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JP2003533268A - ガイドワイヤトラッキング機構を備えた先端部可撓性カテーテル - Google Patents

ガイドワイヤトラッキング機構を備えた先端部可撓性カテーテル

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JP2003533268A
JP2003533268A JP2001583645A JP2001583645A JP2003533268A JP 2003533268 A JP2003533268 A JP 2003533268A JP 2001583645 A JP2001583645 A JP 2001583645A JP 2001583645 A JP2001583645 A JP 2001583645A JP 2003533268 A JP2003533268 A JP 2003533268A
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Abstract

(57)【要約】 患者の血管系のターゲット領域にアブレーション要素を送るための、ガイドワイヤと共に使用する先端部可撓性カテーテル。この先端部可撓性カテーテルは、ハンドル部分、細長い軸、可撓性の先端部分を有する。ガイドワイヤ内腔は、細長い軸及び可撓性先端部分を貫通している。ガイドワイヤは、ガイドワイヤ内腔を通り、可撓性の先端部分の先端ポートから突出させる。ハンドル部分を操作してカテーテルの可撓性先端部分を曲げて、先端ポートからその先に送られるガイドワイヤの進行方向を案内する。ガイドワイヤの前進の案内に可撓性先端部分を用いることにより、医師が容易にガイドワイヤを鋭角に案内できるようになった。先端部可撓性カテーテルは、周囲超音波静脈アブレーションにより心房性細動を治療するべくアブレーション要素を肺静脈または肺静脈枝に送達するのに特に有用である。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】関連する出願 ３５ Ｕ．Ｓ．Ｃ．§１１９（ｅ）に基づいて、２０００年５月１６日に出願
の米国仮特許出願６０／２０５００９の優先権を主張するものである。
【０００２】技術分野 本発明は、体の構造に治療装置を配置するための医療装置に関する。本発明は
、特に、肺静脈口内への外周アブレーション装置の前進を容易にするガイドワイ
ヤと共に用いる先端部可撓性カテーテルに関する。
【０００３】発明の背景 心臓における電気伝導の異常なパターンは、不整脈として知られる心臓周期の
異常を引き起こし得る。心房細動として知られる不整脈の一般的なタイプは、現
代社会に広まっている問題である。心房細動は、特に激しい運動中における心筋
虚血症のリスクの増大に関係し、うっ血性心疾患、発作、及び他の血栓塞栓性疾
患にも関係する。
【０００４】 人の心臓では、正常な心臓のリズムは、右心房の壁部内に位置する洞房（ＳＡ
）結節として知られるペースメーカー細胞集団によって維持されている。ＳＡ結
節は反復サイクルの膜脱分極及び再分極を受けることにより、活動電位と呼ばれ
る連続した一連の電気パルスを発生する。これらの活動電位が、心臓中の心筋細
胞の正常な収縮及び弛緩を制御する。活動電位は、心筋細胞間のギャップ結合を
介して両心房において細胞から細胞に高速で広がる。ＳＡ結節以外の部位を起源
とする電気パルスが心房組織に伝わると心房性不整脈が起こる。
【０００５】 或る場合には、心房細動は永久遊走性の再入小波により起こり、異常伝導の一
定の局所領域が存在しない。心房細動はまた、心房筋組織内の孤立した中心即ち
病巣を起源とする膜電位における高速の反復的な変化による局所性の場合もある
。これらの病巣は、一貫した電気活性の遠心パターンを示し、心房細動性発作を
生じさせたり、房細動を持続させたりする。近年の研究結果は、局所性不整脈は
左心房の肺静脈、より具体的には上肺静脈に沿った組織領域から起こる場合が多
いと報告している。
【０００６】 心房細動の治療のために幾つかの外科的手法が確立されている。例えば、Cox,
JLら著、「心房細動の外科的治療Ｉ概要（The Surgical Treatment Of Atrial
Fibrillation I Summary）」Thoracic and Cardiovascular Surgery 101 (3): 4
02-405、１９９１年及び「心房細動の外科的治療ＩＶ外科技術（The Surgical T
reatment Of Atrial Fibrillation IV Surgical Technique）」Thoracic and C
ardiovascular Surgery 101 (4): 584-592、１９９１年に「ｍａｚｅ」法が記載
されている。一般に、ｍａｚｅ法は、心組織壁を所定のパターンで切除して効果
的にＳＡ結節制御を回復させ、心房性不整脈を軽減するものである。ｍａｚｅ法
の初期の臨床試験では左右両心房において切除を行ったが、近年の報告には、左
心房における切除のみで効果があると記載されている（例えば、Suedaら著、「
僧帽弁疾患に関連した慢性心房細動のための単純左心房法（Simple Left Atrial
Procedure For Chronic Atrial Fibrillation Associated With Mitral Valve
Disease）」、Ann Thorac Surg、62: 1796-1800、１９９６年を参照）。
【０００７】 左心房ｍａｚｅ法は、２つの上肺静脈から下肺静脈を横断して僧帽弁輪の領域
まで至るように垂直方向に切除することを含む。更なる水平方向の切除により、
２つの肺静脈上端が連結される。従って、肺静脈口と境をなす心房壁領域が他の
心房組織から隔離される。この方法では、心房組織の機械的な切断により、異所
性活動電位の伝導がブロックされて心房性不整脈が排除される。
【０００８】 ｍａｚｅ法及び他の外科的分離法の適度な成功により、心房組織の機械的な隔
離によって永久遊走性の再入小波または異所性伝導の局所領域から生じる心房性
不整脈、特に心房細動を上手く阻止できるという原理が確認できた。残念ながら
、このような侵襲性の高い方法は多くの場合用いることができない。従って、心
房細動を治療するための低侵襲性のカテーテルを用いる方法が開発された。
【０００９】 このような低侵襲性のカテーテルを用いる治療法では、通常は、カテーテルの
先端部分のエネルギーシンクが異所性伝導組織或いはその近傍に配置される経皮
的及び経壁的血管法で、カテーテルが心臓の部屋の中に導入される。エネルギー
が加えられると、標的組織がアブレーションされ伝導が断たれる。
【００１０】 このようなカテーテルを用いる方法は、心房性不整脈の原因により関連する２
つのカテゴリーに分類することができる。第１のカテゴリーには、異所性電気活
性の病巣を標的にして局所性不整脈を治療するために用いられる様々な局所切除
法が含まれる。それに応じて、肺静脈を中心とする局所性の不整脈をアブレーシ
ョンするための端部に電極が設けられたカテーテルで、エネルギーの点源を用い
て異常な電気的活動部位をアブレーションする装置及び方法が開発されている。
このような方法では、通常は加える電気エネルギーを増大していき局所外傷を形
成する。第２のカテゴリーには、永久遊走性の再入小波により引き起こされる心
房細動を治療するための方法が含まれる。このような不整脈は、励起波が局所外
傷の周りを回ってしまう場合があるため、通常は局所アブレーション技術の適用
できない。従って、第２のカテゴリーのカテーテルを用いる方法は、再入波の前
部の伝導をブロックするべく心房組織を完全に分離するために連続的な線状外傷
を必要とするｍａｚｅ法などの前述の外科的分離法に模倣するのが一般的である
。
【００１１】 肺静脈を起源とする局所性の不整脈のための切除法の例が、Haissaguerreら著
、「発作性心房細動の左右心房高周波カテーテル治療法（Right And Left Atria
l Radiofrequency Catheter Therapy Of Paroxysmal Atrial Fibrillation）」
、J Cardiovasc Electrophys 7 (12): 1132-1144、１９９６年に記載されている
。この文献には、選択された患者集団に対して行われた、催不整脈病巣を標的と
する局所アブレーションで補完される心房線状外傷を用いた薬剤不反応の発作性
心房細動の高周波カテーテルアブレーションが記載されている。催不整脈惹起部
位は、通常は上肺静脈の内部に位置し、標準的な４ｍｍ先端の単一アブレーショ
ン電極を用いてアブレーションされる。
【００１２】 局所的な源から起こる発作性不整脈のための別のアブレーション法が、Jaisら
著、「個別の高周波アブレーションによる心房細動の病巣源の治療（A Focal So
urce Of Atrial Fibrillation Treated By Discrete Radiofrequency Ablation
）」、Circulation、95: 572-576、１９９７年に記載されている。細動発生過程
を排除するために、左右両心房の催不整脈組織部位に個別の高周波エネルギー源
から幾つかのパルスが加えられる。
【００１３】 カテーテルを用いたアブレーション法による再入小波による不整脈の治療には
、ｍａｚｅ法に用いられているような連続した線形の外傷を生成するための装置
及び方法の開発が必要である。初めは、線状外傷を形成するために「薬物焼灼（
drug burn）」法に従来のアブレーション先端電極を適用した。この薬物焼灼法
の間、エネルギーが加えられているので、心臓内の所定の経路に沿って組織を通
ってカテーテルの先端が引き戻される。別法では、順に先端部電極を配置してか
らエネルギーのパルスを加え、次に所定の線形経路に沿ってこの先端電極を再び
配置し、アブレーションの線を形成し得る。
【００１４】 次に、従来のカテーテルを改良して複数の電極構造を含むようにする。このよ
うなカテーテルは通常、複数のリング電極を含む。これらのリング電極は、カテ
ーテルの先端部から基端方向に様々な距離においてカテーテルの周りに配置され
る。このようなカテーテルを用いる組織アブレーション組立体の詳細な例が、Fl
eischhackerらの米国特許第５，６７６，６６２号明細書、Panescuらの米国特許
第５，６８８，２６７号明細書、及びDesaiらの米国特許第５，６９３，０７８
号明細書に開示されている。
【００１５】 更に、このようなカテーテルを用いる組織アブレーション組立体及び方法の詳
細な例が、Swansonらの米国特許第５，５７５，８１０号明細書、Fleischmanら
のＰＣＴ国際公開第ＷＯ ９６／１０９６１号明細書、Avitallの米国特許第５
，７０２，４３８号明細書、Avitallの米国特許第５，６８７，７２３号明細書
、Avitallの米国特許第５，４８７，３８５号明細書、及びSchaerのＰＣＴ国際
公開第ＷＯ ９７／３７６０７号明細書に開示されている。
【００１６】 線状アブレーショントラックを形成するための実現可能なカテーテルを上述し
たが、実際には、これらのカテーテル組立体の殆どは、拍動する心臓に正確に配
置してその位置を維持し、十分な時間押圧して、心房壁に沿って分かれた複数の
線状外傷を上手く形成することは困難である。実際に上記した多くの方法は、通
常は閉じた経壁的外傷を形成するのに失敗し、ポイントアブレーション或いはド
ラッグ（drag）アブレーション間に残った隙間に再入回路が出現する可能性が残
る。
【００１７】 線状アブレーション方法には欠点があるため、肺静脈口に沿って外周外傷が形
成される心房細動の治療方法が開発された。外周外傷を形成することにより、心
房後壁の実質的な部分を肺静脈に位置する不整脈惹起病巣から分離する外周伝導
ブロックが形成される。また、この方法の別の例では、遊走性の再入小波により
起こる心房細動を治療するために線状外傷と組み合わせ外周外傷を形成てもよい
。これらの方法は、Leshらの米国特許第６，０２４，７４０号明細書に記載され
ている。
【００１８】 このLeshらの米国特許第６，０２４，７４０号明細書には、外周傷害を形成す
るために用いられる外周アブレーション装置組立体が開示されている。この外周
アブレーション装置組立体は、アブレーション要素及びエキスパンド可能な部材
を含む。この装置がエキスパンド可能な部材により肺静脈口に固定され、アブレ
ーション要素にエネルギーが加えられて外周傷害が形成される。
【００１９】 上記した方法及び装置は、外周傷害を形成することによる心房細動の治療に大
きな成功を修めているが、このような方法及び装置の効果を最大に引き出すため
には、肺静脈が心房から延びた位置に正確にアブレーション装置を配置しなけれ
ばならない。現在、肺静脈などの目的の解剖学的部位にアブレーションカテーテ
ルを送るための最も小型の手段が開示されている。
【００２０】 当分野では周知のガイドワイヤ配置法が、患者の血管系の困難な領域内にカテ
ーテルを配置するために広く用いられている。ガイドワイヤ配置法は、通常は患
者の血管系にガイドワイヤを挿入して目的の解剖学的部位に送り、ガイドワイヤ
上をカテーテルを送ることを含む。しかしながら、ガイドワイヤを肺静脈内に配
置することさえ困難であるため、ガイドワイヤは肺静脈にカテーテルを配置する
のに十分な手段とはなり得ない。
【００２１】 当分野で周知の先端部可撓性カテーテルが、カテーテルを配置し易くするため
によく用いられる。先端部可撓性カテーテルは１或いは複数のプルワイヤを内部
に含む。プルワイヤは、先端部可撓性カテーテルの先端部と、操舵機構を備えた
基端側のハンドルに固定されている。通常はカテーテルを患者の血管系を送ると
きに、この操舵機構を用いて通常は一方向にカテーテルの先端部を曲げる。操舵
可能なカテーテル及びその方法についての詳細な例が、Taylorの米国特許第５，
７０２，４３３号明細書、Randolphの米国特許第５，７５５，３２７号明細書、
Mirarchiらの米国特許第５，８６５，８００号明細書、Schaerの米国特許第５，
８８２，３３３号明細書、Willemsの米国特許第６，０２２，９５５号明細書、P
onziの米国特許第６，０２４，７３９号明細書、及びKleinとTalorの米国特許第
６，０８３，２２２号明細書に開示されている。
【００２２】 先端部可撓性カテーテルは心房内の或る部位には成功しているが、既存の先端
部可撓性カテーテルのデザインは、肺静脈内にアブレーションカテーテルを送る
のには十分には適していない。実際に、既存の先端部可撓性カテーテルのデザイ
ンでは、卵円窩から肺静脈にかけての急な角度を案内するのが極めて困難である
。更に、先端部可撓性カテーテルが肺静脈口に到達しても、十分な外周傷害を形
成するのに十分な周囲組織との接触をアブレーション装置が維持できない場合が
よくある。
【００２３】 従って、患者の血管系から肺静脈口に迅速かつ容易に送ることができる改良さ
れたアブレーションカテーテルが要望されている。また、このようなアブレーシ
ョンカテーテルが、肺静脈を心臓の心房後壁から分離するべく外周外傷を形成す
るために周囲組織との接触を維持できるのが理想的である。このような目的を達
成できる装置は、心房細動の治療に大きな進歩をもたらすであろう。
【００２４】本発明の要約 本発明は、患者の血管を介して血管内装置を送り易いようにするためにガイド
ワイヤと共に用いられる改良した先端部可撓性カテーテルデザインに関連する。
本発明は、外周超音波静脈アブレーション（ＣＵＶＡ）を実施して心房細動を治
療するために、肺静脈または肺静脈の枝内にアブレーション要素を送る際に用い
るのに特に適している。
【００２５】 本発明の先端部可撓性カテーテルは、医師がカテーテルの先端部からガイドワ
イヤを送る時に、ガイドワイヤの先端部を目的の方向に向けるのが容易になって
いる。ガイドワイヤを目的の方向に送るのを助けるべく可撓性先端部分を用いる
ことにより、医師がガイドワイヤ（従ってカテーテル）を鋭角に送ることが著し
く容易になった。先端部可撓性カテーテルはまた、従来の他の目的にも用いられ
得る。例えば、可撓性先端部分を曲げて、患者の血管系内をカテーテルを目的の
方向に送ることを助けたり、ガイドワイヤの曲がりに対してカテーテルを進める
ときの抵抗を減少させたりする。先端部可撓性ガイドワイヤは、市販の様々な心
臓用ガイドワイヤと共に用いることができるようにデザインされるのが好ましい
。
【００２６】 本発明の先端部可撓性カテーテルは通常、ハンドル部分、細長いカテーテル本
体、可撓性先端部分、及びガイドワイヤトラッキング機構を含む。ハンドル部分
は、細長いカテーテル本体の基端部に設けられており、患者の血管系内をアブレ
ーション要素を送るための手段を提供する。プルワイヤがハンドル基端部及び可
撓性先端部に取り付けられている。プルワイヤに張ることにより、可撓性先端部
分が細長いカテーテル本体に対して曲がり得る。ハンドル部分を回動させると、
先端部の向きが回動する。
【００２７】 細長いカテーテル本体は、ハンドル部分から可撓性先端部分まで延在する。細
長いカテーテル本体は、内部カテーテル、ステンレス鋼ブレード、及び外層部で
形成されている。内部カテーテルは、ガイドワイヤ内腔、プルワイヤ内腔、膨張
用内腔、同軸ケーブル内腔、及び熱電対リード線内腔を含む複数の内腔を含むよ
うに形成されるのが好ましい。細長いカテーテル本体は、可撓性先端部分よりも
比較的剛性が高い。細長いカテーテル本体はまた、トルクがハンドル部分にかか
ったときに可撓性先端部分に高忠実度にトルクが伝わるように形成されている。
【００２８】 アブレーション要素が、外周領域の組織の少なくとも実質的部分をアブレーシ
ョンするために、可撓性先端部分に配設されている。好適な実施形態では、アブ
レーション要素は、エネルギー源に接続された１或いは複数の超音波トランスデ
ューサを含む。別の実施形態では、アブレーション要素は圧電トランスデューサ
を含む。
【００２９】 固定部材が、アブレーションを行う際にカテーテルを固定するために設けられ
ている。この固定装置は、アブレーションを行う際に拍動している心臓に対して
アブレーション要素を安定して保持するための手段を提供する。好適な実施形態
では、固定部材は、肺静脈口などの外周領域の組織に係合するように適合された
膨張可能なバルーンを含む。
【００３０】 本発明はまた、心房から肺静脈が延びた位置における外周領域の組織の実質的
な部分をアブレーションするための方法に関連する。
【００３１】 本発明の他の特徴及び利点は、本発明の特徴を例示する添付の図面を用いた後
述の説明から明らかになるであろう。
【００３２】好適な実施形態の詳細な説明 本発明は、ガイドワイヤと共に用いて、カテーテルが患者の血管系内を容易に
移動できるようにする先端部可撓性カテーテルに関する。本発明は、カテーテル
を用いる治療分野において広範に適用できるが、例示目的のために本発明は、外
周アブレーションカテーテルが肺静脈口に送られる心房細動の治療について説明
する。図１乃至図１８Ｂを参照しながら肺静脈の分離のための幾つかの実施形態
を説明する。図１の線図には、関連する治療法の概略が示されている。図１９乃
至図２８は、本発明の先端部可撓性カテーテル組立体及びその方法が示されてい
る。
【００３３】 以下に本明細書に用いる用語を説明する。
【００３４】 その派生語を含む用語「体内空間」は、少なくとも一部が組織壁で画定された
体内のあらゆる腔或いは管腔を意味するものとする。例えば、心臓の各部屋、子
宮、胃腸管領域、及び動脈／静脈血管はすべて、意図する範囲内の体内空間の例
である。
【００３５】 その派生語を含む用語「体腔即ち体の内腔」は、管状組織壁により長さに沿っ
て囲まれ、かつ体内空間の外側に連通した少なくとも１つの開口において両端の
それぞれが終っている、あらゆる体内空間を意味するものとする。例えば、大腸
、小腸、精管、気管、及びファロピー管はすべて、意図する範囲内の内腔の例で
ある。血管もまた体腔であり、分岐点間の血管の領域も体腔に含まれる。より具
体的には、肺静脈口を画定する左心室壁組織は通常は固有のテーパ状の内腔形状
であるが、左心室壁に沿った肺静脈口の分岐部分間の肺静脈領域を含む肺静脈も
意図する範囲内の内腔である。
【００３６】 その派生語を含む用語「外周」または「外周の」は、囲んで閉じた空間領域を
画定する外側の境即ち周囲を形成する連続経路或いは連続線を含む。このような
連続経路は、外側の境即ち周囲に沿った或る位置から始まり、その外側の境即ち
周囲に沿って進み元の位置に戻ると、このように画定された空間領域を取り囲む
。その派生語を含む関連する用語「周囲を囲む」は、画定された空間領域を囲む
、或いは包囲する面を含む。従って、空間領域の周りをトレースする或る位置か
ら始まって実質的に同じ位置で終わる連続線が、その空間領域の「周囲を囲み」
、その空間を取り囲む経路に沿って移動した距離を含む「外周」を有する。
【００３７】 更に、外周経路即ち外周成分は、幾つかの形状の内１或いは複数の形状をとり
、例えば、円形、矩形、卵形、楕円形、またはその他の閉じた平面などがある。
外周経路はまた、例えば、平行即ちオフ軸の２つの異なる面における対向した２
つの半円形を含む経路などの三次元型でもよい。これらの２つの面は、その２つ
の面をブリッジする線分によって各端部において連結されている。
【００３８】 本発明に従った「外周伝導ブロック」が肺静脈壁に沿った外周経路に続く組織
領域に沿って形成され、肺静脈内腔を取り囲み、その肺静脈の長軸に沿った電気
伝導を分断する。従って、横断する外周伝導ブロックにより、肺静脈の長軸に沿
い、かつその伝導ブロックに対する肺静脈壁上側部分と下側部分との電気伝導が
分断される。
【００３９】 図２Ａ乃至図２Ｄに、様々な外周経路Ａ，Ｂ，Ｃ及びＤが例示目的で示されて
いる。これらの外周経路はそれぞれ、肺静脈壁部分に沿って移動し、ａ，ｂ，ｃ
及びｄで示される画定された空間領域を取り囲んでいる。更に、図２Ｄには３次
元型の外周経路の例が示されている。図２Ｅは外周経路Ｄの分解組立斜視図であ
って、この外周経路Ｄは、図２Ｄに示されている領域ｄを構成する肺静脈内腔の
複数の面、即ちｄ´、ｄ´´、及びｄ´´´の各部の外縁を通っている。
【００４０】 その派生語を含む用語「分断」は、空間領域を離間した領域に分割することを
意味する。従って、図２Ａ乃至図２Ｄに示されている外周経路によって囲まれた
各領域が、その内腔及び壁部を含むそれぞれの肺静脈を分断している。この分断
により、それぞれの肺静脈が、例えばその分断領域の一側に位置する図２Ａの領
域Ｘなどの第１の長手領域と、例えば図２Ａの領域Ｙなどの分断面の他側に位置
する第２の長手領域とに分割される。
【００４１】 従って、本発明に従った「外周伝導ブロック」が肺静脈壁に沿った外周経路に
続く組織領域に沿って形成され、肺静脈内腔を取り囲み、その肺静脈の長軸に沿
った電気伝導を分断する。従って、横断する外周伝導ブロックにより、肺静脈の
長軸に沿い、かつその伝導ブロックに対する肺静脈壁上側部分と下側部分との電
気伝導が分断される。
【００４２】 その派生語を含む用語「アブレーションする」または「アブレーション」は、
機械的、電気的、化学的、またはその他の組織の構造的性状を実質的に変えるこ
とを含む。以下に例を示す様々な装置の例を参照しながら説明するアブレーショ
ンを含む文脈において、「アブレーション」は、アブレーションされた心組織か
らの電気信号或いは心臓組織内を通る電気信号の伝導を実質的にブロックするよ
うに組織の特性を十分に変化させることを含むものとする。
【００４３】 その派生語を含む「アブレーション要素」の文脈内の用語「要素」は、組織領
域を集合的にアブレーションするべく配置された電極などの独立した要素、また
は複数の離間した電極などの複数の独立した要素を含むものとする。
【００４４】 従って、用語の定義に従った「アブレーション要素」は、指定された組織領域
をアブレーションするように適合された様々な特定の構造が含まれる。例えば、
本発明に用いられる或る好適なアブレーション要素は、後述する実施形態の開示
に従えば、エネルギー源に接続されてエネルギーが加えられると、組織をアブレ
ーションするのに十分なエネルギーを放出するように構成された「エネルギー放
射」型構造から形成され得る。従って、本発明に用いられる好適な「エネルギー
放射」アブレーション要素としては、高周波（ＲＦ）電源などの交流（ＡＣ）ま
たは直流（ＤＣ）電源に接続されるように構成された電極要素と、マイクロ波エ
ネルギーからエネルギーが与えられるアンテナ装置と、対流または伝導による熱
交換、電流による抵抗加熱、または光による光加熱などによって、熱を放出する
べくエネルギーが加えられる金属要素または他の熱導体などの加熱要素と、レー
ザなどの光放出装置と、好適な励起源に接続されると組織をアブレーションする
のに十分な超音波を発生するように構成された超音波水晶装置などの超音波装置
とが挙げられる。
【００４５】 更に、後述の本発明の詳細な説明に従って構成されれば、組織の性質を変化さ
せる他の装置も本発明の「アブレーション要素」として適し得る。本発明の開示
に従って構成されれば、例えば、組織の構造を実質的に変化させるのに十分に組
織を冷却するように構成された低温アブレーション（cryogenic）要素は「アブ
レーション要素」として適し得る。更に、流体供給源に連通した独立したポート
または複数のポートなどの流体供給部を用いて、アルコールを含む流体などのア
ブレーション流体をポートに近接した組織に注入してその組織の性質を実質的に
変化させ得る。
【００４６】 ここで用いる用語「アンカー」は、外周アブレーション要素及び／または線状
アブレーション要素が左心房の後壁に十分に近接して配置されるように、開示す
るアブレーション装置組立体の少なくとも一部を肺静脈または肺静脈口に固定し
て、標的組織にアブレーション可能に係合するようにするあらゆる構造を包含す
るものとする。開示の範囲内の好適なアンカーの例として、従来のガイドワイヤ
、バルーンを備えたガイドワイヤ、可撓性／操舵可能ガイドワイヤ、シェープド
スタイレット（shaped stylets）、径方向にエキスパンド可能な部材、及び膨張
部材などが挙げられる。
【００４７】 その派生語を含む用語「診断する」は、心房性不整脈の疑いがある或いは不整
脈と推定された患者、並びに心房性不整脈を示唆する特定の症状またはマッピン
グされた導電性を有する患者を特定すること含むものとする。
【００４８】肺静脈の分離 上記したように、心房細動の治療方法を、図１の流れ図に図表的に広く例示し
た。診断ステップ（１）に従って心房細動と診断された患者は、治療ステップ（
２）に従って外周伝導ブロックで治療される。
【００４９】 図１の方法の一態様では、肺静脈の不整脈起源即ち病巣から発生する病巣性不
整脈と診断された患者はこの方法に従って治療され、不整脈起源を含む壁部組織
か或いは起源と左心房との間に存在する壁部組織の外周経路に沿って外周伝導ブ
ロックが形成される。壁部組織の外周経路が不整脈起点を含む場合は、その焦点
を通るように伝導ブロックを形成して起点の不整脈組織を破壊する。後者の場合
は、不整脈焦点はなお異常に伝導し得るが、このような異常伝導は、外周伝導ブ
ロックにより心房壁部組織へ伝わらず、影響を与えることがない。
【００５０】 この方法の別の態様では、診断ステップ（１）に従って心房壁に沿った複数の
領域を起点とする複数の小波による不整脈と診断された患者は、治療ステップ（
２）に従って外周伝導ブロックが形成され得ると共に、低侵襲性のｍａｚｅ型カ
テーテルアブレーション法で近接する肺静脈口間に細長い線状の伝導ブロック領
域が形成され得る。本発明の方法のこの態様の詳細は、図９Ａ乃至図９Ｆを用い
て後述する外周外傷と細長い線状外傷の両方を形成できるアブレーション装置を
参照しながら説明する。
【００５１】 図１に示されている本発明の更なる態様では、治療ステップ（２）に従って、
幾つかある方法の内の１つの方法で外周伝導ブロックが形成され得る。図示して
いない或る方法では、外周伝導ブロックが、外科切除或いは肺静脈を機械的に横
断する別の方法で形成され得る。外周傷害は、ｍａｚｅ法では一般的である生理
的な創傷反応により自然に治癒するが、一般に傷害部位における電気伝導は回復
しない。図示しない別の例では、１或いは複数の肺静脈の外周伝導ブロックが心
外膜アブレーション法により形成され得る。この場合、アブレーション要素を、
標的肺静脈の回りに配置するか、或いは標的肺静脈の外周をエネルギーが加えら
れながら移動するようにして、「アウトサイド−イン」法で近接組織をアブレー
ションする。この代替法は、開胸法の際に行われるか、または他の既知の心外膜
アクセス法を用いて行われる。
【００５２】 図３は、本発明の外周アブレーション装置組立体を用いて、心房から肺静脈が
延びている部位に外周伝導ブロックを形成する一連のステップを図表的に示す。
図３に従った外周アブレーション法は、配置ステップ（３）として図３に集合的
に示されている一連の各ステップに従って肺静脈に沿ったアブレーション領域に
外周アブレーション装置を配置すること、その後にアブレーションステップ（４
）に従ってそのアブレーション領域における肺静脈組織の連続する外周領域をア
ブレーションすることを含む。
【００５３】 図３の方法に従った配置ステップ（３）では、詳細を後述するように、先ずカ
テーテルの先端部を経中隔的アクセス法に従って左心房内に配置する。「セルデ
ィンガー」法により、先ず右静脈系に到達させる。この方法では、大腿静脈など
の末梢静脈に針で孔を開け、導入シースを受容できる十分な大きさにその孔を拡
張器で拡張子し、少なくとも１つの止血弁を備えた導入シースをその孔に配置し
て適切に止血する。導入シースを配置したら、ガイドカテーテル或いはシースを
その導入シースの止血弁から導入して、末梢静脈に沿って大静脈の領域及び右心
房内に送る。
【００５４】 右心房に到達したら、ガイドカテーテルの先端部を心房内中隔壁の卵円窩に配
置する。次に、ブロッケンブラッフニードル或いはトロカールを卵円窩に刺さる
までガイドカテーテル内を先端方向に進める。このニードルと共に別の拡張器を
卵円窩を通し、ガイドカテーテルを配置するための隔壁を貫通するアクセスポー
トを設けることができる。次に隔壁を貫通するニードルをガイドカテーテルに換
え、卵円窩を介して左心房に配置し、これにより目的の装置をガイドカテーテル
により左心房内に到達させることができる。
【００５５】 しかしながら、他の左心房アクセス法も、本発明の外周アブレーション装置組
立体を用いるための適切な代替法となり得ると考えられる。図示しない別の代替
法として、ガイドカテーテルが動脈系から左心房内に導入される「逆行（retrog
rade）」法を用い得る。この方法では、セルディンガー法を用いて、静脈ではな
く、例えば大腿動脈の動脈系から血管へのアクセスを得る。ガイドカテーテルを
大動脈から挿入して大動脈弓を経て心室内へ、更に僧帽弁を介して左心房内に送
る。
【００５６】 上記したように左心房への経中隔的アクセスが得られたら、図３に従った配置
ステップ（３）の次の過程で、ガイドワイヤを肺静脈内に送る。ガイドワイヤは
、ある指向付けカテーテルを用いて、ガイドカテーテルと同軸にあるそのガイド
カテーテル内の第２のサブ選択性デリバリカテーテル（sub-selective delivery
catheter）（図示せず）でそのガイドワイヤを案内して肺静脈内に送ることが
可能である。このような方向付けカテーテルの例は、Swartzに付与された米国特
許第５，５７５，７６６号に開示されている。或いは、卵円窩に位置するガイド
カテーテルの先端側の目的の肺静脈を唯一選択する十分な剛性及び左囲鰓腔にお
ける操作性を有するガイドワイヤであっても良い。しかしながら、図１９乃至図
２８を参照しながら後述する先端部可撓性カテーテルを用いてガイドワイヤを肺
静脈内に導入するのが好ましい。
【００５７】 肺静脈へのアクセスが得られたら、図３の配置ステップ（３）の次の過程で、
外周アブレーション装置組立体の先端部分を、ガイドワイヤを利用して肺静脈内
に送る。次に、外周伝導ブロックが形成されるべき肺静脈のアブレーション領域
に外周アブレーション装置を配置する。
【００５８】外周アブレーション装置及び方法 図４は、図３を用いて説明した配置ステップ（３）及びアブレーションステッ
プ（４）に用いられる外周アブレーション装置組立体１００を示す図である。こ
の外周アブレーション装置組立体１００は、ガイドカテーテル１０１、ガイドワ
イヤ１０２、及び外周アブレーションカテーテル１０３を含む。
【００５９】 より具体的には、図４は、図３に従って経中隔的アクセス法を行った後のガイ
ドカテーテル１０１、及び図３のステップ（３）に従って肺静脈内に送られて配
置された後のガイドワイヤ１０２を示す図である。図４は、先端ガイドワイヤト
ラッキング部材を用いてガイドワイヤ上を同軸的にトラッキングする外周アブレ
ーションカテーテル１０３を示す図である。この先端ガイドワイヤトラッキング
部材はその一部が、細長いカテーテル本体１３０の先端部分１３２に位置する第
１のガイドワイヤポート１４２及び第２のガイドワイヤポート１４４において明
確に示されている。ガイドワイヤ内腔（図示せず）が、第１のガイドワイヤポー
ト１４２と第２のガイドワイヤポート１４４との間に延在し、スライド可能にガ
イドワイヤを受容してそのガイドワイヤをトラッキングできるように適合されて
いる。図４の特定の態様では、第２の先端ガイドワイヤポート１４４は、細長い
カテーテル本体１３０の先端部分１３２に位置し、かつ第１の先端ガイドワイヤ
ポート１４２の基端側に位置する。
【００６０】 当業者には明らかなように、上記した図４に示す先端ガイドワイヤトラッキン
グ部材は、先ずガイドワイヤが肺静脈に配置された後で、「バックローディング
（backloading）」技術により体外のガイドワイヤにスライド可能に取り付ける
ことができる。更に、このガイドワイヤトラッキング部材は、細長いカテーテル
本体１３０の基端部分におけるガイドワイヤ内腔が必要ないため、この領域にお
けるカテーテル軸の外径を小さくすることが可能となる。しかしながら、例えば
図６Ａ乃至図６Ｂの潅流の実施形態を参照して後述するような、細長いカテーテ
ル本体の基端部分に第２の先端ガイドワイヤポートが設けられる設計でもよい。
【００６１】 加えて、図４に示されている第１のポートと第２のポートとの間の細長いカテ
ーテル本体内を通るガイドワイヤ内腔を含めることは、本発明に従った許容でき
るガイドワイヤトラッキング部材の範囲を限定するものではない。ガイドワイヤ
をスライド可能に受容しそのガイドワイヤをトラッキングできるように適合され
た孔を有する他のガイドワイヤトラッキング部材も許容範囲とみなされる。例え
ば、Arneyに付与された米国特許第５，５０５，０２号に開示されたようなガイ
ドワイヤと係合するように適合された構造などがある。この特許を参照すること
を以ってこれを本明細書の一部とする。
【００６２】 各図面により示される様々な組立体及び方法は、外周アブレーション装置のガ
イドワイヤトラッキング部材に結合されたガイドワイヤを含むが、他の細部を変
更した例も、アブレーション領域に外周伝導ブロックを形成するためにその領域
に外周アブレーション装置を配置するのに適している。例えば、代替の外周アブ
レーションカテーテル（図示せず）には、ガイドワイヤがアブレーションカテー
テルと一体となっている「固定ワイヤ」型の設計がある。別の代替の組立体では
、上記したSwartzに付与された米国特許第５，５７５，７６６号を参照して説明
した肺静脈内にガイドワイヤを挿入するための同種のサブ選択性シースを用いて
、外周アブレーションカテーテル装置を心房を経て肺静脈内に挿入してもよい。
【００６３】 図４はまた、エキスパンド部材１７０に設けられた外周アブレーション要素１
６０を備えた外周アブレーションカテーテル１０３を示す図である。図４に示さ
れているエキスパンド部材１７０は、図３の配置ステップ（３）に従って肺静脈
内に経皮的に内腔内を通すために径方向に膨張する前の状態である。しかしなが
ら、エキスパンド部材１７０は、図５に示されているように膨張用アクチュエー
タ１７５により、径方向に膨張した状態になるように適合されている。膨張用ア
クチュエータ１７５は、限定するものではないが圧縮可能な流体源を含み得る。
図５に示されている膨張した状態では、エキスパンド部材１７０は、カテーテル
本体の長手軸に対して動作長さＬを有し、径方向に膨張する前の状態よりも大き
な膨張した外径ＯＤを有する。更に、膨張した外径ＯＤは、肺静脈のアブレーシ
ョン領域に外周が係合するのに十分な大きさである。従って、用語「動作長さ」
は径方向に膨張したときに、次の膨張した外径を有するエキスパンド部材の長さ
を指す。すなわち、（ａ）径方向に膨張する前の位置のエキスパンド部材の外径
よりも大きく、（ｂ）体内空間の壁部即ち近接するアブレーション領域の少なく
とも２つの対向する面において、エキスパンド部材を固定するために十分な表面
積をもって、エキスパンド部材を取り囲む前記体内空間の壁部即ち近接するアブ
レーション領域に十分に係合できる長さである。
【００６４】 外周アブレーション部材１５０は、模式的に図示された細長いカテーテル本体
の基端部分でアブレーションアクチュエータ１９０に接続された、動作長さＬの
外面の外周バンド（陰影で示された部分）を含む。エキスパンド部材１７０が、
アブレーション領域の肺静脈壁部に動作長さＬの少なくとも一部が周方向に係合
するように径方向への膨張が調整された後、アブレーションアクチュエータ１９
０により外周アブレーション部材１５０の外周バンドが肺静脈壁部における外周
経路の組織をアブレーションし、肺静脈内腔を取り囲み肺静脈の電気伝導を横断
する外周外傷を形成して、肺静脈の長手軸に沿った方向の伝導を遮断する。
【００６５】 図６Ａは、図３の方法に従って用いられる別の外周アブレーションカテーテル
２０３を示す図である。図６Ｂに破線で示されている潅流用内腔２６０が、細長
いカテーテル本体２３０の先端部分２３２内に形成されている。潅流用内腔２６
０は、この例では第１の先端ガイドワイヤポート２４２即ち先端潅流ポート２４
２と基端潅流ポート２４４との間に形成されている。基端側潅流ポート２４４は
、細長いカテーテル本体２３０の壁部を貫通して形成され、先端ポートと基端ポ
ートとの間に潅流内腔を成すガイドワイヤ内腔（図示せず）と連通している。図
示されているこのような設計では、肺静脈内にアブレーション要素を配置するた
めにガイドワイヤが配置されたら、先端側潅流ポート２４２内へ血液が順行性に
流れるように基端側潅流ポート２４４の基端側に前記ガイドワイヤを引くことに
より、両ポート間の破線で示された内腔を空け、矢印で模式的に示すように血液
が潅流内腔に沿って基端側に流れ、基端側潅流ポート２４４から流れ出て心房に
入るようにする。
【００６６】 図６Ａ及び図６Ｂに示す潅流設計では、更に、「オーバーザワイヤ（over the
wire）」型の設計でカテーテル本体２３０の全長に亘って延在するガイドワイ
ヤ内腔の中にガイドワイヤ１０２が配置される。このような設計では、ガイドワ
イヤを基端側に引くと潅流が可能になると共に、後にカテーテルの再配置のため
に第１の先端ガイドワイヤポート２４２を介してガイドワイヤを先端方向に再び
送ることができる。図示しない別の例では、ガイドワイヤを単純に引いて第２の
先端ガイドワイヤポートから離す。ただし、外周アブレーションカテーテルは、
先端ガイドワイヤトラッキング部材をそのガイドワイヤと再結合するために体か
ら取り出さなければならない。
【００６７】 図６Ａの実施形態の変更例である図示しない別の代替例では、基端側潅流ポー
トが、第２の先端ガイドワイヤポートとエキスパンド部材との間に独立したポー
トとして設けられているため、ガイドワイヤを基端側に引くとことによりガイド
ワイヤ内腔が空き、第１の先端ガイドワイヤポートと基端潅流ポートとの間に潅
流内腔が形成される。しかしながら、この代替例のガイドワイヤは、第２の先端
ガイドワイヤポートと基端側潅流ポートとの間のガイドワイヤ内腔内に係合して
残存する。
【００６８】 エキスパンド部材の拡張時の潅流により、血液の静止を最小に抑えることがで
き、心房性不整脈治療の際、標的肺静脈が心房に血液を送り続けることが可能と
なる。更に、より詳細な以降に示す実施形態に記載されているように、アブレー
ション要素がアブレーション領域において熱伝導で組織をアブレーションする場
合、図６Ａ及び図６Ｂの変更例に従った潅流構造により、エキスパンド部材に近
接した血液を含む周りの領域が冷却され得る。
【００６９】 更に、図６Ａ及び図６Ｂを参照しながら説明した特定の潅流構造に加えて、エ
キスパンド要素の膨張時に潅流を可能とする他の構造の例も、本発明の範囲を逸
脱することなく当業者にとって好適な代替となることを理解されたい。
【００７０】 図７は、図３乃至図６を用いて段階的に示された外周アブレーション装置組立
体の使用方法に従って、肺静脈壁５３のアブレーション領域の回りに外周外傷７
０が形成された後、外周アブレーション装置組立体が除去された肺静脈５２を示
す。図示されているように、外周傷害７０は、肺静脈口５４に近接した肺静脈に
沿った位置にあり、「経壁的」である。ここで用いる「経壁的」とは、一側から
他側にかけて完全に壁部を貫いているという意味である。また、図７に示されて
いるように外周外傷７０は、「連続的」な外周バンドを形成している。ここで用
いる「連続的」とは、肺静脈壁の回りに隙間なく肺静脈内腔を取り囲んでいると
いう意味である。
【００７１】 しかしながら、本発明に従った外周アブレーション装置を備えた外周カテーテ
ルアブレーションは、傷害の外周或いは壁部内に実際にはアブレーションされて
いない組織が残り得るが、そのような部分は伝導信号の経路としては実質的に十
分ではない。従って、上記したように定義した用語「経壁的」及び「連続的」は
機能的制限を有することを意味する。すなわち、アブレーション領域の一部の組
織がアブレーションされなくても、症候性催不整脈性信号が伝導ブロックを介し
て肺静脈から心房内に伝導することを可能にする機能の隙間が存在しない。
【００７２】 更に、上記した機能的に経壁的及び連続的外傷の性質は、肺静脈における完全
な外周伝導ブロックの特徴である。従って、このような外周伝導ブロックは静脈
を横断し、外傷の長手方向における静脈の一側部分と他側部分との間の伝導を遮
断する。従って、伝導ブロックの心房側とは反対側の催不整脈性伝導の発生源で
あるあらゆる病巣からの心房への伝導が伝導ブロックにより遮断され、心房性不
整脈の影響が無になる。
【００７３】 図８Ａ及び図８Ｂは、外周アブレーション装置の更なる変更例を示す図である
。この例では、外周アブレーション部材３５０が、肺静脈口５４に整合するよう
に適合された径方向に順応性のエキスパンド部材３７０を含む。このエキスパン
ド部材３７０は、左心房においてその少なくとも一部を径方向に膨張した位置に
調整してから肺静脈口５４に導入して、肺静脈口５４に整合するように構成され
ている。外周アブレーション要素３５２は、エキスパンド部材３７０の回りにバ
ンドを形成しており、アブレーションアクチュエータ１９０に接続されている。
図８Ａは、左心房５０において径方向に膨張した位置に調整された後のエキスパ
ンド部材３７０を示す図である。更に、図８Ｂは、外周アブレーション要素３５
２を含む外周アブレーション部材の伸長した動作長さＬの少なくとも一部が肺静
脈口５４に係合するまで肺静脈５２内に導入された後のエキスパンド部材を示す
図である。図示されているように、エキスパンド部材のテーパ先端部３７４が肺
静脈に整合しており、外周アブレーション要素３５２が肺静脈口５４及び場合に
よっては左心房の後壁の一部にアブレーション可能に接触するように基端部３７
２が径方向に膨張している。図８Ｃは、外周外傷を形成するべく外周アブレーシ
ョン要素が動作された後の、肺静脈口５４の領域を包含する外周伝導ブロックを
形成する外周外傷７２の一部を示す図である。
【００７４】 肺静脈口に整合しているのに加えて、図８Ｂに示されているようにエキスパン
ド部材の基端部分３７２が、肺静脈口５４を囲む左心房後壁に沿った組織の外周
経路にも係合している。更に、外周アブレーション部材の外周バンド３５２も心
房壁組織に係合するように適合されている。従って、図８Ａ及び図８Ｂを参照し
ながら連続する各ステップで説明した、一部が図８Ｃに示されている方法に従っ
た外周伝導ブロックの形成には、心房組織壁及び肺静脈口５４を囲む肺静脈壁の
外周経路をアブレーションすることを含む。従って、図８Ａ及び図８Ｂを参照し
ながら順に説明した、最終的に図８Ｃの外周外傷７２が形成される方法により、
肺静脈口を含む全肺静脈が、もう一方の肺静脈口を含む左心房壁の少なくとも実
質的な部分から電気的に分離されることは当業者には明らかである。
【００７５】 図８Ｄ乃至図８Ｅは、肺静脈及び肺静脈口を左心房壁の実質的な部分から電気
的に分離するのに相当有利な別の外周アブレーション装置の実施形態及びその使
用方法を示す。しかしながら、図８Ａ乃至図８Ｃを参照して説明した実施形態と
は異なり、図８Ｄ乃至図８Ｅに示す実施形態は、図８Ｆに示されている形成され
た外周伝導ブロック７２´から明らかなように、肺静脈または肺静脈口の内腔即
ち内層に沿った組織をアブレーションしないで肺静脈を分離する。
【００７６】 詳細には、図８Ｄに、図８Ａ及び図８Ｂに示されているような類似の装置組立
体が示されている。ただし、外周バンド３５２´が、肺静脈口を取り囲む左心房
後壁に沿った組織の外周経路のみに係合するように、ある形状（主幅）を有して
エキスパンド部材の基端部分３７２´の回りに配置されている。図示されている
ように、テーパ先端部分３７４´が肺静脈５２に係合している。本実施形態の一
態様では、エキスパンド部材の適合を、外周バンドが適合性のみにより左心房壁
組織に対して配置されるように肺静脈口の領域に対して自己適合性とすることが
できる。
【００７７】 別の変更例では、図８Ｅに例が示されているようなテーパ形状を有する洋ナシ
形のエキスパンド部材即ちバルーンが図８Ｄに従って好適に用いられ得る。この
ような洋ナシ形状は、まずエキスパンド部材即ちバルーンの中に予備形成したり
、また、エキスパンド部材が、例えばバルーン構造内に複合構造などを使用する
などして、膨張するときに制御された適合性によりこの形状に形成されるように
適合され得る。いずれの場合も、洋ナシ形の例では、アブレーション部材の外周
バンド３５２´が、図８Ｄに例示された方法に従って用いられる際に左心房後壁
に面するように適合されているテーパ形状の外面に沿って配置されるのが好まし
い。更に、アブレーション要素を、図８Ｅに陰影が付けられて例示されている延
長バンド３５２´´などのテーパの他の部分に沿って延長したり、代わりにその
部分に配置することも考えられる。従って、延長バンド３５２´´を含む図８Ｅ
に示されている例は、図８Ａ乃至図８Ｃに示されている方法に従うなどして肺静
脈及び肺静脈口内の組織に沿って外周伝導ブロックを形成するのに用いられるこ
の装置の実施形態を取り得る。
【００７８】 肺静脈や肺静脈口の組織をアブレーションしないで、左心房後壁に沿った組織
の外周経路に沿い、かつ肺静脈口を取り囲む外周伝導ブロックを形成する方法は
、図８Ｄ乃至図８Ｆに例示された特定の装置の実施形態に限定されるものではな
い。他の装置の例も、この方法に従って用いられる許容される代替となり得る。
好適と思われるある特定の例では、図１５を参照して後述される実施形態などの
「ループ型」アブレーション部材が、左心房内に「ループ型」アブレーション要
素を形成するように適合されており、このループが心房壁に沿い、かつ静脈口を
取り囲む外周経路組織に係合するように左心房後壁に向かって進められる。次に
、ループ型アブレーション要素を動作させて、後に例を示す肺静脈口の回りに所
定のパターンを形成する烙鉄などのように、係合している組織をアブレーション
する。更に、他の装置または方法の例も適当な代替となり得ることは当業者には
明らかであろう。
【００７９】 図９Ａ乃至図９Ｄは、外周アブレーション装置組立体を用いて、左心房壁に沿
った複数の小波による再入型の細動の治療に用いられる前記した低侵襲性のｍａ
ｚｅ式の方法での細長い線状外傷の形成に対して追加的に外周伝導ブロックを形
成する際に用いられる方法をひとまとめに示す。この低侵襲性のｍａｚｅ式の方
法は、前記したように左心房壁に沿った複数の小波による再入型の細動の治療に
用いられる方法である。
【００８０】 より具体的には、図９Ａは、肺静脈間に形成される細長い線状伝導ブロックと
交差する外周伝導ブロックを形成して、ｍａｚｅ式の方法を実施するためのステ
ップの概要を示す。参照することを以って本明細書の一部とする同時係属米国特
許出願第０８／８５３，８６１号（名称、「組織アブレーション装置及びその使
用方法（Tissue Ablation Device and Method of Use）」）に開示されているよ
うに、図９Ａのステップ（５）及び（６）に一部が示されているように近接する
肺静脈口の全ての対におけるアンカー間に線状外傷５７，５８及び５９を形成し
て、各肺静脈と境界を成して催不整脈性心房壁領域を取り囲むボックス状伝導ブ
ロックを形成し得る。しかしながら、ある種の適用例では、このような線状外傷
は肺静脈口の表面積に対して十分に細く形成されることによりそれらが交差しな
い場合があり、図９Ｂの線状外傷５７と線状外傷５８との間に示されているよう
なボックスに移出入する異常伝導の前不整脈経路が出現し得る隙間が線状外傷間
に残存すると考えられる。従って、図９Ｃに示されているように外周アブレーシ
ョン部材４５０を配置して、図９Ａのステップ（７）に従った外周伝導ブロック
を形成することにより、線状外傷５７と線状外傷５８が連結されてギャップがな
くなる。
【００８１】 図９Ｂ及び図９Ｃに示されている実施形態の更なる変更例である、外周アブレ
ーション要素４５２及び線状アブレーション要素４６１を含む別の外周アブレー
ション装置組立体が図９Ｄに示されている。図示されているように外周アブレー
ション部材４５０は、カテーテル軸に対して非対称に径方向に膨張した位置に適
合されるエキスパンド部材４７０を含む。線状アブレーション部材４６０は、細
長いカテーテル本体に沿って外周アブレーション部材４５０から延出している。
膨張して肺静脈壁に十分に係合すると、エキスパンド部材４７０が、線状アブレ
ーション部材４６０の第１の端部４６２に対して少なくとも部分的にアンカー機
能を提供する。
【００８２】 図９Ｄに破線で示されているように成形スタイレット４６６が、線状アブレー
ション部材４６０の第２の端部４６４の領域における細長いカテーテル本体内に
配置されている。この成形スタイレット４６６は、第２の端部４６４を肺静脈口
内に押し込み、線状アブレーション部材４６０が近接する肺静脈口間の左心房壁
に実質的に接触して図９Ａの方法に従って線状アブレーションが形成されるよう
にする。成形スタイレット４６６の使用に加えて、第２の端部４６４に近接して
異なる第２のアンカーを用いてもよい。このようなアンカーには、例えば図９Ｅ
においてガイドワイヤ４６７に係合している中間ガイドワイヤトラッキング部材
４６６´として示されているような、肺静脈内に係合したガイドワイヤ上をトラ
ッキングする中間ガイドワイヤトラッキング部材を用いることができる。
【００８３】 図９Ｄに示されている実施形態の更なる変更例である、外周アブレーション要
素４５２及び線状アブレーション要素４６１を含む別の外周アブレーション装置
組立体が図９Ｅに示されている。図示されているように外周アブレーション部材
４５０は、カテーテル軸に対して非対称に径方向に膨張した位置に適合されたエ
キスパンド部材４７０を含む。線状アブレーション部材４６０は、細長いカテー
テル本体に沿って外周アブレーション部材４５０から延出している。膨張して肺
静脈壁に十分に係合すると、エキスパンド部材４７０は、線状アブレーション部
材４６０の第１の端部４６２に対して少なくとも部分的にアンカー機能を提供す
る。
【００８４】 更に、図９Ａに模式的に示され、詳細が図９Ｂ乃至図９Ｃに示されている方法
は、例示目的の具体的に順を追ったステップを示している。例示された順番に従
い、まず線状外傷が形成され、次に外周伝導ブロックに連結される。しかしなが
ら、外周伝導ブロックを、線状外傷即ち伝導ブロックが形成される前に形成して
もよいし、最終的に外傷を組み合わせることにより外周ブロックが線状ブロック
に交差して連結されるのであれば、連続ステップを別の順に様々に組み合わせて
もよい。更に、線状外傷を連結する外周伝導ブロックは、図８Ｃに関連して図示
及び説明した実施形態を考慮した、図９Ａ乃至図９Ｅを参照しながら図示及び説
明した実施形態から考えられるような、肺静脈口を取り囲みその他の左心房壁か
ら電気的に分離する外周経路組織を含む。
【００８５】 図９Ａ乃至図９Ｅを参照して図示及び説明した実施形態に加えて、より侵襲性
の低いｍａｚｅ式の方法を実施するべく、外周伝導ブロックと線状伝導ブロック
の組み合わせ装置組立体及びその使用についての他の方法が考えられる。例えば
、図９Ｆは、図８Ａ乃至図８Ｃの実施形態に従って形成された外周伝導ブロック
５７と図９Ｂに例が示された方法に従って形成された線状外傷の対との組み合わ
せによって得られる特定の外傷パターンの１つを示す。図９Ｇに示されている更
なる例では、図９Ｂの線状外傷の対と図９Ｄ乃至図９Ｆを参照して例が示された
実施形態に従って形成された外周伝導ブロックとの組み合わせによる別の外傷パ
ターンが形成されている。図９Ｆの最終的な外傷パターンと図９Ｇの最終的な外
傷パターンは、形成された外周伝導ブロックの形状及び位置がやや異なるが、そ
れぞれの外周伝導ブロックが心房壁組織の外周経路を含むという点で類似してい
る。このような外周伝導ブロックが近接する肺静脈口間に形成される場合、ｍａ
ｚｅ式の方法の際、短い線状外傷で十分に外周外傷間を連結することができる。
【００８６】 この最後に、本発明は更に、複数の外周伝導ブロックが心房壁組織に形成され
、各肺静脈口がある外周伝導ブロックに囲まれ、かつその外周伝導ブロックで電
気的に分離される、より侵襲性の低いｍａｚｅ式の方法（図示せず）のための別
の変更例も考えられる。一連の４本の線状外傷を、隣接する肺静脈口の複数の対
の間に、対応する近接する外周ブロックと交差し連結するように形成し得る。こ
れにより、ボックス状伝導ブロックが４つの外周伝導ブロックと４本の連結した
線状外傷によって形成される。第５の線状外傷を、少なくとも一部のボックス状
伝導ブロックと、例えば僧帽弁輪などの別の所定の位置との間に形成してもよい
。
【００８７】 図９Ｈは、より侵襲性の低いｍａｚｅ式の手術の際に、肺静脈口を取り囲む心
房壁組織に沿って外周伝導ブロックを形成するための更なる別の例を示す。この
例に従って、近接する２つの上肺静脈口と下肺静脈口のそれぞれの回りに互いに
交わるように形成された外周伝導ブロックが図９Ｈに示されている。これにより
、肺静脈口間に導電ブロックを形成するために線状外傷を形成する必要性が緩和
される。更に、心房後壁の右側及び左側の両方における上側肺静脈口と下側肺静
脈口との間の距離は、２つの近接する上側肺静脈口間または下側肺静脈口間の距
離よりも大幅に短いと考えられる。従って、図９Ｈは、上記したように近接する
左右の肺静脈口の上下の対の間に垂直方向に位置して重なり合う外周導電ブロッ
ク、並びに上下の肺静脈口の左右の対を連結する線状外傷を示す。場合によって
はこれらの線状外傷は、ある症状の心房性不整脈の治療または予防に必要でない
こともある。しかしながら、例えば、ｍａｚｅ式の全左心房パターンを形成する
ために近接する全ての肺静脈口の対間に重なり合う外周伝導ブロックのみを用い
る他の組み合わせパターンも可能である。
【００８８】 図１０は、本発明の外周アブレーション装置組立体を用いる他の方法を模式的
に示す図である。この方法では、ステップ（８）及び（９）に従ってアブレーシ
ョンの前後において肺静脈に沿った電気信号が検出要素でモニタリングされる。
選択された肺静脈が心房性不整脈の不整脈起源を含むか否かを確認するために、
肺静脈内の信号が、図１０のステップ（８）に示されているように伝導ブロック
を形成する前にモニタリングされる。特に局所性の不整脈の患者において肺静脈
の不整脈起源が確認できなかった場合は、心臓の適正な部位を治療するために別
の肺静脈の信号をモニタリングしなければならない。更に、プリアブレーション
信号をモニタリングして、心房性不整脈の不整脈起源の位置を表示させる。この
情報が、伝導ブロックを形成するのに最適な位置を決定する助けとなる。従って
、伝導ブロックが、不整脈の実際の病巣起源を含むようにアブレーションするか
、或いは病巣起源から心房壁内への異所性伝導を遮断するために病巣と心房との
間にくるようにアブレーションする。
【００８９】 アブレーションの前に肺静脈における電気的伝導信号をモニタリングするのに
加えて或いはその代替として、図１０の方法のステップ（９）に従って外周アブ
レーションの後に、肺静脈壁に沿った電気信号を検出要素によりモニタリングす
ることもできる。このモニタリングは、不整脈伝導に対して完全な伝導ブロック
を形成する際、アブレーション効果を検査する助けとなる。連続的な外周外傷及
び経壁外傷を形成した後、見つかった病巣からの不整脈の発生が肺静脈壁に沿っ
た信号のモニタリングで観察されなければ、外周伝導ブロックの形成が成功した
ことを意味する。これとは反対に、外傷と心房壁との間にこのような不整脈信号
が観察された場合は、アブレーション領域の２回目の外周外傷術などの次の処置
が必要であることを示唆する機能の不完全性、または不連続な外周（隙間）、ま
たは不連続な深さ（経壁的）を表す。
【００９０】 図１０のステップ（１０）に従った「ポストアブレーション」信号のモニタリ
ングに検査用電極を用いことができる。図示しない別の実施形態では、検査用電
極が細長いカテーテル本体の先端部分に設けられ、その検査用電極を局所性の不
整脈を刺激するべく外周外傷の先端側即ち上流側に配置して、その検査用電極を
取り囲む組織に検査信号を送るために電流源に電気的に接続されている。この検
査用信号は一般に、疑わしい静脈に沿って将来に生理的に生成され得るあらゆる
異常な活性から生じる心房性不整脈の防止に対する外周外傷の強力さを検査する
。
【００９１】 信号のモニタリング及び上記した検査刺激の方法では、更に、このような方法
を、外周アブレーション要素の領域に近接したカテーテル先端部分に設けられた
独立した電極或いは電極対で実施したり、または後述するように外周アブレーシ
ョン要素自体を成す１或いは複数の電極を用いて実施することができる。
【００９２】エキスパンド部材及び外周アブレーション要素 ここで説明する外周アブレーション装置組立体に用いるためのエキスパンド部
材及び外周アブレーション要素の設計を、先述の図面に示されている実施形態を
参照しながら説明する。このような組立体に用いられる様々なエキスパンド部材
及びアブレーション要素の構造の例及びその使用方法を後述する。
【００９３】 これらの詳細はやや模式的であるが、前記図面に示されている外周アブレーシ
ョン部材は、外周電極要素がエキスパンド部材の外面の周囲を囲むある実施形態
を例示している。図示されているこの実施形態のエキスパンド部材は、幾つかあ
る形態の１つを取り得るが、ここでは一般に、エキスパンド部材は加圧可能な流
体源であるエキスパンドアクチュエータに接続された膨張可能なバルーンとして
示される。バルーンは、ポリマー材料からなり、流体チャンバーを形成するのが
好ましい。この流体チャンバーは、細長いカテーテル本体に沿って基端方向に延
び、かつ加圧可能な流体源に接続されるように適合された、基端側流体ポートで
終わっている流体通路（図示せず）と連通している。
【００９４】 膨張バルーンのある変更例では、膨張バルーンは、例えばポリエチレン（「Ｐ
Ｅ」：好ましくは低線密度、高線密度、またはそれらの組み合わせ）、ポリオレ
フィンコポリマー（「ＰＯＣ」）、ポリエチレンテレフタラート（「ＰＥＴ」）
、ポリイミド、またはナイロン材料などの比較的弾性の低いポリマーから形成さ
れる。このように形成されたバルーンは、圧力の作動範囲に対して径方向の柔軟
性即ち適合性が低く、既知の経皮的カテーテル技術により目的のアブレーション
部位にバルーンを導入し易くするべく窄めると、所定の構造にたたまれ得る。こ
の変更例では、１つのバルーンの大きさが全ての肺静脈壁に適切に係合して、手
術が必要な全ての患者に対して本発明の外周アブレーション方法を実施できると
いうわけではない。従って、処置を行う医師が患者の肺静脈構造に見合った特定
の装置を選択できるように、それぞれが予め定められた固有の膨張直径を有する
バルーン動作長さを備えた複数のアブレーションカテーテルのキットを提供する
ことも考えられる。
【００９５】 代替の膨張バルーンの例では、バルーンは、限定するものではないが、例えば
シリコーン、ラテックス、ポリウレタン、またはマイラーエラストマーなどの比
較的柔軟性を有するエラストマー材料から形成される。このように形成されたバ
ルーンは、膨張する前の膨張していない状態ではチューブ状部材の形態を取り得
る。この柔軟なチューブ状カテーテルが上記したような流体で加圧されると、チ
ューブ状部材の壁部を形成する比較的弾性の低い材料が、与えられた膨張圧力に
応じて弾性変形により径方向に延び、所定の直径になる。適合性バルーンは、ス
キンに埋め込まれる、例えば金属、Kevlar、またはナイロンファイバーなどのフ
ァイバーを含むラテックスまたはシリコーンのバルーンスキンなどの複合材から
形成され得る。メッシュやブレードなどの所定のパターンを有するこのようなフ
ァイバーは、好適な軸に沿って制御された適応性、即ち好ましくはエキスパンド
部材が径方向に適合できるようにすると共に、長手方向の柔軟性を制限する適合
性を提供し得る。
【００９６】 他のものに比べ、比較的適合性の高い例は広い動作直径の範囲を提供し、治療
を受ける様々な患者、或いはある患者の各静脈に対して１或いは２、または３つ
の装置で間に合う。更に、この直径の範囲は比較的低い圧力範囲で達成可能であ
り、より高い圧力での膨張、特にバルーンの血管に対する過度の膨張に付随して
現れ得る外傷性血管応答のリスクを排除できる。更に、膨張バルーンの機能の条
件は、単にアブレーション要素が肺静脈壁の内面に沿った外周経路に係合するこ
とであるため、この例の低圧力膨張特性は本発明に好適である。
【００９７】 更に、外周アブレーション部材は、図８Ａ乃至図８Ｂを参照して前述したよう
に、エキスパンド部材に実質的な適合性を与えることにより、少なくとも一部が
肺静脈口の形状に一致するように適合されている。図８Ａ乃至図８Ｂの設計に含
まれているような肺静脈口に対する適合性に加えて、図示されているようにエキ
スパンド部材の動作長さＬは、基端部から先端部にかけて先端方向に外径が小さ
くなるテーパ形状を有する。適合性バルーン或いは非適合性バルーンでは、その
ような先端方向に小さくなるテーパ形状により、肺静脈口の領域に外周アブレー
ション要素が肺静脈の漏斗形状に適合するため外周伝導ブロックの形成が容易に
なる。
【００９８】 前述の各図面に様々に示された外周電極要素の実施形態は、更に、外周電極要
素がアブレーションアクチュエータ１９０に接続されている。アブレーションア
クチュエータ１９０は通常、高周波（ＲＦ）電極要素とＲＦ回路を形成するべく
患者に皮膚接触している接地パッチ１９５との両方に接続されたＲＦ電源（図示
せず）を含む。更に、アブレーションアクチュエータ１９０は、アブレーション
時に電極要素から電流が流れるようにするために、フィードバック制御ループに
おける温度などの組織パラメータまたはＲＦ回路の電気パラメータの何れかを使
用するモニタリング回路（図示せず）及び制御回路（図示せず）を含むのが好ま
しい。また、あるアブレーション要素において複数のアブレーション要素即ち電
極が用いられ、スイッチング手段を利用して、様々な要素間即ち電極間にＲＦ電
流を流すことができる。
【００９９】 図１１Ａ乃至図１１Ｄは電極アブレーション要素などの導電性外周電極バンド
の様々なパターンを示し、それぞれのパターンがエキスパンド部材の動作長さの
外面の周囲を囲んでいる。図１１Ａ及び図１１Ｂは、エキスパンド部材５７０の
外面を囲む連続した外周電極バンド５５２を含む外周アブレーション部材５５０
を示す。図１１Ｂは、加圧可能な流体源１７５と連通したバルーンであるエキス
パンド部材５７０を具体的に示す。図１１Ｂは更に、導電リード線５５４により
アブレーションアクチュエータ１９０に電気的に接続された電極バンド（外周ア
ブレーション要素）５５２を具体的に示す。更に、電極バンド５５２に近接した
エキスパンド部材５７０のバルーンスキン壁に設けられた開口５７２が示されて
いる。これらの開口５７２の役目は、生理食塩水や乳酸リンガー液などの液体が
電極５５２を取り囲む組織に流れるようにすることである。このように液体が流
れることにより、高周波アブレーションの際に電極を取り巻く組織の温度上昇を
抑えることができると考えられる。
【０１００】 図１１Ａ乃至図１１Ｄに集合的に示されている各形状は、連続的な電極バンド
が、膨張した直径の範囲においてエキスパンド部材の動作長さを覆うことが可能
であり、この特性は、エキスパンド部材などの比較的適合性を有するバルーンに
特に有用であると考えられる。図１１Ａ乃至図１１Ｄの特定の実施形態では、こ
の特性は主に、エキスパンド部材の動作長さの長手軸に対して電極バンドに付与
される第２の形状により得られる。従って、電極バンド５５２は、図１１Ａ及び
図１１Ｂに示されているように、変形ステップ曲線である特定の第２の形状を取
る。図１１Ｃ及び図１１Ｄにそれぞれ示されているヘビ状または鋸歯状の第２の
形状などの変形ステップ曲線以外の形状もまた適している。図１１Ａ乃至図１１
Ｄに示されている形状に加えて、規定された機能の条件を満たす他の形状もまた
本発明の範囲内とみなされる。
【０１０１】 更に、図１１Ｃ及び図１１Ｄ並びに図３乃至図６Ｂに模式的に示されている外
周アブレーション要素により提供される電極バンドは、動作長さの長手軸に対し
て機能的バンド幅を有する。このバンド幅は、動作長さの長手軸に平行な肺静脈
壁に沿った伝導に対して、完全な伝導ブロックを形成するのに十分な長さのみを
有すればよい。これとは対照的に、それぞれのエキスパンド要素の動作長さＬは
、先端部分を適正な位置に確実に固定して、アブレーションのためにアブレーシ
ョン要素が肺静脈の選択した領域に確実に配置されるように構成されている。従
って、バンド幅ｗはエキスパンド部材の動作長さＬに対して比較的短く、電極バ
ンドはエキスパンド部材の動作長さの３分の２または２分の１未満のバンド幅の
比較的狭い赤道バンド（equatorial band）を形成する。更に、本明細書中にお
いて、細いバンドがエキスパンド部材の赤道（中心）ではなく別の部分に配置し
てもよいが、細いバンドの両側が動作長さＬの一部と境をなすのが好ましい。
【０１０２】 外周アブレーション要素の細い赤道バンドの別の態様では、形成される外周外
傷は、それ自体の外周と比べると比較的狭く、膨張した時のエキスパンド要素上
のそれ自体の外周の３分の２または２分の１未満であり得る。伝導ブロックとし
て肺静脈に外周外傷をアブレーションするために好適と考えられる構造では、バ
ンド幅ｗは１ｃｍ未満であり、膨張したときの動作長さの外周の幅は１．５ｃｍ
を超える。
【０１０３】 図１２Ａ及び図１２Ｂは、膨張した直径の範囲に対して連続的な外周外傷パタ
ーンを維持するように適合されていると共に、膨張バルーン部材の動作長さの周
りに比較的細い赤道バンドを形成する電極要素を含む外周アブレーション要素の
更なる変更例を示す。この変更例では、複数個の電極／アブレーション要素５６
２が外周アブレーション要素に含まれており、それらはエキスパンド部材の動作
長さＬの外面を取り囲む赤道バンドに沿って離間して配置されている。
【０１０４】 バルーンが膨張した時の個々の電極要素５６２の大きさ及びそれらの間隔は、
肺静脈が心房から延びてその近傍で内膜接触している部位に連続的な外周外傷を
形成するように構成され、かつ動作長さが半径方向に膨張した様々な位置に調節
された時のバンド直径の範囲に対してそのような外傷を形成するように構成され
ている。個々の電極要素５６２はそれぞれ、長軸ＬＡに沿った２つの端部５６３
及び５６４、並びに短軸ＳＡを有している。長軸ＬＡは、細長いカテーテル本体
及びエキスパンド部材５６０の長手方向の軸Ｌａに対して鋭角を成している。長
軸ＬＡに沿った端部５６３及び５６４の少なくとも１つは、別の近接する電極要
素の端部とオーバーラップしており、それらの外周の外形に沿ったオーバーラッ
プ領域、即ち周方向座標に沿ったオーバーラップ領域が存在する。ここで用いる
用語「それらの周方向座標に沿ったオーバーラップ領域」は、２つの近接する端
部のそれぞれが、周方向座標及び長手方向座標を有して動作長さに沿って位置し
、前記２つの近接する端部が同一の周方向座標を有することを意味するものであ
る。この構造では、エキスパンド部材の径方向の膨張を伴う動作長さに沿った外
周の適合性により、それぞれの電極要素が外周の軸に沿って互いに離れる。しか
しながら、上記した離間したオーバーラップ構造により、個々のアブレーション
要素が周方向におけるある程度のオーバーラップ、或いは少なくとも互いの十分
な近接が維持されるため、各要素間の隙間がなく連続した外傷が形成され得る。
【０１０５】 図１１Ａ乃至図１２Ｂを参照して説明した様々な電極の実施形態などの本発明
の高周波の例における好適な外周電極要素の構造は、プラズマ蒸着、スパッタリ
ングコーティング、化学蒸着、またはこの目的に見合った既知の技術などの従来
の技術を用いて、動作長さの外面に金属材料を被着すること、或いは既知の接着
技術を用いるなどしてエキスパンド部材の外面に金属形状部材を固定することを
含み得る。上記したように外周伝導ブロックを形成するのであれば、別のＲＦ電
極構造も本発明の範囲内とみなされる。例えば、バルーンスキンは、限定するも
のではないが金、プラチナ、または銀を含む導電材料をポリマーと混合して化合
物、即ちバルーンスキンとしての導電マトリックスを形成するなどして金属化し
得る。
【０１０６】 ＲＦ電極の実施形態において更に、別の外周アブレーション部材の変更例（図
示せず）は、高張食塩液などの液体がスキンにより画定された内部チャンバーか
ら出て周囲の組織に至るように構成された多孔性スキンを有する膨張可能なバル
ーンなどのエキスパンド部材を含む。このような多孔性スキンは、機械的穿孔ま
たはレーザエネルギーなどにより連続したポリマー材料に孔を形成するなどのあ
る種の方法に従って形成するか、または単に生得的に多孔性の膜を用いてもよい
。何れの場合も、多孔性スキン内の液体をＲＦ電源（好ましくは単極）に電気的
に接続し、エキスパンド部材の多孔性領域がＲＦ電極として機能し、ＲＦ電流が
電解液を介して孔の外側に流れる。更に、多孔性スキンが、別の膨張バルーンな
どの別のエキスパンド部材の外側に設けられ、その多孔性スキンとその中に含ま
れるエキスパンド部材との間の領域に電解液が含まれている。当業者であれば、
本発明の開示から上記した以外の様々な「液体電極」のデザインも可能であるこ
とを理解できよう。
【０１０７】 上記したＲＦ電極の例の別法において、或いはその例に加えて、外周アブレー
ション要素は、他のアブレーションエネルギー源即ちシンクを含み得る。具体的
には、エキスパンド部材の動作長さの外面を取り囲む熱導体を含む。好適な熱導
体構造の例には、例えば上記したＲＦの詳細な実施形態において記載したように
形成され得る金属要素が含まれる。しかしながら、熱導体の実施形態では、この
ような金属要素は通常、カテーテル内の閉じたループ回路において抵抗により加
熱されるか、或いは熱導体に接続された熱源による伝導により加熱される。後者
の熱源を用いる熱導体の伝導による加熱の場合、エキスパンド部材には、例えば
、抵抗コイル或いはバイポーラＲＦ電流により加熱される液体で膨張するポリマ
ーバルーンスキンを用いることができる。何れの場合も、エキスパンド部材の外
面上の熱導体は、その熱導体に近接した組織を４０℃乃至８０℃の範囲に加熱す
るように構成されていれば好適であると考えられる。
【０１０８】 更に外周アブレーション要素の熱導体の例において、図６Ａ及び図６Ｂに示さ
れている潅流バルーンの実施形態がこのようなデザインに特に有用である。上記
した例により提供される加熱によるアブレーションは、エキスパンド部材に近接
した肺静脈における血液の凝固が促されるため、このような潅流機構がなければ
血液が停滞し得る。
【０１０９】 図１３に示されている本発明に従った方法を実施するのに極めて有用と思われ
る更なる外周アブレーション要素のデザインは、エキスパンド部材６１０の動作
長さＬの基端部及び先端部のそれぞれを封入する２つの絶縁体６０２及び６０４
を備えた外周アブレーション部材６００を含む。図示されている実施形態では、
絶縁体６０２及び６０４はテフロン（登録商標）材を含む熱絶縁体などの熱絶縁
体である。エキスパンド部材６１０は加熱された液体で膨張したときに周囲組織
に対して熱伝導性であるバルーンスキン６１２を有する膨張可能なバルーンであ
る。加熱された液体は、放射線不透物質、生理食塩水、乳酸リンガー液、それら
の組み合わせ、及び／またはこれらの目的に対して許容できる熱伝導特性を有す
るその他の生体適合性の液体を含み得る。これらの絶縁体を離間して設けること
により、外周アブレーション要素が、向き合った絶縁体間に位置する絶縁されて
いないバルーンスキンである赤道バンド６０３として形成される。この構造では
、外周アブレーション要素が、絶縁された部分よりも絶縁されていない赤道バン
ド６０３において遥かに効果的にバルーンスキンの外側に熱を伝導することがで
きるため、赤道バンドに近接した肺静脈壁における外周領域の組織のみをアブレ
ートするように構成されている。この実施形態は、アブレーション要素を中心に
配置することに限定されるものではない。むしろ、外周バンドは、エキスパンド
部材の動作長さにおけるあらゆる部分において、上記したようにエキスパンド部
材の長手軸を取り囲むように形成することができる。
【０１１０】 図１３は更に、Ｘ線映像化により肺静脈の選択したアブレーション領域に赤道
バンド６０３を配置し易いようにする、その赤道バンドの位置を確認するための
Ｘ線不透過性マーカー６２０を示す。Ｘ線不透過性マーカー６２０はＸ線下で不
透過性であって、例えば金、プラチナ、またはタングステンなどのＸ線不透過性
材料から形成することができ、金属を含むポリマーなどのＸ線不透過性ポリマー
を含み得る。図１３は、当業者には明らかなように同軸カテーテルデザインに含
まれている内側チューブ部材６２１に対して同軸上に配置されたＸ線不透過性マ
ーカー６２０を示す。このようなＸ線不透過性マーカーは、ここで図示及び説明
した他の実施形態と組み合わせることができる。赤道バンドを形成する外周アブ
レーション部材は金属電極要素を含む。このような電極は、それ自体がＸ線不透
過性とすることができ、上記したような別個のマーカーを使用しなくてもよい。
【０１１１】 図１３を参照して説明した熱絶縁体の実施形態は広い範囲の実施形態の一例で
あり、外周アブレーション部材はエキスパンド部材の全動作長さに沿ってアブレ
ーション面を有しているが、覆われていない即ち絶縁されていない赤道バンドに
沿った部分以外は、アブレーションエネルギーが周囲組織に対して放出されない
ように覆われている。従って、絶縁体の実施形態には、エキスパンド部材の全動
作長さに沿うと共に、絶縁されていない赤道バンドの周りの組織のみを選択的に
アブレーションするように両端部が絶縁されている上記したＲＦの実施形態など
の他のアブレーション要素を用いることができる。
【０１１２】 外周ＲＦ電極の実施形態と組み合わせた絶縁体の実施形態を用いる更なる例で
は、導電性バルーンスキンを含む金属化バルーンが、動作長さの各端部にポリマ
ーコーティングなどの電気絶縁体を有するようにし、これにより絶縁されていな
い赤道バンドを流れる電気により組織を選択的にアブレーションすることができ
るようにし得る。この絶縁体の実施形態及び他の絶縁体の実施形態では、絶縁体
が部分的であって、結果として赤道バンドが提供される。例えば、導電性ＲＦ電
極バルーンの場合、部分的な電気絶縁体により、電流の実質的部分がその領域の
低抵抗性による「短絡」のため絶縁されていない部分を流れる。
【０１１３】 ＲＦアブレーション電極と絶縁体との組み合わせの別の例では、多孔性膜がエ
キスパンド部材の全バルーンスキンを含む。エキスパンド部材の動作長さの基端
部及び先端部を絶縁することにより、露出されていない赤道バンド領域の孔のみ
により、アブレーションＲＦ電流を有する電解液の流出が可能となる。
【０１１４】 本発明に従った外周アブレーション要素に用いられるエキスパンド部材は更に
、バルーン以外のエキスパンド部材も適する。例えば、図１４に示されているエ
キスパンド可能なケージの実施形態では、ケージ６５０は、調整ワイヤ６５１を
含み、肺静脈が心房から延びている理想的なアブレーション領域に係合するよう
に拡張可能である。
【０１１５】 ケージ６５０の径方向への拡張は以下のようにして達成される。シース６５２
がケージ６５０の基端側のワイヤの周りに固定されている。しかしながら、ステ
ンレス鋼などの金属マンドレルとし得るコア６５３が、シース６５２及びケージ
６５０の内部を通り、先端部６５６の中で終わっている。ワイヤ６５１は、例え
ば半田、溶接、接着剤、ワイヤ上のポリマー材の熱収縮、またはこれらの方法の
組み合わせにより先端部に固定されている。コア６５３は、シース６５２内をス
ライド可能であり、例えばシース６５２内のチューブ状内腔（図示せず）内に受
容され、ワイヤがそのチューブ状内腔とシース６５２との間の同軸空間内に受容
されている。シース６５２をコア６５３及び先端部６５６（図１４の矢印で示さ
れている）に対して動かすことにより、ケージ６５０がその長手軸に沿って閉じ
ることができ、拡張したケージ６５０の動作長さ（図示せず）となるようにワイ
ヤ６５１を径方向外向き（図１４の矢印で示されている）に組織的に付勢するこ
とができるようになっている。
【０１１６】 図１４に示されている拡張可能なケージの実施形態では更に、複数のアブレー
ション電極６５５が設けられており、それぞれが複数のワイヤ６５１の内の１本
に配設されると共にケージ６５０の長手軸に沿って同じ様に配置されている。拡
張時におけるワイヤ６５１の径方向への変位、及びそれに伴うアブレーション電
極６５５の位置により、複数のアブレーション電極／要素６５５が、ケージ６５
０の拡張した動作長さに沿った外周赤道バンドに沿って配置される。この実施形
態に従ったケージを形成するワイヤは、径方向に拡張したときに別の所定の形状
を有し得る。例えば、図８Ａのエキスパンド部材３７０について示されたような
類似のテーパが、拡張ケージ６５０によって形成され、アブレーション電極６５
５によって形成されたアブレーション要素がそのテーパの基端部と先端部との間
に配置され得る。
【０１１７】 図１４に示されている実施形態の構造では更に、ワイヤ６５１は好ましくは金
属であって、ステンレス鋼や、ニッケルとチタンとの合金などの超弾性金属合金
、またはそれらの組み合わせを含み得る。ワイヤ６５１がニッケルとチタンとの
合金からなる場合、周囲組織にアブレーション電流を効果的に流すべくアブレー
ション電極６５５を動作させるためには別の電気導体が必要である。ワイヤ６５
１がステンレス鋼からなる場合、アブレーション電極６５５の電気導体として機
能し得る。ステンレス鋼構造では更に、ワイヤ６５１を電気絶縁体でコーティン
グして、アブレーション電極６５５の部位における周囲組織に電流が流れないよ
うにし得る。次に、ステンレス鋼ワイヤの例におけるアブレーション電極６５５
は、分離した領域における電気絶縁体を単に除去することにより形成することが
でき、その露出した領域のみから組織に電流が流れるようにする。
【０１１８】 図１４に示されている実施形態に対して更なるケージの実施形態（図示せず）
では、電極の外周ストリップがケージの長手軸に沿った所定の位置でケージを取
り囲むように、外周ストリップをケージに固定し得る。上記したようにケージを
拡張することにより、電極のストリップが、拡張したケージの形状に従った外周
形状をとるように構成されている。このような電極ストリップは好ましくは可撓
性であり、これによりケージが径方向に畳んだ状態及び拡張した状態になるとス
トリップがその形状に容易に適合し、ストリップが容易に前進し、かつケージと
共にデリバリシース内に容易に引き込まれる。更に、電極ストリップは、導電ば
ねコイルなどの連続した外周電極や、または周方向に沿って離間した幾つかの電
極を含む可撓性のストリップとすることができる。後者の場合、可撓性ストリッ
プにより、全ての電極がドライブ回路とのインターフェイスとなる電気リード線
に電気的に接続され得る。或いは、それぞれの電極がそのような１或いは複数の
電気リード線に個別に接続され得る。
【０１１９】 図１５Ａ及び図１５Ｂは、組織をアブレーションするために超音波エネルギー
源を利用する外周アブレーション装置組立体の様々な実施形態を示す。この外周
アブレーション装置は、外周伝導ブロックを形成するために、肺静脈口内若しく
はその周辺、または肺静脈自体の内部に外周外傷を形成する際に特に有用である
。しかしながら、このアブレーション装置の適用は単なる例であって、当業者で
あればこのアブレーション装置を他の体の部位に容易に適用できることを理解で
きよう。
【０１２０】 以降のそれぞれの実施形態には、共通して音響エネルギー源が設けられる。固
定機構を備えたデリバリ装置も設けられる。ある態様では、固定装置は、体内に
音響エネルギー源を配置するためのエキスパンド部材を含む。しかしながら、例
えばバスケット機構などの他の固定装置及び配置装置を用いても良い。より具体
的な形態では、音響エネルギー源はエキスパンド部材内に配置され、エキスパン
ド部材が、左心房壁に沿った肺静脈口の領域において肺静脈に沿った組織或いは
その周りの組織の外周経路に係合するように適合されている。音響エネルギー源
が、エキスパンド部材の壁部に音響的に接続されているため、音響エネルギード
ライバにより作動されると、外周及び長手方向にコリメートされた音響信号の放
射によって、音響エネルギー源がエキスパンド部材の壁部に係合している外周領
域の組織に接続される。音響エネルギー、特に超音波エネルギーを使用すること
により、心臓を大量の電流に曝すことなく、心臓内またはその近傍の比較的大き
な表面領域を目的の加熱深さまでアブレーションするのに十分な一定量のエネル
ギーを同時に加えることができるという利点がある。例えば、コリメート超音波
トランスデューサは、肺静脈などのような直径が約２．５ｍｍ、幅が約１．５ｍ
ｍの内腔を有し、効果的な伝導ブロックを形成するのに十分な深さである外傷を
形成することができる。効果的な伝導ブロックは、組織内に経壁的或いは実質的
に経壁的な外傷を生成して形成できると考えられる。肺静脈口内の位置はもちろ
ん、患者によっても、外傷の深さは約１ｍｍ乃至約１０ｍｍの範囲内で様々に異
なる。コリメート超音波トランスデューサに電源を入れて上記パラメータを有す
る外傷を生成して、肺静脈と左心房後壁との間に効果的な伝導ブロックを形成す
ることができる。
【０１２１】 図１５Ａ乃至図１５Ｄに例示されている実施形態を参照すると、外周アブレー
ション装置組立体８００は、基端部分８１０及び先端部分８１２を有するカテー
テル本体８０２と、細長いカテーテル本体８０２の先端部分８１２に沿って配置
された膨張可能なバルーン８２０と、膨張可能なバルーン８２０に音響的に接続
された外周アブレーション部材を形成する外周超音波トランスデューサ８３０を
含む。図１５Ａ乃至図１５Ｃに示されているように、詳細には、細長いカテーテ
ル本体８０２は、ガイドワイヤ内腔８０４、膨張用内腔８０６、及び電気リード
線内腔８０８を含む。しかしながら、アブレーション装置は、オーバーザワイヤ
型の装置ではなく自走式とすることができる。
【０１２２】 複数の内腔が、基端ポート（図示せず）とそれぞれの先端ポートとの間に延在
している。各先端ポートは、ガイドワイヤ内腔８０４用の先端ガイドワイヤポー
ト８０５、膨張用内腔８０６のための先端膨張ポート８０７、及び電気リード線
内腔８０８のための先端リード線ポート８０９として示されている。ガイドワイ
ヤ内腔、膨張用内腔、及び電気リード線内腔は通常、並んで配置され、細長いカ
テーテル本体８０２は、１或いは複数のこれらの内腔を同軸上にして形成しても
よいし、当業者には明らかな別の様々な構造にしてもよい。
【０１２３】 更に、図１５Ａ及び図１５Ｃに示されているようにカテーテル本体８０２はま
た、先端膨張ポート８０７及び先端リード線ポート８０９を先端方向に越え、膨
張可能なバルーン８２０によって形成された内部チャンバーを経て、更に先端部
でカテーテル本体が終わっている膨張可能なバルーン８２０を先端方向に越えて
延在する内部部材８０３を含む。内部部材８０３は、膨張ポート及びリード線ポ
ートを越えてガイドワイヤ内腔８０４のための先端領域を形成し、後述する円筒
状超音波トランスデューサ８３０及び膨張バルーンの先端頸部のための支持部材
を提供する。
【０１２４】 経中隔左心房アブレーション術に好適と考えられる細長いカテーテル本体の部
品の詳細な構造を後述する。細長いカテーテル本体８０２自体の外径は、約１．
７ｍｍ乃至約３．３ｍｍ（約５フレンチ乃至約１０フレンチ）の範囲、より好ま
しくは約２．３ｍｍ乃至約３．０ｍｍ（約７フレンチ乃至約９フレンチ）の範囲
である。ガイドワイヤ内腔は、直径が約０．２５ｍｍ乃至約０．９７ｍｍ（約０
．０１０インチ乃至約０．０３８インチ）の範囲のガイドワイヤをスライド可能
に受容するように適合され、より好ましくは直径が約０．４６ｍｍ乃至約０．８
９ｍｍ（約０．０１８インチ乃至約０．０３５インチ）の範囲のガイドワイヤと
共に使用できるように適合されている。約０．９７ｍｍ（０．０３５インチ）の
ガイドワイヤを使用する場合、ガイドワイヤ内腔は約１．０２ｍｍ乃至約１．０
７ｍｍ（約０．０４０インチ乃至約０．０４２インチ）の範囲のガイドワイヤ内
腔が好ましい。更に、膨張用内腔は、短時間で急速に膨張させることができるよ
うに約０．５１ｍｍ（０．０２０インチ）の内径を有するのが好ましい。しかし
ながら、使用する膨張媒体、内腔の長さ、流体の流れ及び圧力に関連する動的因
子により異なる。
【０１２５】 超音波トランスデューサ組立体のために必要な内腔及び支持部材を設けるのに
加えて、本実施形態の細長いカテーテル本体８０２は、経壁的内腔手術、更に好
ましくは本明細書の他の部分に記載されている経中隔法においてバルーン及びト
ランスデューサを備えた先端部分が肺静脈口内に配置されるように、左心房内に
導入できるように適合されていなければならない。従って、先端部分８１２は可
撓性であって、標的肺静脈内に配置されたガイドワイヤ上に沿ってそのガイドワ
イヤ上をトラッキングするように適合されているのが好ましい。好適と考えられ
る別の詳細な構造では、基端部分は先端部分よりも少なくとも３０％高い剛性を
有するように構成されている。このため、基端部分は、先端部分にプッシュ伝達
を提供するように好適に適合され得る。一方、先端部分は、目的のアブレーショ
ン領域に装置の先端部分を生体内に送る際に、曲がりくねった構造内をトラッキ
ングできるように好適に適合されている。
【０１２６】 特定の装置の構造を説明したが、超音波アブレーション部材を目的のアブレー
ション領域にデリバリするための他の送達機構も考えられる。例えば、図１５Ａ
には「オーバーザワイヤ」型のカテーテル構造として示されているが、代替とし
て他のガイドワイヤトラッキング構造も適し得る。例えば、ガイドワイヤがカテ
ーテルの先端領域のカテーテル内腔内に同軸的に受容された「ラピッドエクスチ
ェンジ」または「モノレイル」として知られるカテーテル装置が適するであろう
。別の例では、アブレーションのために目的の肺静脈を個別に選択して、目的の
部位にトランスデューサ組立体を導くように適合された可撓性の先端部構造が代
替として適し得る。この後者の例は更に、図１５Ａの例のガイドワイヤ内腔及び
ガイドワイヤが、「プルワイヤ」内腔及び関連して固定されるプルワイヤで置換
され得る。このプルワイヤは、カテーテルの長さに沿って変化する剛性移行部に
沿って張力を加えることにより、カテーテル先端部を曲げることができるように
適合されている。このプルワイヤの例において、許容できるプルワイヤの直径は
、約０．２０ｍｍ乃至約０．５１ｍｍ（約０．００８インチ乃至約０．０２０イ
ンチ）の範囲であり、テーパの外径が、例えば約０．５１ｍｍから約０．２０ｍ
ｍ（約０．０２０インチから約０．００８インチ）に変化するようなテーパ形状
を含み得る。
【０１２７】 図１５Ａ乃至図１５Ｃに様々に詳細が示されている膨張可能なバルーン８２０
はより具体的には、中心領域８２２は通常、内部部材８０３と同軸上に配設され
、その両側の基端頸部領域で基端側適合部８２４及び先端側適合部８２６と境を
なしている。基端側適合部８２４は、先端膨張ポート８０７及び電気リード線ポ
ート８０９の基端側の細長いカテーテル本体８０２をシールするように配設され
ており、先端側適合部８２６は内部部材８０３をシールするように配設されてい
る。この構造では、液密された内部チャンバーが膨張可能なバルーン８２０内に
形成されている。この内部チャンバーは、膨張用内腔８０６により加圧可能な流
体源（図示せず）に連通可能に連結されている。膨張用内腔８０６に加えて、電
気リード線内腔８０８もまた、膨張可能なバルーン８２０の内部チャンバーと連
通しており、これによりそのチャンバー内において内部部材８０３上に配置され
ている超音波トランスデューサ８３０が、詳細を後述するように超音波ドライブ
源即ちアクチュエータに電気的に接続され得る。
【０１２８】 膨張可能なバルーン８２０は様々な既知の材料から形成することができるが、
好ましくは肺静脈口の形状に一致するように適合されているのが好ましい。この
ために、バルーンの材料は、圧力が加わったときに材料が細長く伸び、完全に膨
張すると体の内腔或いは空間の形状をとるように、適合性の高い様々な材料から
形成し得る。好適なバルーンの材料には、限定するものではないが、例えばシリ
コーン、ラテックス、またはデュロメータ値の低いポリウレタン（例えば、デュ
ロメータ値が約８０Ａ）などのエラストマーが含まれる。
【０１２９】 適合性の高い材料からのバルーンの形成に加えて、或いはその代替として、バ
ルーン８２０は、バルーンが膨張した状態の体腔の解剖学的形状に概ね一致する
十分に膨張した所定の形状（即ち予備成形された）を有するように形成すること
もできる。例えば、詳細を後述するように、バルーンは、肺静脈口の形状に概ね
一致する先端方向にテーパ状になった形状を有し、かつ／または肺静脈口に近接
した心房後壁の移行領域に概ね一致するような球状の基端部を有する。この場合
、適合性を有する或いは有しないバルーンの例を用いて、肺静脈若しくは肺静脈
口の不規則な形状に整合するように理想的に配置することができる。
【０１３０】 上記したような許容できる代替例であっても、バルーン８２０は、３気圧で少
なくとも３００％の膨張率を有し、より好ましくは同一気圧で少なくとも４００
％の膨張率を有するように形成されるのが好ましい。ここで用いる用語「膨張率
」は、膨張した際のバルーン内径を加圧される前のバルーン内径で除した値のこ
とであり、加圧される前のバルーン内径とは、流体が実質的に充填され張った状
態になった後の内径とする。換言すれば、ここで用いる「膨張率」は、応力と歪
の関係における材料の適合性による直径の変化を表す。肺静脈の領域における殆
どの伝導ブロック術に用いるのに好適と考えられる構造の詳細では、バルーンは
、外径が径方向に膨張する前の状態の約５ｍｍから径方向に膨張した状態の約２
５ｍｍ（即ち、約５００％の膨張率）に変化するような正常な圧力の範囲で膨張
するように適合されている。
【０１３１】 図１５Ａ乃至図１５Ｄに例が示されているアブレーション部材は、環状の超音
波トランスデューサ８３０の形態をとる。図示した実施形態では、環状超音波ト
ランスデューサ８３０は、内部が中空の円筒状（即ち、チューブ状）の単一体で
あるが、このトランスデューサアプリケータ８３０は、複数のセグメントから形
成される概ね環状の形状にしてもよい。例えば、トランスデューサアプリケータ
８３０は、組み立てると１つの環状の形状を形成する複数のチューブセクターか
ら形成してもよい。これらのチューブセクターが、十分な弧の長さを有するよう
にして、組み立てたセクター組立体が「クローバ」形になるようにしてもよい。
この形状は、近接する要素間の加熱される領域にオーバーラップ部分ができると
考えられる。概ね環状の形状は、複数の平坦なトランスデューサセグメントを多
角形（例えば六角形）に配置して形成してもよい。更に、図示した実施形態では
、超音波トランスデューサは単一のトランスデューサ要素を含むが、トランスデ
ューサアプリケータは、後述するように複数の要素のアレイから形成することが
できる。
【０１３２】 図１５Ｄに詳細が示されているように、円筒状のトランスデューサ８３０は、
３層からなる同軸的チューブ層を有するチューブ壁８３１を含む。中央の層８３
２は、圧電セラミック材または圧電結晶材からなるチューブ状部材である。トラ
ンスデューサは、ＰＺＴ−４型、ＰＺＴ−５型、またはＰＺＴ−８型、クオーツ
型またはニオブ酸リチウム（Lithium-Niobate）型の圧電セラミック材から形成
して、高出力時の安定性を高めることができる。このようなタイプのトランスデ
ューサ材料は、コネチカット州、East HartfordのStavely Sensors社またはマサ
チューセッツ州、HopkintonのValpey-Fischer社が販売している。
【０１３３】 外側チューブ状部材８３３及び内側チューブ状部材８３４は導電材料から形成
され、それぞれの同軸上の空間内に中間層８３２を封入している。図示した実施
形態では、これらのトランスデューサ要素８３３及び８３４は、金属コーティン
グ、好ましくはニッケル、銅、銀、金、プラチナ、またはそれらの合金が好まし
い。
【０１３４】 本適用例に用いられる円筒状超音波トランスデューサのもう１つの詳細な構造
は次の通りである。トランスデューサ８３０またはトランスデューサ組立体（例
えば、トランスデューサ要素からなる複数の要素のアレイ）の長さは、臨床例に
よって選択されるのが好ましい。心静脈壁または肺静脈壁の組織における外周伝
導ブロックの形成において、トランスデューサの長さは約２ｍｍ乃至約１０ｍｍ
以上の範囲、好ましくは約５ｍｍ乃至約１０ｍｍの範囲である。適正な大きさの
トランスデューサは十分な幅の外傷を形成するため、形成される伝導ブロックは
アブレーションされない組織が存在しない完全なものであると考えてよい。
【０１３５】 同様に、トランスデューサの外径は、特定のアクセス経路（例えば、経皮的及
び経中隔的）を通って、特定の体腔内の適正な位置に配置され、理想的なアブレ
ーション効果を達成できるように選択されるのが望ましい。肺静脈口内または近
傍の適用例では、トランスデューサ８３０は、約１．８ｍｍ乃至約２．５ｍｍの
外径を有するのが好ましい。約２ｍｍの外径を有するトランスデューサが、心筋
組織または血管組織内において１ｃｍの放射器につき２０Ｗ或いはそれ以上に到
達するレベルの音響出力を生成することが観察された。この出力は、外径が２ｃ
ｍ乃至３ｃｍの範囲のバルーンが係合した組織をアブレーションするのに十分で
あると考えてよい。他の体腔に適用する場合、トランスデューサアプリケータ８
３０は、約１ｍｍ乃至３ｍｍまたは４ｍｍ以上（例えば、ある体の空間の適用例
では１ｃｍ乃至２ｃｍの直径）の範囲内の外径を有し得る。
【０１３６】 トランスデューサ８３０の中間層８３２は、所定の動作周波数を生成するよう
な厚さに選択される。動作周波数はもちろん、許容できるアブレーションの外径
及び加熱の深さ、並びにデリバリ経路及び標的部位の大きさによって制限される
トランスデューサの大きさなどの臨床的条件によって異なる。詳細を後述するよ
うに、図示した適用例のトランスデューサ８３０は、好ましくは約５ＭＨｚ乃至
約２０ＭＨｚの範囲内、更に好ましくは約７ＭＨｚ乃至約１０ＭＨｚの範囲内で
動作する。従って、例えばトランスデューサは、約７ＭＨｚの動作周波数のため
には約０．３ｍｍの厚みを有し得る（即ち、厚みは目的の動作周波数における波
長の２分の１に概ね等しい）。
【０１３７】 トランスデューサ８３０は壁部の厚み全体が振動し、コリメートされた音響エ
ネルギーを径方向に放射する。このために、図１５Ａ及び図１５Ｄに最もよく示
されているように、電気リード線８３６及び８３７の先端部が、例えばリード線
を金属コーティングに半田付けするか或いは抵抗溶接によって、トランスデュー
サ８３０の外側及び内側のチューブ状部材即ち電極８３３及び８３４のそれぞれ
に電気的に接続されている。図示した実施形態では、電気リード線は、約０．１
０ｍｍ乃至約０．２０ｍｍ（０．００４インチ乃至０．００８インチの外径）の
銀ワイヤ等である。
【０１３８】 これらのリード線の基端部は、図１５Ｄに模式的に示されている超音波ドライ
バ即ちアクチュエータ８４０に接続されるように適合されている。図１５Ａ乃至
図１５Ｄは更に、リード線８３６及び８３７が電気リード線内腔内の別々のワイ
ヤとして示されている。このような構造では、近接した時にリード線が互いに十
分に絶縁されていなければならない。従って、リード線８３６及び８３７の別の
構造も考えられる。例えば、同軸ケーブルは１本で、インダクタンスの干渉につ
いては十分に絶縁された２本のリード線のためのケーブルを提供し得る。或いは
、リード線は、細長いカテーテル本体によって分離された別の内腔を介してカテ
ーテル本体の先端部分８１２に接続され得る。
【０１３９】 トランスデューサはまた、図１５Ｅに例示されているように、トランスデュー
サ８３０の長手軸Ｌに平行な線に沿ってトランスデューサ電極８３３の外側及び
中間層８３２の一部に溝を設けて刻み目を付け、扇形に分割し得る。電気リード
線を各セクターに個別に接続して、対応するトランスデューサのセクターを個別
に励起する専用の出力制御器に各セクターが接続されるようにする。それぞれの
セクターに対してドライブ出力及び動作周波数を制御して、超音波ドライバ８４
０がトランスデューサ８３０の周りの超音波ビームの均一性を高めたり、加熱（
即ち、外傷の制御）の角度を変えることができる。
【０１４０】 上記した超音波トランスデューサは、以下の本実施形態に従った全装置組立体
と組み合わせる。組立体において、トランスデューサ８３０は、当分野で周知の
ように、より多くのエネルギーを生成すると共にエネルギー分布均一性を高める
ために、エアバッキング（air-backed）されるのが望ましい。すなわち、内部部
材８０３が、トランスデューサの内側チューブ状部材８３４の内面に殆ど接触し
ない。これは、電流源から電気リード線８３６及び８３７を介して圧電結晶の外
側チューブ状電極８３３と内側チューブ状電極及び８３４との間に交流が加えら
れると、トランスデューサ８３０の中間層８３２を形成する圧電結晶が径方向に
収縮及び膨張（即ち、径方向に振動）するためである。この制御された振動によ
り、組織をアブレーションして本実施形態に従った外周伝導ブロックを形成する
ように適合された超音波エネルギーが放射される。従って、圧電結晶の表面に沿
った相当程度の接触により、圧電結晶の振動が減衰して超音波の伝播効率を制限
する低減効果が生じる。
【０１４１】 このために、トランスデューサ８３０は、内部部材８０３と同軸上に配置され
、かつ内部部材８０３とトランスデューサの内側チューブ部材８３４との間に間
隙が設けられるように内部部材８０３の周りに支持される。すなわち、内側チュ
ーブ部材８３４により内部部材８０３を緩く受容する孔８３５が画定されている
。任意の様々な構造を用いて、内部部材８０３の周りにトランスデューサ８３０
を支持することができる。例えば、スペーサ或いはスプラインを用いて、内部部
材８０３の周りにトランスデューサ８３０を同軸上に配置すると共に、これらの
間に概ね環状の空間を画成する。代替例では、別の従来の既知の手法によりトラ
ンスデューサを支持してもよい。例えば、内部部材８０３を取り囲むと共に内部
部材８０３とトランスデューサ８３０との間に延在するＯリングを用いて、１９
９７年３月４日にCastellanoに付与された米国特許第５，６０６，９７４号（名
称、「超音波装置を備えたカテーテル（Catheter Having Ultrasonic Device）
」）に開示されているのに類似した要領でトランスデューサ８３０を支持するこ
とができる。上記の代替トランスデューサ支持構造のより詳細な例が、１９９７
年４月１５日にDiederichに付与された米国特許第５，６２０，４７９号（「腫
瘍を熱治療するための装置及び方法（Method and Apparatus for Thermal Thera
py of Tumors）」）に開示されている。参照することを以ってこれらの特許の開
示を本明細書の一部とする。
【０１４２】 図示した実施形態では、トランスデューサ８３０が空気及び／または他の流体
で満たされる間隙を画成するべく内部部材８０３から径方向に離間するように、
少なくとも１つのスタンドオフ領域８３８が内部部材８０３に沿って設けられて
いる。図１５Ｃに示されている好適な例では、スタンドオフ領域８３８は、周方
向に離間した複数の外側スプライン８３９を備えたチューブ状部材である。これ
らのスプライン８３９により、トランスデューサの内面の大部分がスプライン間
のスタンドオフの表面から離間され、トランスデューとカテーテルとの接触から
起こる低減効果が最小になる。図１５Ｃの実施形態に従ったような内部部材を形
成する別のチューブ状部材の上に同軸的に離れたスタンドオフを設ける実施形態
の代替例では、図１５Ｃの実施形態におけるスタンドオフ領域８３８などのスタ
ンドオフを形成するチューブ状部材が、その内側の孔を、超音波トランスデュー
サの領域におけるガイドワイヤ内腔として提供する。
【０１４３】 更なる態様では、細長いカテーテル本体８０２は、内部部材８０３とトランス
デューサ８３０との間の空間内に配置されたポートで終わっている、ガイドワイ
ヤ内腔８０４と並んで配置された或いは同軸上に配置された更なる複数の内腔を
含み得る。内部部材８０３とトランスデューサ８３０との間のスタンドオフ８３
８によって画定された空間を、更なる複数の内腔を介して冷媒が循環するように
できる。例として、１分当たり５リットルの率で循環する二酸化炭素ガスを、ト
ランスデューサを低い動作温度に維持する好適な冷媒として用いることができる
。このように熱を冷却することにより、トランスデューサの材料を劣化させるこ
となく、より高い音響出力を標的組織に伝達することが可能となる。
【０１４４】 トランスデューサ８３０は、バルーン８２０の内側と電気的及び機械的に分離
されているのが望ましい。任意の様々なコーティング、シース、シーラント、及
びチューブ等がこの目的に適し得る。このような例は、Diederichに付与された
米国特許第５，６２０，４７９号及びCastellanoに付与された米国特許第５，６
０６，９７４号に開示されている。図１５Ｃに最もよく例示されているように、
図示した実施形態では、従来の音響的に適合した、可撓性の医療用エポキシ８４
２をトランスデューサ８３０に塗布する。エポキシ８４０には、例えば、Epoxy
Technology販売するEpotek３０１、Epotek３１０、またはTracon FDA-8がなどを
使用できる。更に、例えばGeneral Electric Silicon IIガスケットグルー及び
シーラントなどの従来のシーラントを、内部部材８０３、ワイヤ８３６及び８３
７、及びスタンドオフ領域８３８の露出した部分の周りのトランスデューサ８３
０の基端部及び先端部に塗布して、それらの領域においてトランスデューサ８３
０と内部部材８０３との間の空間をシールする。
【０１４５】 次に、極薄の壁部を含むポリエステル熱収縮チューブ８４４などによりエポキ
シコーティングされたトランスデューサをシールする。或いは、代わりに、スタ
ンドオフ領域８３８に沿った内部部材８０３、エポキシコーティングされたトラ
ンスデューサ８３０を、Teflon（登録商標）、ポリエチレン、ポリウレタン、ま
たはシラスティックなどの材料から形成される密で薄いウォールラバーまたはプ
ラスチックチューブ内に挿入してもよい。チューブは、約０．０１３ｍｍ乃至約
０．０７８ｍｍ（０．０００５インチ乃至０．００３インチ）の厚みを有するの
が好ましい。
【０１４６】 アブレーション装置組立体を組み立てる場合、チューブをエポキシでコーティ
ングされたトランスデューサ８３０上に配置した後で、追加のエポキシをチュー
ブ内に注入する。チューブが収縮すると、余剰のエポキシが流出し、トランスデ
ューサ８３０と熱収縮チューブ８４４との間に薄いエポキシ層が残る。これらの
層８４２及び８４４がトランスデューサの表面を保護し、トランスデューサ８３
０と負荷とが音響的に一致するのを助けてアブレーション装置をより強力にし、
かつエアバッキング（air backing）の気密完全性を高める。
【０１４７】 図を明瞭にするために図１５Ａには例示されていないが、チューブ８４４が、
トランスデューサ８３０の端部を越えて延在し、トランスデューサ８３０の何れ
かの端部における内部部材８０３の一部を取り囲んでいる。充填材（図示せず）
を用いてチューブ８４４の端部を支持し得る。好適な充填材として、限定するも
のではないが、例えばエポキシ、Teflon（登録商標）テープ等の可撓性材料が挙
げられる。
【０１４８】 超音波アクチュエータ８４０は交流を生成してトランスデューサ８３０を作動
させる。超音波アクチュエータ８４０は、約５ＭＨｚ乃至約２０ＭＨｚの範囲内
の周波数、図示した適用例では、好ましくは約７ＭＨｚ乃至約１０ＭＨｚの範囲
内の周波数でトランスデューサ８３０が動作するようにする。加えて、超音波ド
ライバは、生成されるコリメート超音波ビームをスムーズ即ち均一にするために
、ドライブ周波数を調整し、かつ／または出力を変更することができる。例えば
、超音波アクチュエータ８４０の関数発生器が、約６．８ＭＨｚ乃至約７．２Ｍ
Ｈｚの範囲内の周波数で連続的或いは不連続的に掃引することにより、トランス
デューサをこれらの範囲内で動作させることができる。
【０１４９】 この実施形態の超音波トランスデューサ８３０は、後述するように心房から肺
静脈が延びる位置に外周伝導ブロックが形成されるようにバルーン８２０のスキ
ンを音響的に接続する。先ず、超音波トランスデューサが、その長手軸Ｌに対す
るトランスデューサの長さに沿って高度にコリメートされた外周パターンでエネ
ルギーを放出すると考えられる。従って、外周バンドが、トランスデューサにお
ける源から離れた相当な直径範囲に対してその幅及び外周パターンを維持する。
また、バルーンは、例えばガス抜きした水などの音響的に比較的透明な流体で膨
張させられるのが好ましい。従って、バルーン８２０が膨張している間にトラン
スデューサ８３０を動作させることにより、外周バンドのエネルギーが膨張用流
体中を移動して、最終的にバルーン８２０を取り囲んでいるバルーンスキンの外
周バンドと音響的に接続される。更に、バルーンが肺静脈壁、肺静脈口、または
心房壁の領域内で膨張して係合している場合、バルーンスキンの外周バンドの材
料が、バルーンを取り囲む外周経路の組織に沿って係合し得る。従って、バルー
ンが比較的音響的に透明な材料から形成されている場合、外周バンドの超音波エ
ネルギーが、バルーンスキンを通過して、係合している組織の外周経路に伝播さ
れ、その外周経路組織のアブレーションが可能となる。
【０１５０】 上記したトランスデューサとバルーンとの関係において、更に、エネルギーは
、主に膨張用流体及びバルーンスキンを介して組織に伝播される。本発明を生体
内で使用する場合、エネルギーが組織に伝播される効率、即ちアブレーションの
効率は、バルーンと組織との接触不良及び整合不良が存在する場合は著しく低下
する。従って、アブレーションする組織の特定の領域に対して特定の形状を選択
できるように、異なる組織構造をアブレーションするために幾つかの異なったバ
ルーンのタイプを提供するということが考えられる。
【０１５１】 図１５Ａ及び図１７Ａに示されているバルーンとトランスデューサの組み合わ
せでは、超音波トランスデューサは、超音波的に接続されたバルーンスキンのバ
ンドの長さがコリメートされた超音波信号に従ったｄに類似し且つバルーンの動
作長さＤよりも短くなるような長さを有する。この関係のこの点に従えば、トラ
ンスデューサは、バルーンの外周バンドに沿ってアブレーション要素を形成する
ようにバルーンに接続された外周アブレーション部材として構成されているため
、バルーンを取り囲む外周アブレーション要素バンドを形成している。トランス
デューサは、好ましくはバルーンの動作長さの３分の２未満の長さ、より好まし
くはバルーンの動作長さの２分の１未満の長さを有する。超音波トランスデュー
サの長さｄをバルーン８２０の動作長さＤよりも短く、従ってバルーン８２０と
体の空間（例えば、肺静脈口）の壁部との間の係合領域の長手方向の長さよりも
短くし、バルーンの動作長さＤ内においてトランスデューサ８３０を概ね中心に
配置することにより、トランスデューサ８３０が血液プールから分離した領域で
動作する。バルーンの動作長さの両端に対して概ね中心にトランスデューサ８３
０を配置することは、血液プールからトランスデューサ８３０を分離する一助と
なる。このようにしてトランスデューサを配置することにより、外傷部位、特に
左心房において発生し得る血栓形成の予防となり得ると考えられる。
【０１５２】 様々な程度に詳細を説明した超音波トランスデューサには、好適なレベルのＸ
線不透過性部材が設けられ、導電ブロックを生成するべく目的の部位にエネルギ
ー源を配置するために観察される。しかしながら、細長いカテーテル本体８０２
は、Ｘ線画像により肺静脈の選択したアブレーション領域にトランスデューサを
配置し易くするべく、超音波トランスデューサ８３０の位置を確認するために追
加の１或いは複数のＸ線不透過性マーカー（図示せず）を含み得る。Ｘ線下で不
透明であるＸ線不透過性マーカーは、例えば金、プラチナ、またはタングステン
などのＸ線不透過性金属から形成してもよいし、また金属を含むポリマーなどの
Ｘ線不透過性ポリマーを含むようにしてもよい。Ｘ線不透過性マーカーは、内部
チューブ状部材８０３の上に同軸的に配置される。
【０１５３】 上記した要領で、本外周アブレーション装置を左心房の肺静脈内に導入する。
肺静脈或いは肺静脈口内に配置したら、加圧流体源によりバルーン８２０を膨張
させて、肺静脈口の内腔の内面に係合させる。適正に配置したら、超音波ドライ
バ８４０にエネルギーを供給してトランスデューサ８３０を動作させる。超音波
トランスデューサ８３０を、動作周波数７ＭＨｚ、音響パワーレベル２０Ｗで動
作させて、比較的短時間（例えば、１分乃至２分未満）で肺静脈口の周りに外周
的に十分な大きさの外傷を形成できると考えられる。超音波カテーテルの先端領
域に設けた電極或いは超音波カテーテル内を通るガイドワイヤなどの別の装置か
ら制御レベルのエネルギーを送って、肺静脈における検査用刺激で外傷形成を検
査する。従って、この方法では、タイミングを合わせて第１のレベルのエネルギ
ーでアブレーションし、次に形成された外傷による伝導ブロックの効果を検査し
、更に完全な伝導ブロックが形成されるまでアブレーション及び検査を行う。別
法では、例えばバルーン外面に沿って形成された外周要素に熱電対が設けられた
場合、外周アブレーション装置はフィードバック制御を含み得る。この位置の温
度のモニタリングにより外傷の進行が分かる。このフィードバック制御を、上記
した複数のステップからなる方法の代わりとしたり、その方法に追加したりでき
る。
【０１５４】 図１６Ａ乃至図１６Ｃは、上記した本発明の超音波トランスデューサとバルー
ンとの関係を例示するために本発明の様々な代替の実施形態を示す。より具体的
には、図１６Ａに示されているようにバルーン８２０は、基端側テーパ８２４と
先端側テーパ８２６との間の比較的一定な直径Ｘ、及び動作長さＤを有する直線
状の構造を含む。また図１６Ａに示されているように、この例は、肺静脈壁を取
り囲んで横断する外周経路組織に沿った外周伝導ブロックの形成に用いるように
特別に構成されている。しかしながら、バルーンが高い適合性及び順応性を有す
る材料から形成されていない場合は、この形状では、組織の目的の外周バンドと
バルーン８２０の動作長さに沿ったバルーンスキンの外周バンドとの間の接触に
隙間が発生し得る。
【０１５５】 図１６Ａに示されているバルーン８２０は、細長いカテーテル本体８０２の長
手軸に対して同心円上に配置されている。しかしながら、細長いカテーテル本体
に対して非対称に配置でき、アブレーション装置が２つ以上のバルーンを含み得
ることを理解されたい。
【０１５６】 図１６Ｂは、本発明に従った別の組立体を示す。この組立体は、基端側の外径
Ｘ２から先端側の小さい外径Ｘ１になるテーパ状の外径を有するバルーン８２０
を含む（それぞれの実施形態において、各実施形態における概ね共通の要素には
同一の参照符号を付して概ね共通の要素を分かり易くした）。この態様に従えば
、このテーパ形状は、空間の他のテーパ領域に十分に整合し、特に肺静脈口に沿
った外周経路組織との係合及びアブレーションに有用である。
【０１５７】 図１６Ｃは、図１６Ｂに例示したバルーンと類似の形状を示すが、このバルー
ン８２０が球根状の基端部８４６を有する点が異なっている。図示した実施形態
では、中心領域８２２の基端側の球根状端部８４６により、バルーン８２０が洋
ナシ形になっている。より具体的には、外面８４８は、テーパ状の動作長さＬに
沿って、バルーン８２０の基端側肩部８２４と先端側の小さな肩部８２６との間
に位置する。図１６Ｃに示されているように、この洋ナシ形の実施形態は、肺静
脈口を取り囲みその肺静脈口を含み得る心房壁組織の外周経路に沿った外周伝導
ブロックを形成する際に有利であると考えられる。例えば、図１６Ｃに示されて
いる装置は、図１６Ｄに示されている外周外傷８５０に類似の外傷を形成するの
に適していると考えられる。外周外傷８５０により、肺静脈８５２が左心房壁の
実質的部分から電気的に切断されている。図１６Ｃに示されている装置は、肺静
脈口８５４の実質的部分、例えば図示した外傷８５０の基端部とこの細長い外傷
８５０の先端部を模式的に示す破線８５６との間に沿って延在する細長い外傷を
形成するのに適していると考えられる。
【０１５８】 上記したように、トランスデューサ８３０は、直列かつ同軸上に配置された複
数のトランスデューサ要素のアレイから形成され得る。このトランスデューサは
、複数の長手方向のセクターを含むように形成され得る。これらの形態のトラン
スデューサは、図３２Ｂ及び図３２Ｃに例示するテーパバルーンデザインに特に
有用である。これらの場合、トランスデューサと標的組織との間のトランスデュ
ーサの長さに沿った距離が異なるため、トランスデューサが一定の出力で動作す
ると、加熱深さが不均一となると考えられる。トランスデューサ組立体の長さに
沿った標的組織を均一に加熱するためには、水中では出力が源（即ちトランスデ
ューサ）から１／半径低下するため先端側よりも基端側における出力を高める必
要がある。更に、トランスデューサ８３０が減衰する流体中で動作する場合、流
体により生じる減衰を補償するためには理想的な出力レベルが必要となり得る。
従って、先端部に近いバルーン直径が小さい領域は、基端部に近いバルーン直径
の大きい領域よりも小さいトランスデューサ出力とする必要がある。この前提に
加え、より具体的な実施形態では、個別にエネルギーが加えられるトランスデュ
ーサ要素即ちセクターが設けられ、テーパ状の超音波出力が与えられる。すなわ
ち、基端側トランスデューサ要素即ちセクターは、先端側トランスデューサ要素
即ちセクターよりも高い出力で動作するようにし、標的組織に対してトランスデ
ューサが斜めに配置された場合の加熱の均一性が高くなるようにする。
【０１５９】 外周アブレーション装置８００は、加熱の深さを制御するべく更なる機構を含
み得る。例えば、細長いカテーテル本体８０２は、閉じた系内を膨張用流体が循
環するようにそのカテーテル本体に設けられる追加の内腔を含み得る。熱交換器
により膨張用流体からの熱を除去し、閉じた系内の流速を制御して膨張用流体の
温度を調整し得る。従って、バルーン８２０内の冷却した膨張用流体がヒートシ
ンクとして作用し、標的組織から熱の一部を伝導により奪い去り、組織を所定の
温度（例えば、９０℃）未満に維持して深くまで加熱する。すなわち、バルーン
と組織の境における組織の温度を目的の温度未満に維持して、より多くの出力を
組織に蓄積させて深くまで浸透するようにする。逆に流体は暖められる。このよ
うな機構を用いて、所定の適用例或いは患者に対してアブレーションの程度を調
整するために、手術の種類によってまたは手術の最中に膨張用流体の温度を変え
ることができる。
【０１６０】 加熱の深さはまた、所定の吸収特性を有するように膨張用材料を選択して制御
することもできる。例えば、水よりも高い吸収性を有する膨張用材料を選択した
場合、バルーン壁に到達するエネルギーは少なくなり、これにより組織内への熱
の浸透が制限される。このような例に適した流体は、植物油及びシリコーン油な
どである。
【０１６１】 バルーン内でトランスデューサを回転させることによっても、加熱の均一性を
高めることができる。このために、トランスデューサ８３０を、細長いカテーテ
ル本体８０２に設けられた内腔内に移動可能に係合し且つトルクをかけることが
できる部材に取り付ける。
【０１６２】 本実施形態のバルーンとトランスデューサとの関係についての別の点が図１７
Ａ及び図１７Ｂに例示されている。一般に、これらの図面に具体化された例では
、組織外傷パターンに対する３次制御が得られるように外周超音波エネルギー信
号がバルーンの結合レベルで変更され得る（１次制御は、例えばトランスデュー
サ結晶の長さ、幅、または形状などの信号放射に影響を与えるトランスデューサ
特性であり、組織外傷パターンに対する２次制御は、図１６Ａ乃至図１６Ｃのそ
れぞれのバルーン形状である）。
【０１６３】 組織外傷パターンに対するこの３次制御は、シールド即ちフィルター８６０を
含むバルーン８２０を示す図１７Ａを参照すれば詳細が分かるであろう。フィル
ター８６０は、例えば超音波信号を吸収或いは反射することにより超音波信号か
ら組織を保護するように構成されたバルーン面に沿った所定のパターンを有する
。図１７Ａに示されている例では、フィルター８６０は、バルーン壁を通過する
エネルギーバンドがバルーン８２０の内部からトランスデューサ８３０が放射す
るバンドよりも狭くなるようなパターンを有する。フィルター８６０は、例えば
、金属などの超音波を反射する材料或いはポリウレタンエラストマーなどの超音
波を吸収する材料でバルーン８２０をコーティングして形成され得る。或いは、
バルーンの長さに比べると長手方向に狭い外周バンド８６２が周囲領域よりも径
方向において薄くなるようにバルーン壁の厚さを変えて、信号がバンド８６２を
選択的に通過できるようにして、フィルターを形成することもできる。バンド８
６２のバルーン８２０の両側は、超音波エネルギーがこれらの位置においてバル
ーンスキンを通って伝播されない肉厚を有する。
【０１６４】 様々な理由から、図１８Ａの「狭い通過フィルター」の実施形態は、本発明に
従った左心房壁及び肺静脈組織に外周伝導ブロックを形成するの際に特に有用で
ある。圧電トランスデューサからの超音波送信効率はトラスデューサの長さによ
って制限される。この制限が、放射された信号の波長の新たな機能となる。従っ
て、ある適用例では、トランスデューサ８３０は、形成する外傷に適した長さよ
りも長くする必要があり得る。左心房或いは肺静脈に導電ブロックを形成するた
めの多くの方法、例えば低侵襲性のｍａｚｅ法は、機能的な電気ブロックを形成
して組織領域を電気的に分離するのに十分な外傷幅のみを必要とする。更に、た
とえ制御されたアブレーション法であっても、左心房壁に沿って形成される損傷
の程度を限定することは一般的な関心事として広がっている。しかしながら、伝
導ブロックの形成に必要であるいか或いは他の理由から理想的なトランスデュー
サは、大幅に長い長さを必要とし、更にブロックのために機能的に必要な幅より
も相当幅の広い外傷を形成し得る。バルーンに沿った「狭い通過」フィルターは
、そのような目的に対する解決策の１つである。
【０１６５】 図１７Ｂは、本発明に従った超音波アブレーション組立体におけるバルーンと
トランスデューサとの関係の別の例を示す。図１７Ｂは、図１８Ａに示されてい
る例とは異なり、バルーン８２０に沿って、トランスデューサ８６０から放射さ
れるエネルギー信号の中心領域に直接配置された、超音波吸収バンド８６４を示
す。この例に従えば、超音波吸収バンド８６４は、超音波信号により超音波的に
トランスデューサに接続された時の著しい温度上昇による加熱に対して適合され
ている。あるアブレーション法は、標的外周バンド組織において超音波伝導方式
と熱伝導方式のアブレーションを組み合わせることで利点が得られる場合がある
。この例の別の態様では、超音波吸収バンド８６４は、生の超音波エネルギーを
組織に直接伝播して程度に形成するアブレーションよりもアブレーションの程度
が傷害性及び侵襲性が低くなるように制御する助けとしてのエネルギーシンクと
して機能する。換言すれば、吸収バンド８６４を加熱して、組織のアブレーショ
ンがより制御された深さを有するようなレベルまで信号を弱めることができる。
この点について更に、吸収バンド８６４は、代替例として吸収バンド８６４の陰
影が付けられた部分のように、トランスデューサの幅により一致した幅を有する
ようにしてもよい。
【０１６６】 図１５Ａ乃至図１７Ｂに例示された実施形態のそれぞれでは、超音波トランス
デューサは、バルーンの全外周の周りに超音波エネルギーを放射するように環状
形となっている。しかしながら、本外周アブレーション装置は、コリメートされ
た超音波エネルギーのビームが特定の角度で露出するように放射し得る。例えば
、図１８Ａに示されているように、トランスデューサは１つのアクティブなセク
ターのみを有するように形成してもよい（例えば、１８０度の露出）。トランス
デューサは平面型にしてもよい。細長いカテーテル本体１０２を回動させること
により、トランスデューサ８３０は３６０度回転して外周アブレーションを形成
することができる。この目的のために、トランスデューサ８３０が、上記した要
領でトルクをかけることができる部材８０３に取り付けられ得る。
【０１６７】 図１８Ｂは、バルーン８２０内のトルクをかけることができる部材８０３に取
り付けることができる別のタイプの超音波トランスデューサを例示する。トラン
スデューサ８３０は、曲線セクションによって形成され、その凹面を径方向外向
きに向けて内部部材８０３に取り付けられている。内部部材８０３は、トランス
デューサ８３０の凹面の部分と実質的に一致する凹部を有するように形成される
のが望ましい。内部部材８０３はまた、内部部材の上側のトランスデューサを支
持する凹部の縁に長手方向のリッジが設けられている。この構造では、トランス
デューサはエアバッキングされている。この空間は、図１８Ａ乃至図１８Ｅを参
照しながら説明した要領でシールされて閉じられる。
【０１６８】先端部可撓性カテーテル組立体 肺静脈が心房壁から延びた部分へのアブレーションカテーテルの配置には、特
に、経中隔的に心房へのアクセスする従来のガイドワイヤトラッキングが用いら
れる場合に顕著なポジショニングの問題がある。選択された肺静脈が、入口の軸
から極めて鋭角に位置し得るため、ガイドワイヤの配置は、ガイドワイヤが経中
隔シースから出て一旦心房に入ると非常に困難である。更に、ガイドワイヤが選
択した肺静脈に適正に配置された後も、ガイドワイヤにおけるアブレーションカ
テーテルのトラッキングに問題がある。アブレーションカテーテルは、肺静脈に
向かう鋭角な屈曲に逆らう。更に、ガイドワイヤは、カテーテルの逆らう力によ
り逆もどりし、場合によっては肺静脈から完全に抜けてしまうこともある。従っ
て、外周アブレーションを形成するべく、医師がアブレーション要素を経中隔シ
ースから選択された肺静脈内へ鋭角に容易に進めることができるような改良され
たアブレーションカテーテルのデザインが要望されている。
【０１６９】 図１９を参照すると、例示目的のために、本発明が本発明の一態様に従った先
端部可撓性カテーテルで具現されている。先端部可撓性カテーテル９１０は通常
、ハンドル部分９１２、細長いカテーテル本体９１４、及び可撓性先端部分９１
６を含む。アブレーション要素９１８は、肺静脈口などの選択された解剖学的部
位にカテーテルを固定するために用いられるエキスパンド部材９２０に囲まれて
いる。
【０１７０】 先端部可撓性カテーテル９１０はガイドワイヤ上をトラッキングできるように
構成されている。ガイドワイヤ９２２は、ガイドワイヤ内腔（図示せず）にスラ
イド可能に配設されている。ガイドワイヤ内腔は、ハンドル９１２のガイドワイ
ヤ内腔延長チューブ９４４の基端部に位置する基端ポート９４２から可撓性先端
部分９１６の基端ポート９４２に至っている。本発明の先端部可撓性カテーテル
は、市販の様々な心臓用ガイドワイヤと共に用いることができるのが好ましい。
【０１７１】 図示した、カテーテルの全長に亘って延在するガイドワイヤ内腔の例では、ガ
イドワイヤ内腔は、先端ポート９４０からハンドルの先端側の基端ポートまで延
在し得る。実際に、「モノレイル」或いは「ラピッドエクスチェンジ」ガイドワ
イヤトラッキング機構を可撓性先端部分に沿った任意の位置に配設し得る。
【０１７２】 ハンドル９１２は、可撓性先端部分９１６の曲げを制御する機構を含む。ハン
ドル９１２は、可撓性先端部分９１６に取り付けられたプルワイヤ（図示せず）
を張ることで操作する。ハンドル９１２上の拇指スライド９５０は、細長いカテ
ーテル本体９１４の基端部９１６に取り付けられている。拇指スライド９５０が
先端側に移動すると、細長いカテーテル本体９１４はプルワイヤに対して先端方
向に押され、プルワイヤに張力が生じて可撓性先端部分９１６が曲がる。可撓性
先端部は、カテーテルを患者の血管内を進める時にそのカテーテルの舵を取るた
め、或いはカテーテルからガイドワイヤが選択された解剖学的部位に向かうよう
にするために用いることができる。
【０１７３】 図２０は、本発明の一実施形態に従った先端部可撓性カテーテル９１０の可撓
性先端部分９１６の動きを例示する。ハンドル９１２の拇指スライド９５０が位
置Ａから位置Ａ´（破線で図示）に先端側に移動すると、細長い本体９１４の先
端部分９１６が位置Ｂ（曲げ率：０）から位置Ｂ´に曲がる。更に、ハンドル部
分９１２のある実施形態では、ハンドル９１２の拇指スライド９５０が位置Ａか
ら位置Ａ´´（破線で図示）に移動すると、細長いカテーテル本体９１４の先端
部分９１６が位置Ｂ（曲げ率：０）から位置Ｂ´´に曲がる。図２０に例示目的
で示されているように、先端部可撓性カテーテル９１０は、例えば、導入用シー
ス９７０にスライド可能に係合している経中隔シースなどの左心房ガイドカテー
テル９６０にスライド可能に係合している。可撓性先端部分９１６の先端ポート
９４０から突き出たガイドワイヤ９２２が例示されている。
【０１７４】 図１９に示されている先端部可撓性カテーテル９１０の好適な実施形態では、
ハンドル９１２は、Johnson & Johnsonが販売しているBIOSENSEハンドルに手を
加えたものである。元のハンドルには後端部に、約２．４１ｍｍ（約０．９５イ
ンチ）の貫通孔のみが設けられていたが、その貫通孔を２．７５ｍｍ（０．１１
０インチ）に広げ、約３．３０ｍｍ（約０．１３０インチ）の第２の貫通穴を形
成した。これらの孔により、ガイドワイヤ内腔及び膨張用内腔がハンドルを越え
て延在している（延長チューブ９４４及び９４６を参照）。複数の内腔を有する
細長いカテーテル本体９１４の基端部に約１．０７ｍｍ／約０．８９ｍｍ（０．
０４２インチ／０．０３５インチ）のハイポチューブ（hypotube）（長さ４ｃｍ
）が連結されており、そのハイポチューブにＰＶＣエクステンションが取り付け
られている（ＰＶＣエクステンションは約９１４ｃｍの長さで、約１．１４ｍｍ
／約３．１８ｍｍ（０．０４５インチ／０．１２５インチ））。細長いカテーテ
ル本体の基端部に約１．１９ｍｍ／約１．４５ｍｍ（０．０４７インチ／０．０
５７インチ）のポリイミドチューブが連結されている。約０．６６ｍｍ／約０．
３３ｍｍ（０．０２６インチ／０．０１３インチ）のテフロン（登録商標）チュ
ーブがプルワイヤ内腔に挿入されており、基端部分から先端部に延在している。
ＰＴＦＥコーティングされたマンドレル（約０．２０ｍｍ（０．００８インチ）
）がテフロン（登録商標）チューブに挿入され、その先端部で固定されている。
BIOSENSEハンドルは内径も変更した。元は、約２．９２ｍｍ（０．１１５インチ
）の丸い第１の貫通孔と約１．９１ｍｍ（０．０７５インチ）の丸い第２の貫通
孔が設けられていた。両方の孔を拡張して繋げ、１つの孔にした。この大きな孔
を用いて、電気及び流体用の内腔を基端結合部まで延ばす。
【０１７５】 先端部可撓性カテーテル９１０の代替の実施形態では、新型のBIOSENSEハンド
ルを用い得る。この新型のハンドルを用いることにより、１方向或いは２方向の
曲げが可能であって、このハンドルでは、カテーテル軸ではなくプルワイヤが移
動するようにデザインされている。
【０１７６】 図２１を参照すると、図１９に示されている先端部可撓性カテーテル９１０の
線２１−２１に沿って見た細長いカテーテル本体９１０の断面図が示されている
。例示されているように、細長いカテーテル本体９１０は通常、内部カテーテル
９２４、好ましくはステンレス鋼ブレードを含む中間層９２６、及び外部層９２
８を含むのが好ましい。細長いカテーテル本体９１４内には、例えばガイドワイ
ヤ内腔９３０、プルワイヤ内腔９３２、膨張用内腔９３４、同軸ケーブル内腔９
３６、及び熱電対リード線内腔９３８を含む幾つかの内腔が設けられている。必
要な内腔を設けるのに加えて、経中隔的方法で先端部分９１６を肺静脈口に配置
できるように、細長いカテーテル本体９１４は左心房内に導入され得るように構
成されている。
【０１７７】 図１９及び図２１を参照すると、先端部可撓性カテーテル９１０のガイドワイ
ヤ内腔９３０は、ガイドワイヤ内腔の延長チューブ９４４の基端ポート９４２か
ら可撓性先端部分９１６の先端ポート９４０まで延在している。ガイドワイヤ内
腔９３０は、約０．２５ｍｍ乃至約０．９７ｍｍ（約０．０１０インチ乃至約０
．０３８インチ）の範囲の直径のガイドワイヤ、より好ましくは約０．４６ｍｍ
乃至約０．８９ｍｍ（約０．０１８インチ乃至約０．０３５インチ）の範囲の直
径のガイドワイヤをスライド可能に受容するように構成されている。約０．８９
ｍｍ（０．０３５インチ）のガイドワイヤを用いる場合、ガイドワイヤ内腔９３
０の内径は、好ましくは約１．０２ｍｍ乃至約１．３２ｍｍ（約０．０４０イン
チ乃至約０．０５２インチ）である。
【０１７８】 プルワイヤ内腔９３２は、細長いカテーテル本体９１４内に長手方向に延在し
ており、ハンドル９１２から可撓性先端部分９１６まで延在しているプルワイヤ
をスライド可能に受容するように形成されている。プルワイヤは、カテーテルの
長さに沿った剛性移行部に沿って張力をかけることにより、可撓性先端部分が曲
がるように構成されている。許容できるプルワイヤは、約０．２０ｍｍ乃至約０
．５１ｍｍ（約０．００８インチ乃至約０．０２０インチ）の範囲内の直径を有
し得、更に例えばテーパ外径が約０．５１ｍｍ乃至約０．２０ｍｍ（約０．０２
０インチ乃至約０．００８インチ）であるようなテーパを含み得る。
【０１７９】 細長いカテーテル本体９１４の膨張用内腔９３４により、加圧可能な流体源（
図示せず）とエキスパンド部材９２０が機能的に連結されている。この膨張用内
腔９３４はカテーテル本体９１４内において長手方向に延在し、エキスパンド部
材から膨張用内腔の延長チューブ９４６の基端部の基端ポート９４８まで延在し
ている。医師は、基端ポート９４８から流体を導入して、当分野で周知のように
エキスパンド部材９２０を膨張及び収縮させることができる。膨張用内腔９３４
は、膨張時間を短くするために約０．５１ｍｍ（約０．０２０インチ）の内径を
有し得るが、使用する膨張媒体の粘度、内腔の長さ、及び流体の流れや圧力に関
連する他の動的な因子によって異なる。
【０１８０】 細長いカテーテル本体９１４は、温度フィードバックのために熱電対リード線
内腔９３８を含み得る。エキスパンド部材９２０は、その外部或いは内部に設け
られた１或いは複数の温度センサを含み得る。その位置の温度をモニタリングす
れば、アブレーション形成の進行状態が分かる。温度センサがエキスパンド部材
９２０の内部に設けられている場合は、フィードバック制御において、そのエキ
スパンド部材の壁部を介して起こる温度勾配を考慮する必要があり得る。熱電対
リード線は、温度センサから細長いカテーテル本体９１４の熱電対リード線内腔
９３８を通って、好適な外部装置を用いて信号がモニタリングされる装置の基端
部に至っている。
【０１８１】 図１９及び図２１を再度参照すると、細長いカテーテル本体９１４の外部層９
２８は薄い壁部を有する弾性チューブを含む。外部層９２８は、カテーテルに一
般的に用いられている任意の生体適合性の弾性プラスチックから形成され得る。
好適な材料には、ＰＥＢＡＸ（商標）（ニュージャージー州、Glen RockのAtoch
em）で販売されているポリイミド及びポリウレタンがある。
【０１８２】 外部層９２８の内側であって内部カテーテル９２４の径方向外側に配設されて
いる中間層２９６は、カテーテルに十分な可撓性を提供すると共に、細長いカテ
ーテル本体９２０に沿った忠実性の高いトルク伝達を維持するように構成されて
いる。中間層９２６の好適な材料は、交互配置ステンレス鋼からなる金属ブレー
ドである。ステンレス鋼ブレード９２６はポリウレタン（ＰＥＢＡＸなどの）で
被覆され、これにより外部層９２８が形成される。外部層９２８が内部カテーテ
ル９２４に結合され、一体カテーテル構造が形成される。細長いカテーテル本体
９１４は、約１００ｃｍ乃至約１４０ｃｍの範囲の長さを有するのが好ましい。
【０１８３】 細長いカテーテル本体９１４は、可撓性先端部分９１６よりも剛性が少なくと
も３０％高くなるように構成されている。この関係により、細長いカテーテル本
体９１４は、可撓性先端部分９１６にプッシュ伝達できるように構成されており
、可撓性先端部分９１６は、生体内において目的のアブレーション領域に送られ
る際に曲がっている解剖学的構造を通過できるように好適に構成されている。経
中隔左心房アブレーション術に用いられるように構成されている場合は、細長い
カテーテル本体９１４は、約１．６７ｍｍ乃至約５．００ｍｍ（約５フレンチ乃
至約１５フレンチ）の範囲、より好ましくは約２．３３ｍｍ乃至約４．００ｍｍ
（約７フレンチ乃至約１２フレンチ）の範囲の外径を有するのが望ましい。
【０１８４】 図２２を参照すると、図１９に示されている先端部可撓性カテーテル９１０の
線２２−２２に沿って見た可撓性先端部分９１６の断面図が示されている。細長
いカテーテル本体９１４の断面図において上記のように詳述したのと同様の内腔
が可撓性先端部分９１６内に存在する。しかしながら、中間のトルク伝達ブレー
ド（図２１の９２６）は、外部層（図２１の９２８）内には存在しない。更に、
外部層自体が薄く、先端部領域の可撓性が高められている。従って、例示目的で
、先端領域のカテーテル壁９２９の厚さが比較的薄いため、壁部（内面と外面）
には１つの参照符号９２９を付すことにした。
【０１８５】 図２３を参照すると、可撓性先端部分９１６に配設されたエキスパンド部材９
２０は、膨張する前の状態では細長いカテーテル本体９１４の直径とほぼ同じ直
径を有する膨張バルーンを含むのが好ましい。このバルーンは、周囲領域組織に
概ね一致する直径、好ましくは約２ｃｍ乃至約３ｃｍまで膨張することができ、
肺静脈口及び／または様々な大きさの肺静脈に一致するように複数の膨張位置に
膨張し得る。上記したエキスパンド部材は膨張バルーンであるが、アブレーショ
ンカテーテルは、本発明の範囲から逸脱しない、例えばバスケット及びケージな
どの拡張可能な構造などの別のエキスパンド部材を含む。
【０１８６】 アブレーション要素９１８は可撓性先端部分９１６に配設されており、標的周
囲領域の組織に対してアブレーション要素９１８が固定されるようにエキスパン
ド部材９２０と協働する。好適な実施形態では、アブレーション要素９１８は、
好適な励起源に接続されると標的周囲領域の組織をアブレーションするのに十分
な超音波を放射するように構成された超音波トランスデューサである。アブレー
ション要素は、エキスパンド部材の外部または内部に、或いは少なくとも一部が
エキスパンド部材の外部に配置され得る。ある形態では、アブレーション要素は
エキスパンド部材の一部を含む。例えば、図２３に例示されているように、先端
部可撓性カテーテル組立体は、エキスパンド部材９２０内に配置された超音波ト
ランスデューサを含む。ある好適な実施形態では、超音波トランスデューサが、
アブレーション中にエキスパンド部材９２０の一部を励起し、エキスパンド部材
の熱が周囲組織に伝導される。
【０１８７】 アブレーション制御システムからのエネルギーは通常、導体リード線によって
アブレーション要素に送られる。アブレーション制御システムは、アブレーショ
ン要素、モニタリング回路、及び制御回路に給電するための電流源を含む。電流
源が、複数のリード線によってアブレーション要素に接続されている（ある方式
では接地パッチにも）。モニタリング回路は、アブレーション要素の動作を監視
する１或いは複数のセンサ（例えば、温度センサ及び／または電流センサ）に接
続されているのが望ましい。制御回路が、検出した状態（例えば、検出した温度
と所定の設定温度との関係）に基づいてアブレーション要素を動作させる電流の
出力レベルを調整するために、モニタリング回路及び電流源に接続されている。
【０１８８】 先端部可撓性カテーテルはまた、外傷形成の進行状態をモニタリングするため
に温度フィードバックを含むのが望ましい。例えば、エキスパンド部材は、エキ
スパンド部材の内部或いは外部に設けられる１或いは複数の熱センサ（例えば、
熱電対やサーミスタなど）を含み得る。温度センサがエキスパンド部材の内部に
設けられている場合は、フィードバック制御において、そのエキスパンド部材の
壁部により生じる温度勾配を考慮する必要があり得る。温度センサがエキスパン
ド部材の外部に設けられている場合は、信号処理ユニットの異なるポートに各信
号リード線を再接続して、これらの温度センサを用いてエレクトログラム信号を
記録する。このような信号は、アブレーションの前後において標的組織をマッピ
ングするのに有用であり得る。
【０１８９】 熱電対及び／または電極は、プロフィールがスムーズになるようにエキスパン
ド部材内に含めるのが望ましい。接着性ポリマー或いは溶融ポリマーをチューブ
状にして形成される移行領域は、表面がエキスパンド部材の外面から熱電対面に
移るときのエキスパンド部材の表面をスムーズにしている。熱電対及び／または
電極をエキスパンド部材に一体化するための様々な構造、並びに熱電対及び電極
をエキスパンド部材と共に用いる方法を後述する。
【０１９０】 本先端部可撓性カテーテルのある態様では、アブレーション部材の配置を容易
にするために位置モニタリングシステムを用い得る。この位置モニタリングシス
テムはセンサ制御システム及びディスプレイを含む。センサ制御システムは、エ
キスパンド部材に、或いはその近傍に位置する１或いは複数のセンサ要素に接続
されている。ある例では、アブレーション要素とセンサ要素とが結合されて１つ
の要素となり、検知及びアブレーション能力の両方を有する。別の例では、アブ
レーション要素及びセンサ要素のために別々の要素が用いられる。
【０１９１】 超音波位置モニタリングシステムは、周方向に対称な単一の超音波トランスデ
ューサを用いる。センサには、超音波アブレーション要素、または超音波アブレ
ーション要素に加えて別の超音波トランスデューサが用いられ得る。このトラン
スデューサはセンサ制御システムに機能的に接続されており、肺静脈に配置され
る。ある装置では、センサ制御システムは、Panametrics Model 5073PRである。
センサ制御システムは、送信機、受信機、及びダイプレクサを含む。送信機から
の出力はダイプレクサの送信機ポート（ポート１）に送られる。ダイプレクサの
受信機ポート（ポート３）からの出力は受信機の入力に送られる。ダイプレクサ
のトランスデューサポート（ポート２）はコネクタを介してトランスデューサに
送られる。受信機からの出力はディスプレイに送られる。
【０１９２】 ダイプレクサは、送信機の出力と受信機の入力とを分離するためにレーダ及び
ソナーシステムに一般的に用いられている。ダイプレクサの送信機ポート（ポー
ト１）に送られたエネルギーは、ダイプレクサのトランスデューサポート（ポー
ト２）に送られるが、ダイプレクサの受信機ポート（ポート３）には送られない
。トランスデューサからダイプレクサのトランスデューサポート（ポート２）に
送られるエネルギーは、ダイプレクサの受信機ポート（ポート３）には送られる
が、ダイプレクサの送信機ポート（ポート３）には送られない。
【０１９３】 ダイプレクサには、タイミング発生器によって制御される電気制御スイッチま
たはサーキュレータを用いることができる。タイミング発生器は、第１の時間ス
イッチが送信機とトランスデューサとを接続しているようにセットする。次にタ
イミング発生器は、第２の時間スイッチが受信機とトランスデューサとを接続し
ているようにセットする。トランスデューサを送信機から受信機及びその逆に切
り替えることにより、ダイプレクサが受信機と送信機との間でトランスデューサ
を効果的に時分割する。
【０１９４】 送信機はトランスデューサを作動させる信号を生成する。ダイプレクサが送信
機とトランスデューサとを接続している場合、送信機からのドライブ信号により
トランスデューサが超音波を放射する。この超音波が、エキスパンド部材内部及
びエキスパンド部材壁部を伝播して、肺静脈口の内壁で反射される。反射された
超音波エネルギーはトランスデューサに戻り、それによりトランスデューサがエ
コー信号を生成する。エコー信号がダイプレクサを介して受信機に送られる。受
信機はエコー信号を増幅及び処理してディスプレイ信号を生成する。このディス
プレイ信号がディスプレイに送られる。
【０１９５】 トランスデューサは放射波を放射する。対称な円筒状トランスデューサの場合
、放射波はトランスデューサから広がる円筒波に近似している。円筒波が肺静脈
口に到達すると、実質的に円筒状に対称に反射され、円筒波に類似した反射波が
生成される。反射波がトランスデューサに戻る。
【０１９６】 媒体中を伝播している超音波が媒体の音響特性における移行部（インターフェ
イス）に衝当すると反射が起こる。異なった音響特性を有する材料間のインター
フェイスにより波の一部が反射される。
【０１９７】 送信パルスにより、リングダウンの時間中にトランスデューサが振動し（ベル
に類似した要領で）、これによりリングダウン信号が生成される。肺静脈口から
反射されてトランスデューサに戻った超音波によりエコーパルスが生成される。
反射により生成される信号は通常、振幅が相対的に小さく、リングダウン信号の
相対的に大きな振幅部分に容易にマスクされてしまうため、リングダウンの時間
中に反射（信号など）により生成される信号を確認することは困難である。従っ
て、リングダウンの時間中に標的組織からの反射がトランスデューサに戻るほど
トランスデューサに近い標的からの反射を検出するのは困難である。
【０１９８】 送信機が整形送信パルス（shaped transmit pulse）を送信するように構成し
て、トランスデューサのリングダウンの時間を短くすることができる。整形送信
パルスにより、リンギングの振幅を小さくし、かつリングダウン時間を短くなる
方式でトランスデューサを動作させる。リングダウン時間が短いため、整形送信
パルスにより、トランスデューサを用いて短い距離で標的を検出することが可能
となる。
【０１９９】 トランスデューサがアブレーション要素としても用いられる装置では、送信機
が位置測定用の低出力モードとアブレーション用の高出力モードの２つの出力モ
ードを提供する。アブレーションが望ましい場合、ダイプレクサが受信機と送信
機の切り替えを停止し、送信機に固定して送信機を高出力モードで動作させる。
【０２００】 超音波アブレーションでは、トランスデューサが比較的出力の高い超音波を生
成する必要がある。一般に、高出力の超音波を生成するためには、物理的に大き
なトランスデューサが必要になる。大きなトランスデューサは、長いリングダウ
ン時間を有する場合が多い。整形送信パルスの使用によりリングダウン時間が短
くなるが、あるトランスデューサでは、アブレーション要素を位置センサとして
使用できるほどにはリングダウン時間が短くならない。更に、ある装置では、ア
ブレーション要素は超音波トランスデューサではないため、位置センサとしては
適さない場合がある。従って、ある装置では、位置センサのために１或いは複数
の超音波トランスデューサを追加するのが望ましい。
【０２０１】先端部可撓性カテーテル組立体の構造 再び図１９を参照されたい。可撓性先端部が動作し易いようにするために、先
端部可撓性カテーテル９１０は次の仕様で形成するのが好ましい。第１の先端部
可撓性カテーテルデザインでは、細長いカテーテル本体９１４は約２．６７ｍｍ
（８フレンチ）の外径を有し、外層部は６３Ｄ ＰＥＢＡＸを含む。可撓性先端
部分９１６（約３ｃｍ）は約２．６７ｍｍ（８フレンチ）の外径を有し、外層部
は４０Ｄ ＰＥＢＡＸを含む。細長いカテーテル本体９１４は、詳細を上記した
ように少なくとも５つの内腔（ガイドワイヤ内腔、膨張用内腔、プルワイヤ内腔
、同軸出力ケーブル内腔、及びセンサ用リード線内腔）を有し、それぞれのワイ
ヤ、ケーブル、またはリード線は図２２を参照して説明したように５つの内腔の
内の１つを用いる。ハンドル９１２の拇指スライド９５０により、曲げ用プルワ
イヤに対してカテーテル本体９１４を移動させ、一方向に曲げることができる。
拇指スライド９５０の先端側への移動により、プルワイヤに対して軸が押され、
可撓性先端部分９１６が曲がる。ガイドワイヤ内腔、バルーン膨張／収縮用内腔
、出力ケーブル内腔、及び熱電対内腔は、それぞれが個別にハンドルの基端部か
ら独立してスライドできるようにハンドル内を通っている。
【０２０２】 第２の代替のデザインでは、細長いカテーテル本体９１４は約３．３３ｍｍ（
１０フレンチ）の外径を有し、外層部は６３Ｄ ＰＥＢＡＸを含む。可撓性先端
部分９１６（約３ｃｍ）は約３．３３ｍｍ（１０フレンチ）の外径を有し、外層
部は４０Ｄ ＰＥＢＡＸを含む。ガイドワイヤ及びバルーン膨張のためのそれぞ
れの内腔は、別々のポリイミドまたはテフロン（登録商標）のチューブから形成
され、カテーテル軸の全長に亘って延在し、可撓性先端部に熱接着されている。
ハンドル部分９１２の拇指スライド９５０を用いて、曲げ用プルワイヤに対して
カテーテル本体９１４を押し、一方向に曲げることができる。先端部を曲げる際
に曲げ用プルワイヤに対してカテーテル本体９１４を押すため、全ての内側のワ
イヤ及び内腔が、細長いカテーテル本体９１４から自由であって、ハンドルの移
動しない部分及びカテーテルの先端部に固定されている。
【０２０３】 第３の代替のデザインでは、細長いカテーテル本体９１４は約３．００＋ｍｍ
（９＋フレンチ）の外径を有し、外層部は５５Ｄ ＰＥＢＡＸを含む。可撓性先
端部分９１６（約３ｃｍ）は約３．００＋ｍｍ（９＋フレンチ）の外径を有し、
外層部は４０Ｄ ＰＥＢＡＸを含む。細長いカテーテル本体９１４は、詳細を上
記したように５つの内腔（ガイドワイヤ内腔、膨張用内腔、プルワイヤ内腔、同
軸出力ケーブル内腔、及びセンサ用リード線内腔）を有し、それぞれのワイヤ、
ケーブル、及びリード線は図２２を参照して説明したように５つの内腔の内の１
つを用いる。ハンドル部分９１２の拇指スライド９５０により、曲げ用プルワイ
ヤに対して軸を押して、一方向に曲げることができる。先端部を曲げる際にプル
ワイヤに対してカテーテル本体９１４を押すため、ガイドワイヤ内腔、バルーン
膨張／収縮用内腔、出力ケーブル内腔、及び熱電対内腔は、それぞれが個別にハ
ンドルの基端部から独立してスライドできるようにハンドル内を通っている。チ
ューブ材料（上記した）の混合物を用いて、ハンドル内を通る内腔経路を延長す
る。
【０２０４】 第４の代替のデザインでは、細長いカテーテル本体９１４は約３．３３ｍｍ乃
至約４．００ｍｍ（１０フレンチ乃至１２フレンチ）の範囲の外径を有し、外層
部は５５Ｄ ＰＥＢＡＸを含む。先端部分９１６（約３ｃｍ）は約３．３３ｍｍ
乃至約４．００ｍｍ（１０フレンチ乃至１２フレンチ）の範囲の外径を有し、外
層部は４０Ｄ ＰＥＢＡＸを含む。細長いカテーテル本体９１４は、詳細を上記
したように５つの内腔（ガイドワイヤ内腔、膨張用内腔、プルワイヤ内腔、同軸
出力ケーブル内腔、及びセンサ用リード線内腔）を有する。曲げ用プルワイヤを
移動させて一方向或いは二方向に曲げることができる。このデザインでは、カテ
ーテル軸の剛性が高い。細長いカテーテル本体内のプルワイヤを移動させて先端
部を曲げるため、このデザインでは、可撓性先端部９１６が真直ぐな位置（０位
置）に戻る可能性が高い。
【０２０５】 膨張バルーンは様々な既知の材料から形成され得るが、バルーンは肺静脈口及
び／または肺静脈壁の外形に整合するように構成されるのが好ましい。このため
に、バルーン材料は、圧力が加えられると材料が伸長し、十分に膨張した時に体
の内腔や空間の形状をとるように、高い適合性を有する様々な材料から形成する
。好適なバルーン材料には、限定するものではないが、シリコーン、ラテックス
、またはデュロメータ値の低いポリウレタン（例えば、デュロメータ値が約８０
Ａ）などのエラストマーが挙げられる。
【０２０６】 高い適合性を有する膨張バルーンの構造に加えて、或いはその代替例では、膨
張バルーンは、所定の十分に膨張した形状（即ち、予備成形）を有するように形
成され得る。膨張バルーンは、そのバルーンが膨張される体腔の解剖学的形状に
概ね一致するように形成されている。例えば、膨張バルーンは、肺静脈口の形状
に概ね一致するように先端方向にテーパ状の形状を有し得、かつ／または肺静脈
口に近接した心房後壁の移行領域に概ね一致するように球根状基端部を有し得る
。このデザインでは、肺静脈または肺静脈口の不規則な形状内への理想的な配置
は、適合性を有する或いは有しないバルーンの両方の例で達成することができる
。
【０２０７】 先端部可撓性カテーテルの別の例は、取り外し可能なハンドルを用いてもよい
。可撓性カテーテルは、可動プルワイヤを取り囲む巻線コイルから形成されたチ
ューブ部材からなる。プルワイヤの先端部は、チューブ部材の先端部の内部に取
り付けられている。外面にねじが設けられているチューブ部材の基端部を越えて
延在するプルワイヤの基端部は、引きノブの軸の凹部内に係合している拡大スト
ップ或いはボールを有する。引きノブの軸は、ハンドルの基端領域の孔にスライ
ド可能に係合している。ハンドルの先端領域はテーパ状であって、外面にねじが
設けられているチューブ部材の基端部を受容するように適合されたねじ孔を含む
。引きノブを引くと、チューブ部材が曲がる。
【０２０８】 図１９に示されている先端部可撓性カテーテル９１０の好適な実施形態では、
ハンドル９１２は、Johnson & Johnsonが販売しているＢＩＯＳＥＮＳＥハンド
ルに手を加えたものである。元のハンドルには後端部に、約２．４１ｍｍ（約０
．９５インチ）の貫通孔のみが設けられていたが、その貫通孔を２．７５ｍｍ（
０．１１０インチ）に広げ、約３．３０ｍｍ（約０．１３インチ）の第２の貫通
穴を形成した。これらの孔により、ガイドワイヤ内腔及び膨張用内腔がハンドル
を越えて延在している（延長チューブ９４４及び９４６を参照）。複数の内腔を
有する細長いカテーテル本体９１４の基端部に約１．０７ｍｍ／約０．８９ｍｍ
（０．０４２インチ／０．０３５インチ）のハイポチューブ（hypotube）（長さ
４ｃｍ）が連結されており、そのハイポチューブにＰＶＣエクステンションが取
り付けられている（ＰＶＣエクステンションは約１４ｃｍの長さで、約１．１４
ｍｍ／約３．１８ｍｍ（０．０４５インチ／０．１２５インチ））。細長いカテ
ーテル本体の基端部に約１．１９ｍｍ／約１．４５ｍｍ（０．０４７インチ／０
．０５７インチ）のポリイミドチューブが連結されている。約０．６６ｍｍ／約
０．３３ｍｍ（０．０２６インチ／０．０１３インチ）のテフロン（登録商標）
チューブがプルワイヤ内腔に挿入されており、基端部分から先端部に延在してい
る。ＰＴＦＥコーティングされたマンドレル（約０．２０ｍｍ（０．００８イン
チ））がテフロン（登録商標）チューブ内に挿入され、その先端部で固定されて
いる。BIOSENSEハンドルは内径も変更した。元は、約２．９２ｍｍ（０．１１５
インチ）の丸い第１の貫通孔と約１．９１ｍｍ（０．０７５インチ）の丸い第２
の貫通孔が設けられていた。両方の孔を拡張して繋げ、１つの孔にした。この大
きな孔を用いて、電気及び流体用の内腔を基端側結合部まで延長する。
【０２０９】 図２４を参照すると、細長いカテーテル本体９１４の基端部９８０の好適な変
更例の拡大模式図が例示されている。しかしながら、当業者が想到する範囲内の
あらゆる他の伸長及び変更も本開示の範囲に含まれることを理解されたい。ここ
で、基端部分を取り囲んでいるシュリンクラップ層９８４は、例えばＰＥＴなど
の約３．１８ｍｍ（１／８インチ）のプラスチックシュリンクラップから形成さ
れている。ガイドワイヤ内腔のエクステンションは、例えば、基端部分９８２を
約１６．５ｃｍ越えて延在する約１．４５ｍｍ／約１．２２ｍｍ（０．０５７イ
ンチ／０．０４８インチ）のポリイミドチューブなどのプラスチックチューブ９
８６を用いて形成される。単一のポリイミド／ＰＥＢＡＸ内腔スリーブ９８８で
エクステンションを覆うことができる。膨張用内腔も、好ましくは約１．０７ｍ
ｍ／０．８９ｍｍ（０．０４２インチ／０．０３５インチ）のハイポチューブ９
９０を用いて約１６．５ｃｍ延長される。約０．２０ｍｍ（０．００８インチ）
のＰＴＦＥコーティングしたマンドレルが、約０．６６ｍｍ／約０．３３ｍｍ（
０．０２６インチ／０．０１３インチ）のテフロン（登録商標）チューブ９６６
にスライド可能に係合している曲げ用プルワイヤ９９４のために用いられる。テ
フロン（登録商標）チューブ９９６は、基端部分の先約１ｃｍまで延在している
が、プルワイヤ９９４は基端部分の先約４ｃｍまで延び、ハンドル（図示せず）
に連結されている。
【０２１０】 上記のように特定の装置の構造を説明したが、他の実施形態も可能である。例
えば、図面に「オーバーザワイヤ」カテーテル構造を例示したが、他のガイドワ
イヤトラッキングデザイン、例えばガイドワイヤがカテーテルの先端領域のカテ
ーテル内腔内に同軸的に受容される「ラピッドエクスチェンジ」または「モノレ
イル」型として知られるカテーテル装置などが好適な代替となる。
【０２１１】使用方法 図２５乃至図２８を参照して、本発明の先端部可撓性カテーテルの動作を説明
する。図２５の流れ図に、肺静脈にアクセスして外周外傷を形成するための先端
部可撓性カテーテルの使用方法が概略的に例示されている。
【０２１２】 図２５に記載の方法に従えば、図２６に例示されているように、医師がハンド
ルを操作して、拇指スライドにより可撓性先端部の舵を取って、アブレーション
カテーテル組立体を左心房内に導入する。先端部可撓性カテーテルは、卵円窩に
配置された経中隔シース９７０内の同軸のガイドカテーテル９６０の中を通すの
が好ましい。可撓性先端部分９１６が左心房内に到達したら、図２７に例示され
ているように、ハンドルの拇指スライドを操作して可撓性先端部分を曲げ、選択
された肺静脈を向くようにする。次に医師が、先端部可撓性カテーテルを介して
ガイドワイヤ９２２を先端方向に進める。ガイドワイヤ９２２を、可撓性先端部
分９１６の先端ポート９４０から突出させ、曲げにより選択された肺静脈内に送
り、適切な固定位置に至るようにする。
【０２１３】 ガイドワイヤ９２２の先端部が肺静脈に配置されたら、エキスパンド部材９２
０が選択された肺静脈口５４に配置されるまで、先端部可撓性カテーテルをガイ
ドワイヤを介して送る。カテーテルがガイドワイヤ９２２上を進むとき、可撓性
先端部分９１６を曲げて先端部可撓性カテーテルとガイドワイヤとの抵抗を低減
し得る。エキスパンド部材９２０が、外周組織の標的領域に対して適切な位置に
配置されたら、更に先の肺静脈または肺静脈枝内までガイドワイヤ９２２を進め
て一層支持されるようにする。次にエキスパンド部材９２０を膨張させて、図２
８に示されているように組織に係合させてアブレーション要素９１８を肺静脈口
５４に固定する。エキスパンド部材９２０の膨張によりアブレーション要素９１
８が固定されたら、エネルギー（熱、高周波、超音波、または電気など）を供給
し始め、少なくとも外周領域の組織の実質的部分をアブレーションする。
【０２１４】 別法では、エキスパンド部材が肺静脈口に係合して、ガイドワイヤが肺静脈の
先端側に配置されたら、ガイドワイヤをアブレーションカテーテルの先端部内に
引き戻す。次に、可撓性先端部分を操作して、ガイドワイヤを別の先端側の静脈
枝に送り、アブレーション要素の向きを変えてアブレーションのために位置決め
し易いようにする。
【０２１５】 更なる別法では、エキスパンド部材が膨張して外周領域の組織と係合した後に
、可撓性先端部分を肺静脈内で曲げる。配置されたカテーテルの可撓性先端部分
を曲げることにより、アブレーション要素の向き及び周囲組織との接触を調整し
てアブレーションを最適化することができる。
【０２１６】 本発明の幾つかの例を図示し、詳細に説明してきたが、本発明の範囲内で考え
られるその他の変更及び使用方法は、本明細書の開示内容から当業者には明らか
であろう。特定の実施形態の様々な組み合わせ及び部分的な組み合わせが可能で
あり、これらは本発明の範囲内である。例えば、上記した実施形態を変更すれば
、体の他の組織、特に冠状静脈洞及び周囲領域などの心臓の他の領域の治療に有
用である。更に、開示した組立体は、例えば心房粗動などの異常伝導に関連する
他の症状を治療するのにも有用である。実際に、カテーテルを用いる組織のアブ
レーションに関連する症状、例えば卵管嚢胞のアブレーションにおいて有用であ
る。従って、本発明の概念または先述の請求の範囲から逸脱することなく、様々
な適用、変更、及び置換が可能であることを理解されたい。
【図面の簡単な説明】
【図１】 肺静脈の分離により心房性不整脈を治療するための方法における各ステップを
概略的に示す流れ図である。
【図２Ａ】 外周アブレーション装置組立体により肺静脈が心房から延びた位置に形成され
る外周伝導ブロックを示す模式図である。
【図２Ｂ】 外周アブレーション装置組立体により肺静脈が心房から延びた位置に形成され
る別の外周伝導ブロックを示す模式図である。
【図２Ｃ】 外周アブレーション装置組立体により肺静脈が心房から延びた位置に形成され
る別の外周伝導ブロックを示す模式図である。
【図２Ｄ】 外周アブレーション装置組立体により肺静脈が心房から延びた位置に形成され
る別の外周伝導ブロックを示す模式図である。
【図２Ｅ】 外周アブレーション装置組立体により肺静脈が心房から延びた位置に形成され
る別の外周伝導ブロックを示す模式図である。
【図３】 外周アブレーション装置組立体を用いて肺静脈が心房から延びた位置に外周伝
導ブロックを形成するための方法を示す流れ図である。
【図４】 図３の方法に従った経中隔的アクセス及びガイドワイヤ配置のステップの後の
左心房内にある外周アブレーション装置組立体の斜視図である。
【図５】 図４に示されている外周アブレーション装置組立体に類似の斜視図であって、
図３の方法に従って肺静脈に外周伝導ブロックを形成するべく外周領域の組織を
アブレーションする際に用いられる外周アブレーションカテーテルを示す。
【図６Ａ】 図５と類似の斜視図であるが、図３の流れ図に示されている外周部レーション
法を行っている間、肺静脈から心房内に血液が流れるように適合された外周アブ
レーションカテーテルを示す。
【図６Ｂ】 図６Ａに示されている外周アブレーションカテーテルの部分拡大図であって、
潅流用内腔が破線で示されている。
【図７】 図３乃至図５に示されているものに類似の左心房の斜視図であるが、図３の方
法に従って外周アブレーションカテーテルにより形成された外周外傷を示す。
【図８Ａ】 図３の方法に従って用いられている心房内の別の外周アブレーションカテーテ
ルの斜視図であって、心房に配置され、径方向に膨張した位置に適合した動作長
さを備えた径方向適応性エキスパンド部材を示す。
【図８Ｂ】 図３の方法に従って用いられている心房内の別の外周アブレーションカテーテ
ルの斜視図であって、径方向に膨張した状態で肺静脈口内に送られてその肺静脈
口内に係合したエキスパンド部材を示す。
【図８Ｃ】 図８Ａ及び図８Ｂに示されている左心房と同様の斜視図であるが、図３の外周
アブレーション形成方法に従って外周伝導ブロックを形成して、左心房から外周
アブレーション装置組立体が除去された後の図である。
【図８Ｄ】 左心房に配置されている別の外周アブレーションカテーテルを示し、エキスパ
ンド部材の周囲を囲んでいる外周アブレーション要素の外周バンドが肺静脈口を
囲む左心房後壁に沿った外周経路の組織に係合するように、肺静脈口内に係合し
ている径方向に膨張した状態のエキスパンド部材を示す図である。
【図８Ｅ】 図８Ｄに示されている使用方法に従って使用するために適合されたある特定の
エキスパンド部材及び外周アブレーション要素を示す図である。
【図８Ｆ】 図８Ｄに示されている方法に従って図８Ｄ及び図８Ｅの組立体で形成し得る外
周導電ブロック即ち外傷を示す図である。
【図９Ａ】 低侵襲性のｍａｚｅ法で肺静脈口間に線状外傷を形成するための方法と共に、
外周アブレーション装置組立体を用いて肺静脈が心房から延びた位置に外周伝導
ブロックを形成するための方法を模式的に示す流れ図である。
【図９Ｂ】 図９Ａの方法に従って近接する肺静脈口の各対の間に幾つかの線状外傷を形成
した後のセグメント化された左心房の斜視図である。
【図９Ｃ】 図９Ｂに示されているものと類似の斜視図であるが、図９Ａの方法に従って、
肺静脈内に延在する２つの線状外傷と交差する肺静脈が心房から延びた位置に外
周伝導ブロックを形成する際に用いられる外周アブレーション装置を示す。
【図９Ｄ】 図９Ｃに示されているものと類似の斜視図であるが、２つのアンカーとの間に
延在する線状アブレーション部材と、図９Ａの方法に従って、少なくとも１つの
線状外傷と交差する外周外傷を形成するために用いられる外周アブレーション部
材とが組み合わせられた別のアブレーションカテーテルを示す図である。
【図９Ｅ】 図９Ａの方法に従って、少なくとも１つの線状外傷と交差する外周外傷を形成
するために用いられる別の外周アブレーションカテーテルの斜視図である。
【図９Ｆ】 図９Ｂに従った２つの線状外傷の形成と図８Ａ乃至図８Ｃに示されている装置
及び方法に従った外周伝導ブロックの形成とを組み合わせて得られた外傷パター
ンを備えたセグメント化された左心房後壁の斜視図である。
【図９Ｇ】 図９Ｂに従った２つの線状外傷の形成と図８Ｄ乃至図８Ｆに示されている装置
及び方法に従った外周伝導ブロックの形成とを組み合わせて得られた外傷パター
ンを備えたセグメント化された左心房後壁の斜視図である。
【図９Ｈ】 ある低侵襲性のｍａｚｅ法における１つの完全な外傷パターンを有する左心房
後壁の模式的な斜視図であって、それぞれの外周伝導ブロックが肺静脈口を取り
囲むように、外周伝導ブロックが左心房後壁に沿った外周経路の組織に沿って形
成されており、垂直方向に近接する外周伝導ブロックのそれぞれの対が互いに交
わっており、水平方向に近接する外周伝導ブロックのそれぞれの対が、水平方向
に近接する肺静脈口のそれぞれの対の間に延在する関連する一方の線状外傷によ
り連結されている。
【図１０】 信号のモニタリングをして肺静脈壁に沿った不整脈起源の位置を決定し、「ア
ブレーション後」検査を実施してその肺静脈壁に形成された外周伝導ブロックの
効果を調べることを含む、外周アブレーション装置を用いて肺静脈が心房から延
びた位置に外周伝導ブロックを形成するための方法を示す流れ図である。
【図１１Ａ】 外周アブレーション装置組立体に用いられる或る外周アブレーション部材の斜
視図であって、エキスパンド部材の動作長さを囲むと共に、変更されたステップ
で形成された動作長さの長手軸に沿った第２形状を有する外周アブレーション電
極を示し、エキスパンド部材は径方向に膨張する前の状態である。
【図１１Ｂ】 外周アブレーション装置組立体に用いられる或る外周アブレーション部材の斜
視図であって、エキスパンド部材の動作長さを囲むと共に、変更されたステップ
で形成された動作長さの長手軸に沿った第２形状を有する外周アブレーション電
極を示し、エキスパンド部材は径方向に膨張した状態である。
【図１１Ｃ】 赤道に配置されるか或いは他の方法で外周に配置されると共に、エキスパンド
部材の動作長さを囲み径方向に膨張した状態ではエキスパンド部材の長手軸に対
してヘビ状のバンドを形成する外周アブレーション電極の斜視図である。
【図１１Ｄ】 赤道に配置されるか或いは他の方法で外周に配置されると共に、エキスパンド
部材の動作長さを囲み径方向に膨張した状態ではエキスパンド部材の長手軸に対
して鋸歯状のバンドを形成する外周アブレーション電極の斜視図である。
【図１２Ａ】 エキスパンド部材の動作長さにより先端方向及び基端方向の両方向において画
定されると共に、赤道の外周位置或いは他の外周位置においてその動作長さを囲
む赤道バンドを形成する、周方向に離間した複数のアブレーション電極を含み、
かつ動作長さが径方向に膨張した状態で連続した外周外傷を形成するように適合
されている別の外周アブレーション要素の斜視図である。
【図１２Ｂ】 エキスパンド部材の動作長さにより先端方向及び基端方向の両方向において画
定されると共に、赤道の外周位置或いは他の外周位置においてその動作長さを囲
む赤道バンドを形成する、周方向に離間した複数のアブレーション電極を含み、
かつ動作長さが径方向に膨張した状態で連続した外周外傷を形成するように適合
されている別の外周アブレーション要素の斜視図である。
【図１３】 外周アブレーション装置組立体に用いられる別の外周アブレーション部材の断
面図であって、エキスパンド部材の動作長さに沿ってエキスパンド部材の外面を
実質的に取り囲む外周アブレーション要素が、その動作長さの基端部及び先端部
の両方で絶縁されることにより、動作長さの両端部により基端方向及び先端方向
の両方向に画定されている、動作長さの中心領域或いは動作長さの別の外周領域
における絶縁されていない赤道外周バンドが形成されており、外周アブレーショ
ン要素が、赤道外周バンドに近接した肺静脈壁の外周経路の組織をアブレーショ
ンするように適合されている。
【図１４】 外周アブレーション装置組立体に用いられる別の外周アブレーション部材の斜
視図であって、エキスパンド部材が、コーディネイティングワイヤ上の電極要素
が心房から肺静脈が延びた位置における外周組織に係合するように径方向に閉じ
た位置から径方向に拡張した位置に変形できるように適合されたコーディネイテ
ィングワイヤのケージである。
【図１５Ａ】 径方向に膨張した状態で示されている膨張バルーン内の内部部材に沿って配置
された単一の円筒状超音波トランスデューサを有するアブレーション要素を備え
た別の外周アブレーションカテーテルの長手方向の断面図である。
【図１５Ｂ】 図１５Ａの線１５Ｂ−１５Ｂに沿って見た外周アブレーションカテーテルの断
面図である。
【図１５Ｃ】 図１５Ａの線１５Ｃ−１５Ｃに沿って見た外周アブレーションカテーテルの断
面図である。
【図１５Ｄ】 取り外された図１５Ａの超音波トランスデューサの斜視図である。
【図１５Ｅ】 個別の駆動セクターを備えた図１５Ｄの超音波トランスデューサの例の斜視図
である。
【図１６Ａ】 図１５Ａのカテーテルに類似した外周アブレーションカテーテルの斜視図であ
って、左心房壁に沿った肺静脈口の領域の肺静脈が心房から延びた位置（破線で
示す断面）に外周伝導ブロックを形成する時の外周アブレーションカテーテルの
先端部が示されている。
【図１６Ｂ】 図１６Ａの斜視図に類似した外周アブレーションカテーテルの斜視図及び斜め
の点線で示す肺静脈口の断面図であるが、バルーンがテーパ状の外径を有する別
の外周アブレーションカテーテルを示す。
【図１６Ｃ】 図１６Ａ及び図１６Ｂに類似の斜視図であるが、バルーンが肺静脈口に整合す
るテーパに沿った外面を有する洋ナシ形の外径を備えた別の外周アブレーション
カテーテルを示す。
【図１６Ｄ】 図１６Ｃに示されたような外周アブレーションカテーテルを用いて形成され得
る或る外周伝導ブロックの断面図である。
【図１７Ａ】 別の外周アブレーションカテーテルの先端部分の断面図であって、内部の超音
波トランスデューサからの音波の伝播により形成される外周アブレーション要素
の所定の形状を形成するべく、バルーンの外面に外側シールド即ちフィルターが
設けられている。
【図１７Ｂ】 図１７Ａに類似の断面図であるが、内部のトランスデューサからのエネルギー
放射の外周経路内の赤道バンドとしてヒートシンクを含む別の外周アブレーショ
ンカテーテルの先端部分を示す。
【図１８Ａ】 径方向に膨張した状態の膨張バルーン内の内部部材に沿って配置された単一の
トランスデューサセクター部分を有するアブレーション要素を備えた別の外周ア
ブレーションカテーテルの断面図である。
【図１８Ｂ】 凹面が径方向外向きに配置されるように配設された単一のトランスデューサセ
クター部分を有するアブレーション要素を備えた別の外周アブレーションカテー
テルの断面図である。
【図１９】 本発明の一態様に従った、可撓性を有する外周超音波アブレーションカテーテ
ルの立面図である。
【図２０】 先端部分が複数の位置に示されている図１９の先端部可撓性カテーテルの側面
図である。
【図２１】 図１９に示されている可撓性を有する外周超音波アブレーションカテーテルの
線２１−２１に沿って見た断面図である。
【図２２】 図１９に示されている可撓性を有する外周超音波アブレーションカテーテルの
線２２−２２に沿って見た断面図である。
【図２３】 外周超音波アブレーションカテーテルの先端部分を例示する図である。
【図２４】 本発明の基端部分が部分的に切断された図である。
【図２５】 本発明の先端部可撓性カテーテルを用いて心房性不整脈を治療するための方法
におけるステップを概略的に示す流れ図である。
【図２６】 左心房内に導入された図１９の先端部可撓性カテーテルを示す斜視図である。
【図２７】 目的の肺静脈にガイドワイヤを送るべく可撓性先端部分が曲げられている図１
９の先端部可撓性カテーテルの斜視図である。
【図２８】 図２５に従った経中隔的アクセスステップ及びガイドワイヤ送りステップの後
の左心房内にある外周アブレーション装置組立体の斜視図である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ，ＴＲ)，ＯＡ(ＢＦ ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ， ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，Ｇ Ｍ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＭＺ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ， ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＧ，ＡＬ，ＡＭ， ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，Ｂ Ｚ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＲ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ ，ＤＭ，ＤＺ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ， ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，Ｊ Ｐ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＡ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ， ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＭＺ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，Ｒ Ｏ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＴＺ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ， ＹＵ，ＺＡ，ＺＷ (72)発明者 マイケル・アール・ロス アメリカ合衆国、94010 カリフォルニア 州、ヒルズボロー、マールボロー 1415 (72)発明者 ジェームズ・シー・ピーコック・ザ・サー ド アメリカ合衆国、94070 カリフォルニア 州、サン・カルロス、ワインディング・ウ ェイ 410 (72)発明者 ケビン・ジェイ・テイラー アメリカ合衆国、94115 カリフォルニア 州、サン・フランシスコ、ユニット・ナン バー・301、パシフィック・アベニュー 2335 Ｆターム(参考） 4C060 JJ13 JJ23 4C167 AA01 AA28 BB02 BB45 CC19

Claims (23)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 先端部可撓性カテーテルであって、 基端部分及び先端部分を有する細長いカテーテル本体と、 ガイドワイヤにスライド可能に係合するように形成されたガイドワイヤ内腔で
    あって、少なくとも前記先端部分の一部に沿って延在し、かつ先端ポートで終わ
    っている、前記ガイドワイヤ内腔と、 前記先端部分に沿って位置する可撓性先端部と、 体の組織をアブレーションするために前記先端部分に設けられたアブレーショ
    ン要素とを含むことを特徴とする先端部可撓性カテーテル。
  2. 【請求項２】 前記細長いカテーテル本体の前記基端部分に連結された、前
    記可撓性先端部を制御するためのハンドルを更に含むことを特徴とする請求項１
    に記載の先端部可撓性カテーテル。
  3. 【請求項３】 基端部及び先端部を有するプルワイヤを更に含み、前記プル
    ワイヤの前記基端部が前記ハンドルに連結されており、前記プルワイヤの前記先
    端部が前記可撓性先端部に連結されており、前記ハンドルにより、前記細長いカ
    テーテル本体と前記プルワイヤとを互いに相対的に移動させて前記可撓性先端部
    を曲げることができることを特徴とする請求項２に記載の先端部可撓性カテーテ
    ル。
  4. 【請求項４】 前記細長いカテーテル本体内を通るトルクに抵抗する部材を
    更に含み、前記トルク抵抗部材が、トルクを前記細長いカテーテル本体の前記基
    端部分から前記細長いカテーテル本体の前記先端部分に伝達するように形成され
    ていることを特徴とする請求項１に記載の先端部可撓性カテーテル。
  5. 【請求項５】 更に、前記細長いカテーテル本体に設けられた外部層を含み
    、前記外部層が生体適合性材料から形成されていることを特徴とする請求項１に
    記載の先端部可撓性カテーテル。
  6. 【請求項６】 前記細長いカテーテル本体内を長手方向に貫通する電気リー
    ド線内腔を更に含むことを特徴とする請求項１に記載の先端部可撓性カテーテル
    。
  7. 【請求項７】 前記細長いカテーテル本体を体の構造に取り外し可能に固定
    するための、前記細長いカテーテル本体に設けられた固定部材を更に含むことを
    特徴とする請求項１に記載の先端部可撓性カテーテル。
  8. 【請求項８】 前記固定部材がバスケット機構を含むことを特徴とする請求
    項７に記載の先端部可撓性カテーテル。
  9. 【請求項９】 前記固定部材がケージ機構を含むことを特徴とする請求項７
    に記載の先端部可撓性カテーテル。
  10. 【請求項１０】 前記固定部材がエキスパンド可能な部材を含むことを特徴
    とする請求項７に記載の先端部可撓性カテーテル。
  11. 【請求項１１】 更に、前記細長いカテーテル本体を長手方向に貫通する膨
    張用内腔を含み、前記エキスパンド可能な部材が膨張可能なバルーンを含み、前
    記膨張用内腔が前記膨張可能なバルーンと連通していることを特徴とする請求項
    １０に記載の先端部可撓性カテーテル。
  12. 【請求項１２】 前記アブレーション要素が超音波トランスデューサである
    ことを特徴とする請求項１に記載の先端部可撓性カテーテル。
  13. 【請求項１３】 前記超音波トランスデューサが円筒状であって、前記細長
    いカテーテル本体の回りを囲む孔を画成している内面を有することを特徴とする
    請求項１２に記載の先端部可撓性カテーテル。
  14. 【請求項１４】 前記アブレーション要素が超音波トランスデューサのアレ
    イを含むことを特徴とする請求項１に記載の先端部可撓性カテーテル。
  15. 【請求項１５】 前記アブレーション要素が、少なくとも１つの圧電トラン
    スデューサを含み、前記圧電トランスデューサが、その外面に露出した少なくと
    も１つの電極を有することを特徴とする請求項１に記載の先端部可撓性カテーテ
    ル。
  16. 【請求項１６】 前記アブレーション要素が光放射トランスデューサを含む
    ことを特徴とする請求項１に記載の先端部可撓性カテーテル。
  17. 【請求項１７】 前記光放射トランスデューサがレーザであることを特徴と
    する請求項１６に記載の先端部可撓性カテーテル。
  18. 【請求項１８】 前記アブレーション要素が低温アブレーション装置である
    ことを特徴とする請求項１に記載の先端部可撓性カテーテル。
  19. 【請求項１９】 先端部可撓性カテーテルであって、 基端部分及び先端部分を有する細長いカテーテル本体と、 ガイドワイヤにスライド可能に係合するように形成されたガイドワイヤ内腔で
    あって、少なくとも前記先端部分の一部に沿って延在し、かつ先端ポートで終わ
    っている、前記ガイドワイヤ内腔と、 体の組織をアブレーションするための、前記先端部分に設けられたアブレーシ
    ョン要素と、 前記ガイドワイヤが前記先端ポートから先に進められるときに前記ガイドワイ
    ヤの進行方向を案内するための手段とを含むことを特徴とする先端部可撓性カテ
    ーテル。
  20. 【請求項２０】 体の構造内に治療装置または診断装置を配置するための方
    法であって、 基端部分、前記治療装置または前記診断装置が設けられている先端部分、及び
    前記先端部分の少なくとも一部に沿って延在し且つ先端ポートで終わっているガ
    イドワイヤ内腔を有すると共に、前記先端部分に沿って位置する可撓性先端部を
    含むカテーテルを用意するステップと、 前記ガイドワイヤ内腔内にガイドワイヤをスライド可能に係合させるステップ
    と、 前記カテーテルの前記先端部分を患者の体内に挿入するステップと、 前記可撓性先端部を曲げて、前記ガイドワイヤが前記体の構造に向かって進む
    ように前記先端ポートの位置を調整するステップと、 前記ガイドワイヤを前記先端ポートから前記体の構造に向けて進めるステップ
    とを含むことを特徴とする方法。
  21. 【請求項２１】 前記治療装置または診断装置が前記体の構造に配置される
    ように、前記カテーテルを、前記ガイドワイヤ上を前進させるステップを更に含
    むことを特徴とする請求項２０に記載の方法。
  22. 【請求項２２】 前記カテーテルを前記体の構造に固定するステップを更に
    含むことを特徴とする請求項２１に記載の方法。
  23. 【請求項２３】 肺静脈が心房から延びている位置に治療装置または診断装
    置を配置する方法であって、 基端部分、前記治療装置または前記診断装置が設けられている先端部分、及び
    前記先端部分の少なくとも一部に沿って延在し且つ先端ポートで終わっているガ
    イドワイヤ内腔を有すると共に、前記先端部分に沿って位置する可撓性先端部を
    含むカテーテルを用意するステップと、 前記ガイドワイヤ内腔内にガイドワイヤをスライド可能に係合させるステップ
    と、 前記カテーテルの前記先端部分を心房内に導入するステップと、 前記可撓性先端部を曲げて、前記ガイドワイヤが前記位置に向かって進むよう
    に前記先端ポートの位置を調整するステップと、 前記ガイドワイヤを前記先端ポートから前記位置に向けて進めるステップと、 前記治療装置または前記診断装置が前記位置に配置されるように、前記カテー
    テルを、前記ガイドワイヤ上を進めするステップと、 前記位置における組織領域を処置するステップとを含むことを特徴とする方法
    。
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