‧第2操作用纜線
50‧‧‧氣囊
55‧‧‧最大徑部
70‧‧‧氣囊表面電極
75‧‧‧導線
77‧‧‧引線
80‧‧‧注入管
90‧‧‧灌注用貫通孔
150‧‧‧電極導管
151‧‧‧導管前端部
200‧‧‧消融導管
270‧‧‧氣囊表面電極
270A、270B‧‧‧電極區段
300‧‧‧消融導管
370‧‧‧氣囊表面電極
370A、370B、370C‧‧‧電極區段
400‧‧‧消融導管
470‧‧‧氣囊表面電極
470A、470B、470C、470D‧‧‧電極區段
500‧‧‧消融導管
570‧‧‧氣囊表面電極
圖1為表示關於本發明之第1實施形態之消融導管的概略前視圖。
圖2為表示圖1所示之消融導管之前端部分的立體圖。
圖3為表示圖1所示之消融導管之前端部分的立體圖。
圖4為表示圖1所示之消融導管之前端部分的立體圖。
圖5為表示圖1所示之消融導管之前端部分的橫剖面圖。
圖6為表示圖1所示之消融導管之前端部分的縱剖面圖(圖5的VI-VI剖面圖)。
圖7為表示圖1所示之消融導管之前端部分的縱剖面圖(圖5的VII-VII剖面圖)。
圖8為表示圖1所示之消融導管之前端部分的縱剖面圖(圖5的VIII-VIII剖面圖)。
圖9為表示圖1所示之消融導管之使用狀態的立體圖。
圖10為表示構成關於本發明之第2實施形態之消融
導管之氣囊表面電極之形狀的說明圖。
圖11為表示構成關於本發明之第3實施形態之消融導管之氣囊表面電極之形狀的說明圖。
圖12為表示構成關於本發明之第4實施形態之消融導管之氣囊表面電極之形狀的說明圖。
圖13為表示構成關於本發明之第5實施形態之消融導管之氣囊表面電極之形狀的說明圖。
圖1~圖8所示之本實施形態的氣囊型消融導管100，係用來電性隔離肺靜脈的消融導管，其具備：導管軸10，係由形成有7個內腔11~17之樹脂製的多內腔管所成；控制握柄20，其連接於該導管軸10的後端；前端細管30，其安裝於導管軸10的前端；導線35，與該前端細管30電性連接且插通至導管軸10的第5內腔15；第1操作用纜線41，係插通至導管軸10的第4內腔14，可從後端拉動操作；第2操作用纜線42，係插通至導管軸10的第7內腔17，可從後端拉動操作；氣囊50，其安裝於導管軸10，且將該導管軸10的前端部分予以內包，藉由使流通於導管軸10之第3內腔13及/或第6內腔16的生理食鹽水供給至其內部而擴張；氣囊表面電極70，係由形成於該氣囊50之外表面之至少一部分(比最大徑部55
還前端側的外表面)的金薄膜所成，在貼付於患者體表的對極板之間流通高頻電流；導線75，係與該氣囊表面電極70電性連接並插通至導管軸10的第5內腔15；以及注入管80，用來對導管軸10的內部(第3內腔13及第6內腔16)供給生理食鹽水，在氣囊表面電極70之形成領域的至少一部分，為了將用來使氣囊50擴張的生理食鹽水灌注至氣囊表面電極70，形成有從氣囊50的內表面到氣囊表面電極70的表面(貫通氣囊50的壁及構成氣囊表面電極70的薄膜)之多數個灌注用貫通孔90。
如圖5~圖8所示般，於構成消融導管100的導管軸10，形成有7個內腔(中央內腔的第1內腔11、及副內腔的第2內腔12~第7內腔17)。
在此，導管軸10的外徑，通常為2.0~5.0mm。
且，導管軸10的長度，通常為600~1500mm。
作為導管軸10的構成材料，可舉出聚醯胺，聚醚聚醯胺，聚氨酯，聚醚嵌段醯胺(PEBAX)(註冊商標)及尼龍等之熱可塑性樹脂，該等中以PEBAX為佳。
於導管軸10的第1內腔11插通有導引纜線(如後述般，消融導管100係為了容易到達左心房(LA)而有使用導引纜線的情況)。
且，如圖5及圖6所示般，於第2內腔12，插通有用來測量肺靜脈之電位的電極導管150。
如圖2及圖3所示般，該電極導管150，係具有：導
管本體152、以及連接於導管本體152之前端側的環狀之導管前端部151，於該導管前端部151，安裝有複數個電極(圖示省略)。在此，作為適合的電極導管150，可以舉出如下的電極導管：如關於本申請人所申請之專利第4027411號公報所記載般，具有形成為圓形之迴圈狀的導管前端部，於導管前端部，在其外周安裝有複數個環狀電極而可測量肺靜脈的電位。
如圖5及圖7所示之導管軸10的第3內腔13及第6內腔16的至少一方，流通有使氣囊50擴張用的生理食鹽水。藉由將流通於第3內腔13的生理食鹽水，從形成於導管軸10之前端部分之外周面的開口13A放出，且，藉由將流通於第6內腔16的生理食鹽水，從形成於導管軸10之前端部分之外周面的開口16A放出，來對內包導管軸10之前端部分的氣囊50之內部供給生理食鹽水，藉此，可使氣囊50擴張。
且，在從開口13A及開口16A之任一方對氣囊50的內部放出生理食鹽水，並將氣囊50之內部的生理食鹽水從開口13A及開口16A之任另一方回流至內腔亦可。
如圖5及圖8所示般，於導管軸10的第4內腔14，插通有第1操作用纜線41，且，於第7內腔17插通有第2操作用纜線42。
如圖5及圖6所示般，於導管軸10的第5內腔15，插通有氣囊表面電極70的導線75及前端細管30的導線35。
於導管軸10的後端連接有控制握柄20。
於構成消融導管100的控制握柄20內部，設有具備複數個端子的連接器(圖示省略)，於連接器的端子，連接有氣囊表面電極70之導線75的後端及前端細管30之導線35的後端。
且，於控制握柄20，安裝有用來進行將導管軸10之前端部分彎曲之操作的推鈕25。
如圖8所示般，第1操作用纜線41及第2操作用纜線42之各自的前端，係被固定於導管軸10的前端部分(比氣囊50的後端位置還略靠後端側)。
另一方面，第1操作用纜線41及第2操作用纜線42之各自的後端，係連接於控制握柄20的推鈕25。
藉此，將控制握柄20的推鈕25往圖1之箭頭A1所示方向旋轉來拉動操作第1操作用纜線41，藉此可使導管軸10的前端部分往第1方向(同圖之箭頭A所示之方向)彎曲。
且，將控制握柄20的推鈕25往圖1之箭頭B1所示方向旋轉來拉動操作第2操作用纜線42，藉此可使導管軸10的前端部分往第2方向(同圖之箭頭B所示之方向)彎曲。
構成消融導管100的氣囊50，係內包導管軸10的前端部分(前端部分之長度方向的一部分)而安裝於該導管軸10。
該氣囊50，係藉由使流通於導管軸10之第3內腔13
及/或第6內腔16的生理食鹽水供給至其內部而擴張，擴張後的氣囊50，係塞住肺靜脈口而抵壓於肺靜脈口的周圍(肺靜脈與左心房壁的接合部及肺靜脈周圍的左心房壁)。
作為氣囊50的構成材料，可使用與以往公知之構成氣囊導管的氣囊相同者，以聚氨酯系的高分子材料為佳。
在此，作為聚氨酯系的高分子材料，例如可舉出：熱塑性聚醚型聚氨酯、聚醚聚氨酯脲、氟聚醚聚氨酯脲、聚醚聚氨酯脲樹脂及聚醚聚氨酯脲醯胺等。
作為氣囊50的形狀，只要為可適合(貼合)於肺靜脈口周圍的形狀即可，並無特別限定，但以略旋轉橢圓體，特別是以橢圓的短軸為旋轉軸的旋轉橢圓體(扁平橢圓體)為佳。
在具有上述般之略旋轉橢圓體(扁平橢圓體)之形狀的氣囊50中，作為擴張時的直徑(圖6所示的氣囊徑D)以5~50mm為佳，較佳為10~35mm。
且，作為氣囊50之擴張時的長度(圖6所示的氣囊長L)以1~15mm為佳，較佳為5~10mm。
此外，作為氣囊徑(D)對氣囊長(L)的比(D/L)，以1.1~5.0為佳，較佳為1.5~3.0。
藉由使比(D/L)的值成為1.1以上，可容易貼合肺靜脈口的周圍(肺靜脈與左心房壁的接合部及肺靜脈周圍的左心房壁)，可藉由後述的氣囊表面電極70來輪帶狀
地燒灼肺靜脈口的周圍。
比(D/L)的值未達1.1的氣囊，在將其抵壓於肺靜脈口的周圍時，有時會插入至肺靜脈的內側，藉由在該位置進行燒灼時有引起肺靜脈狹窄之虞。
另一方面，當比(D/L)的值為超過5.0時，在將該氣囊折疊來卷繞於導管軸時其外徑(環繞徑)有過大之虞。
本實施形態的消融導管100，其特徵為，用來流通高頻電流的電極(氣囊表面電極70)並不是在氣囊的內部，而是形成在氣囊50的外表面。
構成消融導管100的氣囊表面電極70，係由在比氣囊50之最大徑部55還前端側的外表面全域所形成的金薄膜所成。
作為構成氣囊表面電極70之薄膜的膜厚，以2.5~10.0μm為佳，較佳為3.0~5.0μm。
該膜厚未達2.5μm時，在手術中(高頻通電中)，由薄膜所構成的氣囊表面電極會有因焦耳熱而變高溫之虞。
另一方面，在薄膜的膜厚超過10.0μm的情況時，該薄膜(氣囊表面電極)會難以追隨擴張‧收縮時之氣囊的形狀變化，會損及氣囊的擴張‧收縮性。
作為將構成氣囊表面電極70的金薄膜形成於氣囊50之外表面的方法，並未特別限定，可採用蒸鍍、濺鍍、電鍍等一般的薄膜形成方法。
氣囊表面電極70，係形成在比氣囊50的最大
徑部55還靠前端側的外表面，並沒有形成在比最大徑部55還靠後端側的外表面。
藉此，並未實質使用於燒灼(沒有必要加熱)之氣囊50的後端側表面不會成為高溫，可避免在氣囊50的後端側表面附近形成血栓、或是與氣囊50的後端側表面接觸的健康部位被燒灼。
且，藉由僅在氣囊50之前端側的外表面形成有氣囊表面電極70，而可將氣囊50的前後位置藉由X光圖像(心臓攝影(CINE)圖像)來容易地掌握。
構成消融導管100的導線75(氣囊表面電極70的導線)，係插通至導管軸10的第5內腔15，其前端係透過圖4~圖6所示之由金屬薄膜所成的引線77連接於氣囊表面電極70。
另一方面，導線75的後端，係連接於配置在控制握柄20之內部的連接器。
作為導線75的構成材料，例如可舉出：銅、銀、金、鉑、鎢及該等金屬的合金，就防止短路的觀點來看，施以氟樹脂等之電氣絕緣性保護覆層較佳。
安裝於導管軸10前端而構成消融導管100的前端細管30，係位在比氣囊50的前端更前端側的位置。
前端細管30，係可對貼付於患者體表的對極板之間流通高頻電流，可進行與以往公知的消融導管相同的點狀燒灼(點狀消融)。藉此，在以氣囊表面電極70的燒灼無法完全隔離肺靜脈的情況(例如，無法將氣囊表
面電極70充分貼合於肺靜脈口周圍的情況)等，可進行該前端細管30的燒灼來補完。
作為前端細管30的構成材料，例如可舉出：金、銀、鉑、銅及該等金屬的合金。且，前端細管30亦可不是全體都為金屬，亦可在前端細管30的後端部分具有樹脂。作為該情況之樹脂的構成材料，可舉出：聚醯胺，聚醚聚醯胺，聚氨酯，聚醚嵌段醯胺(PEBAX)(註冊商標)及尼龍等之熱可塑性樹脂，或是矽膠等之熱硬化性樹脂。
於前端細管30，在其中心軸上，形成有與導管軸10的第1內腔11連通的導引纜線內腔31(貫通孔)。
且，該前端細管30，係與導管軸10的內部(第2內腔12)連通，並在該前端細管30的側周面形成有開口的側孔32。
藉此，如圖2所示般，插通至導管軸10內部(第2內腔12)之電極導管150的導管前端部151可從側孔32的開口延伸出來。
構成消融導管100的導線35(前端細管30的導線)，係插通至導管軸10的第5內腔，並與從第5內腔延伸出來的前端細管30連接固定。
另一方面，導線35的後端，係連接於配置在控制握柄20之內部的連接器。
作為導線35的構成材料，可舉出與導線75相同的金
屬及合金，且施以電氣絕緣性保護覆層較佳。
本實施形態的消融導管100，在除了氣囊50的前端附近及最大徑部55附近以外之氣囊表面電極70的形成領域，為了將使氣囊50擴張的生理食鹽水灌注至氣囊表面電極70，形成有從氣囊50的內表面到氣囊表面電極70的表面(貫通氣囊50的壁及薄膜)之多數個灌注用貫通孔90。
在此，作為灌注用貫通孔90的孔徑，並未特別限定，例如為5~80μm。
且，作為灌注用貫通孔90的形成密度亦未限定，例如為10~100個/cm2。
作為灌注用貫通孔90的形成方法(穿孔方法)，可示例出雷射加工或沖孔加工等。
且，灌注用貫通孔90的形成，較佳為對於在表面形成有成為氣囊表面電極70的薄膜所成之薄片狀的氣囊形成材料來進行。
作為使用該實施形態的消融導管100所進行的燒灼治療(手術)，係沿著事先插入左心房(LA)的導引纜線使消融導管100的氣囊50到達左心房(LA)，如圖9所示般，將形成於氣囊50外表面的氣囊表面電極70，抵壓於目的之肺靜脈口的周圍(肺靜脈(PV)與左心房壁的接合部及肺靜脈周圍的左心房壁)，對該氣囊表面電極70、以及貼付於患者體表的對極板之間流通高頻電流。這邊的通電時間，一般為10~120秒左右。藉此，
使肺靜脈口周圍被輪帶狀燒灼。
且，藉由電極導管150(於圖9中圖示省略)測量燒灼前後的電位，藉此可判斷是否有充分進行燒灼，若判斷有充分進行燒灼的情況，結束該肺靜脈的燒灼治療。且，若判斷燒灼不充分而有補完必要的情況時，可將氣囊50折疊，以前端細管30來進行點狀的燒灼治療。
根據本實施形態的消融導管100，係可藉由在氣囊表面電極70、以及貼付於患者體表的對極板之間所流通的高頻電流，使與氣囊表面電極70接觸之心肌組織的深部被充分地加熱(高頻加熱)，故可確實從心肌組織的表面到深部形成燒灼區(燒灼塊)。
進一步說明的話，以往的氣囊型消融，係使氣囊內部的液體加熱至60℃左右，並以該熱能來燒灼心肌表面。因此，氣囊所接觸的心肌表面會被燒灼，但難以將該熱能充分傳達至深部。相對於此，在高頻加熱的情況時，係藉由體表的對極板(例如貼在患者背後全面者)與氣囊表面電極之間的高頻電流來加熱心肌組織。因此，高頻電流在從心肌組織來看時是往深部方向流動。此外，由於對極板與氣囊表面電極的表面積不同，故在流通高頻電流時，心肌組織附近的電流密度會變高，而進行心肌組織附近(深部方向)的加熱。因此，在高頻加熱的情況時，可確實形成往心肌深部方向的燒灼區。
且，由於沒有形成有氣囊表面電極70之氣囊50的表面(比最大徑部55還後端側的外表面)以及從心
肌組織分開一定距離之氣囊表面電極70的表面附近不會成為高溫，故可防止在該等附近形成血栓。
且，氣囊表面電極70的表面，係藉由通過灌注用貫通孔而供給的生理食鹽水所灌注，故即使是與心肌組織的分開距離較短且血流會停滯的位置，亦可確實防止血栓形成。
且，前述之以往的氣囊型消融導管中，係藉由氣囊(加熱後的擴張用液體)所具有的熱能量來燒灼心肌組織，故即使停止了熱能量的供給，加熱後的擴張用液體的溫度要降低也需要時間，在氣囊的表面與心臓的健康部位接觸的情況，有著使該健康部位燒灼之虞。相對於此，根據本實施形態的消融導管100，即使氣囊50(氣囊表面電極70)的表面與健康部位接觸，未形成有氣囊表面電極70的氣囊50表面亦不會變高溫，且，在氣囊表面電極70與健康部位接觸的情況，可藉由停止高頻電流的流通來迅速降低氣囊表面電極70附近的溫度，故可降低該健康部位被燒灼的風險。
本實施形態的消融導管，其氣囊表面電極的構成與第1實施形態的氣囊表面電極70不同。
如圖10所示般，構成消融導管200的氣囊表面電極270，係在氣囊50之前端側的外表面，由沿著氣囊50的周方向以等角度(180°)間隔分割形成的2個電極區段
270A及270B所成。
於電極區段270A及電極區段270B各自連接有不同導線，可從電極區段270A及電極區段270B供給相互不同的電力。且，於電極區段270A及電極區段270B，各自安裝有不同的溫度感測器(圖示省略)，而可進行獨立的溫度控制。
在解剖學上，4個肺靜脈口，均位在左心房前壁與左心房後壁之邊界的位置，被氣囊表面電極抵壓之肺靜脈口的周圍，係分成構成左心房前壁的領域、以及構成左心房後壁的領域。
在此，左心房前壁的心肌係相對較厚，左心房後壁的心肌係相對的較薄。且，食道位在相對較薄之左心房後壁的後側。
因此，若對於肺靜脈口的周圍，施以構成左心房後壁之心肌組織所適合的電力時，無法充分燒灼構成左心房前壁的心肌組織，若施以構成左心房前壁之心肌組織所適合的電力時，構成左心房後壁的心肌組織會受到過剩的燒灼，會使食道過熱而引起食道瘻管等。
根據本實施形態的消融導管200，可對於構成左心房前壁的心肌組織，藉由電極區段270A及270B的任一方來供給相對較高的電力，並且對於構成左心房後壁的心肌組織，藉由電極區段270A及270B的任另一方來供給相對較低的電力，藉此，可對肺靜脈口周圍的全域進行良好的燒灼治療。
如圖11所示般，本實施形態的消融導管300，係使構成此的氣囊表面電極370，在氣囊50之前端側的外表面，由沿著氣囊50的周方向以等角度(120°)間隔分割形成的3個電極區段370A、370B及370C所成。
於電極區段370A、370B及370C各自連接有不同導線，可從電極區段供給相互不同的電力。
且，於電極區段370A、370B及370C，各自安裝有不同的溫度感測器(圖示省略)，而可進行獨立的溫度控制。
根據該消融導管300，可對於氣囊表面電極370所抵壓之肺靜脈口之周圍的心肌組織，因應各個領域之不同的狀況(厚度等)來進行適當的輸出控制(溫度控制)。
如圖12所示般，本實施形態的消融導管400，係使構成此的氣囊表面電極470，在氣囊50之前端側的外表面，由沿著氣囊50的周方向以等角度(90°)間隔分割形成的4個電極區段470A、470B、470C及470D所成。
於電極區段470A、470B、470C及470D各自連接有不同導線，可從電極區段供給相互不同的電力。且，於電極區段470A、470B、470C及470D各自安裝有不同的溫度感測器(圖示省略)，而可進行獨立的溫度控制。
根據該消融導管400，可對於氣囊表面電極470所抵壓之肺靜脈口之周圍的心肌組織，因應各個領域之不同的狀況(厚度等)來進行更加適當的輸出控制(溫度控制)。
如圖13所示般，本實施形態的消融導管500，係在氣囊50之前端側的外表面，形成有繞氣囊50之中心軸的周方向延伸之輪帶狀的氣囊表面電極570。
根據該消融導管500，可確實藉由形成為輪帶狀的氣囊表面電極570來燒灼肺靜脈口周圍(肺靜脈與左心房壁的接合部及肺靜脈周圍的左心房壁)的心肌組織，並且，由於在氣囊50之前端部分的表面沒有形成有成為電極的薄膜，故在高頻通電中不會使氣囊50的前端部分成為高溫導致形成血栓。此外，氣囊表面電極570的表面積，係比第1實施形態之構成消融導管100之氣囊表面電極70的表面積還小，藉此使電流密度變高，在相同輸出下燒灼效果亦較高。
以上，雖針對本發明的實施形態進行了說明，但本發明並不限定於該等，可進行各種變更。
例如，氣囊表面電極，亦可形成於氣囊的外表面全體。
且，氣囊，亦可具有旋轉橢圓體(扁平橢圓體)以外的形狀，亦可使最大徑部的前後形狀相異。
且，前端細管亦可不為電極。
Claims (9)
- 一種消融導管裝置，是具備用來電性隔離肺靜脈的氣囊型消融導管、以及測量肺靜脈全周電位的電極導管而成，其特徵為，前述氣囊型消融導管，具備：導管軸，其具有複數內腔；前端細管，其安裝在前述導管軸的前端；氣囊，其安裝在前述導管軸且內包前述導管軸的前端部分，藉由使流通於前述導管軸之任一個內腔的液體供給至其內部而擴張；氣囊表面電極，係由形成於前述氣囊之外表面之至少一部分的金屬薄膜所成，於貼付在患者體表的對極板之間流通高頻電流；導線，其電性連接於前述氣囊表面電極，且插通至前述導管軸之任一個內腔；及操作用纜線，係用來使前述導管軸的前端部分彎曲，可從後端拉動操作，在前述氣囊表面電極之形成領域的至少一部分，為了將用來擴張前述氣囊的液體灌注至前述氣囊表面電極，形成有從前述氣囊的內表面到前述氣囊表面電極的表面之多數個灌注用貫通孔，前述導管軸，除了供前述液體流通用的前述內腔以及供前述導線插通用的前述內腔，還具有供前述電極導管插通用的內腔以及供前述操作用導線插通用的內腔， 於前述前端細管，形成有與供前述電極導管插通用的前述內腔連通的開口，前述電極導管，是具備導管本體與環狀的導管前端部而成，該導管前端部是連接於前述導管本體的前端側且具有複數個電極，前述電極導管的導管前端部，可從形成在前述氣囊型消融導管之前端細管的前述開口伸出及縮入。
- 如請求項1所述之消融導管裝置，其中，於前述氣囊型消融導管的前端細管，形成有：與供前述電極導管插通的前述內腔連通，且在前述前端細管的側周面開口的側孔，前述電極導管的導管前端部，是插通至形成在前述氣囊型消融導管之前端細管的前述側孔，可從前述側孔的開口伸出及縮入。
- 如請求項1或2項所述之消融導管裝置，其中，構成前述氣囊表面電極的金屬薄膜，係由金、鉑合金或是鈷鉻合金所成之膜厚為2.5~10.0μm的薄膜。
- 如請求項1或2項所述之消融導管裝置，其中，在擴張時的前述氣囊，係氣囊徑(D)對氣囊長(L)的比(D/L)為1.1~5.0的略旋轉橢圓體。
- 如請求項1或2項所述之消融導管裝置，其中，在比前述氣囊之最大徑部還前端側的外表面，形成有前述氣囊表面電極。
- 如請求項1或2項所述之消融導管裝置，其中，在 比前述氣囊之最大徑部還前端側的外表面，繞前述氣囊的中心軸形成有輪帶狀的前述氣囊表面電極。
- 如請求項1或2項所述之消融導管裝置，其中，前述氣囊表面電極，係由沿著前述氣囊的周方向以等角度間隔分割的複數個電極區段所成，可從各個電極區段供給不同電力。
- 如請求項1或2項所述之消融導管裝置，其中，於前述導管軸的前端安裝有前端細管。
- 如請求項8所述之消融導管裝置，其中，前述前端細管為電極。
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