JP5179162B2 - 電気生理学的カテーテルを用いたリアルタイムの光音響モニタリング - Google Patents

電気生理学的カテーテルを用いたリアルタイムの光音響モニタリング Download PDF

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Description

開示の内容
〔発明の分野〕
本発明は、電気生理学的カテーテルに関し、特に、組織のモニタリングおよび損傷部の評価のためのレーザー−光音響電気生理学的カテーテルに関するものである。
〔背景〕
ある種の最小限に侵襲的な医学的処置にとって、身体内の処置サイトの状態に関するリアルタイム情報は利用不可能である。ある処置を実行するためにカテーテルを使用するとき、この情報不足により臨床医の行動が抑制される。そのような処置の一例に、肝臓および前立腺における腫瘍および疾病の治療がある。そのような処置のさらにもう一つの例には、心房細動を治療するために用いられる心臓アブレーションがある。心臓のこの状態は、心内膜組織に異常な電気信号を発生させ、心臓の不規則な拍動を生じさせる原因になる。
心臓不整脈で最もよくある原因は、心臓組織を通る電気の異常な経路付けである。一般に、大部分の不整脈は、この電気的ミスファイア（electrical misfiring）の疑惑中心部位を焼灼し、これらの疑惑中心部位を不活性にすることによって治療される。この場合、治療の成功は、心臓内のアブレーションの場所および損傷そのものに依存する。たとえば、心房細動を治療する場合、アブレーションカテーテルは、右心房または左心房内へと動かされ、そこで使用されると心臓内に焼灼損傷部が生じる。これらの損傷部は、心房の領域間に、異常な電気的活性の中心を通る通路を停止させる非導電性障壁を造ることによって心臓の不規則な拍動を止めることを目的としている。
損傷部は、電気伝導が局所化された領域で停止するように作製されなければならない{貫壁性(transmurality)}。しかしながら、隣接組織を焼灼しないように注意しなければならない。さらにまた、アブレーションプロセスは、組織の好ましくない焦げや局所的凝固を引き起こすこともあり得、また、血液および組織中の水分を蒸発させ、水蒸気破裂(steam pops)に至り得る。
現在、アブレーション処置の後の損傷部は、心臓内にマッピング・カテーテルを置き、それを用いて心房内における電気的活性を測定することにより評価されている。これにより、医師は、新しく形成された損傷部を評価して、それらの損傷部が電気伝導を停止させるように機能するかどうか決めることができる。損傷部が十分に形成されなかったと判断された場合には、異常電流の通過に対してさらに一連のブロックを形成するために追加の損傷部を形成することができる。アブレーションの事後評価は、修正に更なる医療処置が必要になることから、明らかに好ましくない。従って、組織中に損傷部が形成されつつあるときに損傷部を評価できればより好ましいであろう。
損傷部が形成されつつあるときに損傷部を評価する公知の方法は、電気インピーダンスを測定することである。焼灼された組織と通常の組織との間の生化学的相違は、これらの組織タイプの間での電気インピーダンスの変化に帰着し得る。インピーダンスは、電気生理学的治療の間、ルーチン的にモニターされるが、それは損傷部形成とは直接関連付けられていない。インピーダンスの測定は、単に組織損傷部の位置に関するデータを提供するだけであり、損傷の効果を評価するための定性的データを与えるものではない。
もう一つのアプローチは、組織の二点間における電気伝導性を測定することである。このプロセス（損傷部ペーシングとして知られている）では、損傷に対する療法の効果を決定することもできる。しかしながら、この技術は、各々の損傷部における成功の有無を測定するものであり、損傷部形成に関するリアルタイム情報を与えるものではない。
より幅広い意味において、音響的境界を有する軟組織器官における異常を検出するための超音波画像形成も公知である。しかしながら、組織は、音響的に同種であり得、それ故、超音波画像形成によって検出不可能であり得る。拡散的に反射した光パルスまたは光子密度波の時間分解検出または相分解検出に基づく光学的画像形成においても同様の限界がある。
レーザー光音響技術は、前記の技術に勝る利点を提供し得る。（１）時間的ストレス限定の条件下で一時的なストレス波を発生させるための短いパルスのレーザー照射であって、そのような照射により、組織における光の分布のプロフィールに似たプロフィールを有する大きな生成ストレスを与え、正確な位置付けのできるシャープな画像(image)を生じる、短いパルスのレーザー照射、（２）生成したストレス波の時間的プロフィールから診断情報を得るためのストレスプロフィールの時間分解検出および、（３）断層撮影における空間的分解能を得るためにストレスプロフィールを正しく再生する広帯域の圧電検出器の使用、を適切に行うことにより、画像の感度、空間的分解能および解釈における改善が可能になる。しかしながら、この技術の生体内への適用、特に心内膜および心外膜用途への生体内適用は、種々の要因（空間的制約、ならびに照射および光音響データの検出のための器材の統合等）のために制限されたものとなっていた。
このように、改善された感度と空間的分解能のために、光音響技術を使用してリアルタイムで、（特に心内膜組織および心外膜組織のための）組織をモニターして、損傷評価を実行することができる統合した電気生理学的カテーテルへのニーズがある。
〔発明の概要〕
本発明は、十分に短いパルス幅で与えられた光が、組織要素と周囲の媒体（血液）とによって選択的に吸収され、熱に変わるとの認識に立つものである。この熱は、音響センサーによって検出し得る音波を生じる。音波の受信時間の遅延は、光伝達用光学素子からその音波を生成する要素までの距離に比例し、組織の厚さを決定するのに使用し得る。そのためには、光音響画像形成（optoacoustic imaging）に、光伝達用光学素子の視野内における材料の光学的吸収特性から得られる非共鳴音波周波数が使用される。このようなものとして、信号出力は、（組織と血液または空気との間の場合のように）相異なる光学的吸収特性を持つ材料に対してより大きな感度を持つ。それ故、血液を介する生体組織について、数センチメートルまでの（波長、光学的吸収および音響センサーサイズで決まる）使用可能な範囲で、高い解像度の画像形成を得ることができる。このような画像形成は、アブレーション中に同時に損傷部の形成を視覚化するのに特に有利であり得る。
本発明は、組織の厚さ、損傷の進行程度、損傷部の幅、水蒸気破裂および焦げの形成の、組織特性内の一以上について、リアルタイムで、光音響的に組織および損傷部を評価するためのシステムおよび方法に関するものである。このシステムには、アブレーション要素、レーザーデリベリ手段（laser delivery means）および音響センサーが含まれる。これらの要素は、アブレーション処理を受けている組織に照射し、照射された組織の断面の様子を再構築するための音響サンプルハードウエアにより記録し分析することのできる時間的プロフィールを持つ音波を生成する際に動作する。本発明によれば、アブレーション要素（例えばＲＦアブレーション）、レーザーデリベリ手段、および音響センサーは、共通の方位から組織表面と相互作用するように構成される。すなわち、これらの構成要素は、表面下におけるレーザーによって誘発された組織の加熱によって誘発されるストレス波が組織表面に反射する、照射の方向と音響の検出の方向とが互いにほぼ反対向きにあるように、それぞれおおむね組織表面を向いている。
より詳細な一実施形態では、本システムに、照射と音響の検出のために構成された統合した遠位先端部、電子スコープ、およびプロセッサを持つカテーテルが含まれる。カテーテル先端部からの照射によって加熱される組織は、音響検出器で検出される音波を生じ、この音響検出器が、組織特性を示す信号を発生し、この信号が、電子スコープによって受信され、音波の時間的プロフィールが記録される点で有利である。プロセッサは、この時間的プロフィールを使用して組織の断面の様子を再構築する。
本発明は、リアルタイムの光音響組織評価のためのカテーテルにも関する。一実施形態では、カテーテルが、カテーテル本体と、照射および音響の検出のために構成された遠位先端部とを有し、組織が照射によって加熱されると、先端部に設けられた音響検出器によって検出される音波を生じ、音響検出器が、組織特性を示す信号を生成する。より詳細な一実施形態では、カテーテルが、心臓組織の用途用に構成され、先端部が、ＲＦアブレーション用に構成されている。さらに、カテーテルによって放射された照射線が、レーザーパルスであり得、また、対象組織はＲＦアブレーションの結果生じた損傷部であり得る。
本発明は、レーザー光音響画像形成で組織を評価する方法であって、カテーテルの遠位端から組織を照射することにより、組織を加熱して音波を生み出すことと、カテーテルに設けた音響変換器でこの音波を検出することと、この音波の特性を記録することと、この音波を分析して組織特性を評価することと、を含む方法にも関する。実行される分析には、たとえばこの音波を生み出す組織とカテーテルの遠位端との間の距離を測定するための、時間に基づく分析を行うことが含まれ得る。
本発明は、光音響技術をＲＦアブレーションと共に使用するように設計されている。この目的については、組織を加熱するのに用いられる光は、通常、アブレーションのために使用される電磁放射の部分には影響を受けない。本発明に用いられるスペクトル窓は、対象となるコントラスト種の吸収帯によって決まり、約４００〜２０００ｎｍ、好ましくは７００〜１１００ｎｍである。
本発明のこれらおよびその他の特徴および利点は、詳細な説明を参照する際に、添付の図面を考慮することによってよりよく理解されよう。
〔発明の詳細な説明〕
図１は、損傷部形成、組織の状態および組織の形態のリアルタイム評価を提供するための、レーザー光音響モニタリング用のシステムＳの一実施形態を示す図である。組織Ｔは、アブレーションエネルギー源２０２によってエネルギーを与えられたアブレーション要素２００によるＲＦアブレーションを受けて、損傷部２１７を形成する。レーザーデリベリ手段２０４は、その視野２１５内の損傷部２１７と周囲の組織を照射し、（相異なる遅延時間Ｔ１，Ｔ２．．．Ｔｎを持つ）圧力波２１９を励起し（stimulate）、この圧力波が、周囲の組織に対し損傷部の画像を形成するための音響変換器２０８によって検出される。レーザーデリベリ手段には、さらに以下で説明されるように、照射専用もしくは主に照射用に装備されたカテーテルまたは統合カテーテルに収納された光ファイバーケーブルを含めることができる。当業者ならば理解できるように、本発明で提供される画像形成は、吸収差によって与えられるコントラストに基づくものである。この目的のために、パルスレーザー光源２０６が、レーザーデリベリ手段２０４を駆動して、レーザーデリベリ手段の照射視野内の組織と損傷部とを僅かにただし迅速に加熱する。この加熱により、（相異なる光学的吸収を示す）損傷部と周囲の組織とに微細な拡大が生じ、識別可能なストレスプロフィールを有し、外へ伝播する圧力波２１９を生成させる。音響センサー２０８は、時間遅延Ｔ１−Ｔｎを持つ放射圧力波を検出して、そのストレスプロフィールを電気信号に変え、この電気信号を、損傷部の断面部分の様子を再構築するための音響サンプリング・ハードウェア２１０が受信する。そして、音波の受信時間の遅延が、レーザーデリベリ手段２０４から音波生成源までの距離に比例している場合に、検出された信号を、組織の厚さ、損傷の進行程度、損傷部の幅、およびその他の評価上の特徴をリアルタイムで測定するのに使用することができる。さらに、レーザーデリベリ手段の照射視野内の種々の材料の光学的吸収特性の結果である非共鳴音波周波数を使用することによって、得られた信号は、アブレーションの種々の状態における組織、組織および血液の間の特性のように相異なる光学的吸収特性を持つ材料に対しずっと高い感度を有する傾向を示すようになる。
より詳細な実施形態である図１Ａでは、リアルタイムのレーザー光音響モニタリングのためのカテーテルベースのシステムＳが示されている。心内膜組織または心外膜組織Ｔは、損傷部１７を生成するに際し、ＲＦアブレーション用に構成された先端部３６を持つカテーテル１０によるＲＦアブレーションを受ける。この目的のためには、カテーテル先端部３６が、損傷部１７と周囲の組織とを加熱して、（相異なる遅延時間Ｔ１，Ｔ２．．．Ｔｎを持つ）圧力波１９を励起するための照射線１５を放射する統合化構造体（図１Ｂ参照）を有する。圧力波１９は、周囲の組織に対する損傷部の画像を形成するために音響変換器１３によって検出される。光源１００がパルス照射線を与え、このパルス照射線がカテーテル先端３６にデリベリされ、先端部３６の照射視野内の組織と損傷部とを僅かにしかしながら急速に加熱する。同様に、この加熱により、（相異なる光学的吸収を示す）損傷部と周囲の組織とに微細な拡大が生じ、識別可能なストレスプロフィールを有し、外へ伝播する圧力波が生成する。圧電変換器、機械式変換器または干渉計光学センサーを含み得る変換器１３が、到着する圧力波の時間、大きさおよび形状を検出し、そのストレスプロフィールを電気信号に変える。この電気信号は、電子トレーサーまたは電子スコープデバイス１０２（たとえば、アナログ‐デジタル変換器として機能し、レーザーによって誘発されたストレス波の振幅と時間的プロフィールとを記録するデジタル・オシロスコープ）によって受信される。電子装置１０２からの信号（たとえば、デジタル・オシロスコープからのデジタル化信号）は、次いで、コンピュータ１０４により分析され、グラフィックディスプレー１０６に損傷部の画像または様子(representation)１０８が再構築される。そして、ここでもまた、音波の受信時間の遅れが、照射源から音波生成源までの距離に比例している場合に、検出された信号を、組織の厚さ、損傷の進行程度、損傷部の幅、およびその他の評価上の特徴をリアルタイムで測定するのに使用することができる。
本発明によれば、図１および図１Ａに示された実施形態のストレス検出は、反射モードで達成される。特に、図１Ａのカテーテルベースのシステムでは、照射線放射と光学検出とをカテーテルの先端部３６に統合することによって、検出されたストレス波は、照射を受けた組織表面に向けて反射され、そこで、高い空間的分解能で強調される。
図２Ａと図２Ｂとを参照して、本発明に係るシステムＳでの使用のためのカテーテル１０の一実施形態は、近位端および遠位端を有する細長いカテーテル本体１２であって、カテーテル本体１２の遠位端に設けられた（一方方向にまたは両方向に）屈曲可能な中間部１４、およびこの中間部の遠位端に設けられた先端部３６を有する細長いカテーテル本体１２と、カテーテル本体１２の近位端に設けられた制御ハンドル１６とを備える。本発明によれば、先端部３６には、対象組織の照射とそこから放射されるストレス波の検出との両方のための統合デザインが組み込まれている。
カテーテル本体１２は、単一の、軸方向の内孔または中央内孔１８を有する細長い管状構造体を備える。カテーテル本体１２は、柔軟すなわち屈曲可能であるが、その長さ方向にほとんど非圧縮である。カテーテル本体１２は、任意の適切な構造を有していてよく、任意の適切な材料から作製することができる。この構造体には、押出成形されたプラスチックから作製された外壁２２が含まれる。外壁２２には、制御ハンドル１６が回転するとき、カテーテル１０の、カテーテル本体１２、中間部１４および先端電極３６が対応するやり方で回転するように、カテーテル本体１２の捻り剛性を高めるためのステンレス鋼等の埋め込まれた編み込みメッシュが含まれ得る。
カテーテル本体１２の単一の内孔１８を通って延在する構成要素には、たとえば、電極リードワイヤ４０および、鞘３９で保護されたサーモカップルワイヤ４１と４５、光ファイバーケーブル４３、変換器リードワイヤ５５、延在する引っ張りワイヤ４２を中に持つ圧縮コイル４４および、電磁センサー・ケーブル７４がある。カテーテルを回転させるとき、単一の内孔体の方が、先端のコントロールがより優れていることが分かっているので、単一の内孔カテーテル本体の方がマルチ内孔体より好まれ得る。単一の内孔により、前記の種々の構成要素がカテーテル本体内で自由に浮遊することができる。このような構成要素が複数の内孔中で制限されると、ハンドルが回転するとき、エネルギーが蓄積する傾向があり、たとえばハンドルを離すとカテーテル本体が逆回転し、あるいは、カーブの周りに屈曲させると反転する傾向を有することになる。これらはいずれも好ましくない性能特性である。
カテーテル本体１２の外径は重要でないが、好ましくは約２．６ｍｍ（約８フレンチ）以下、より好ましくは２．３ｍｍ（７フレンチ）である。同様に、外壁２２の厚みは重要でないが、中央内孔１８が上記の構成要素を収納することができるように十分に薄いものである。外壁２２の内面は、硬化用チューブ２０で裏打ちされ得る。この硬化用チューブ２０は、任意の適切な材料（例えばポリイミドまたはナイロン）で作製し得る。硬化用チューブ２０は、編み込み外壁２２と共に、改善された捻れ安定性を提供すると同時に、カテーテルの壁厚さを最小限にし、従って中央内孔１８の直径を最大にする。硬化用チューブ２０の外径は、外壁２２の内径とほぼ同じかそれより僅かに小さい。硬化用チューブ２０には、非常に薄い壁でありながら非常によい剛性を与え得るので、ポリイミドチューブが好まれ得る。これにより、強度と剛性とを犠牲にすることなく、中央内孔１８の直径が最大になる。
図３Ａ、図３Ｂおよび図３Ｃも参照して、中間部１４は、複数の内孔を持つより短い管１９の部分を備える。管１９は、適切な非毒性の材料から作製されている。管１９は、カテーテル本体１２より柔軟であることが好ましい。管１９に適切な材料には、編み込まれていないポリウレタンがある。中間部１４の外径は、カテーテル本体１２の外径と同様、好ましくは約２．６ｍｍ（約８フレンチ）以下（より好ましくは２．３ｍｍ（７フレンチ））である。内孔のサイズと数は重要でない。一実施形態では、中間部１４は、約２．３ｍｍ｛約７フレンチ（０．０９２インチ）｝の外径を有する。この管は、軸線から外れた第一の内孔３０、軸線から外れた第二の内孔３２、軸線から外れた第三の内孔３４、および軸線から外れた第四の内孔３５を有する。これらの内孔は、概ね同一のサイズで、それぞれ、約０．８１〜約０．９６ｍｍ（約０．０３２〜約０．０３８インチ）、好ましくは０．９１ｍｍ（０．０３６インチ）の直径を有する。図示の実施形態では、引っ張りワイヤ４２が、第一の内孔３０中に延在し、光学的導波管（例えば光ファイバーケーブル４３）および変換器リードワイヤ５５が、第二の内孔３２中に延在している。電極リードワイヤ４０は、第三の内孔３４中に延在している。サーモカップルワイヤ４１と４５も、第三の内孔３４中に延在し、電磁センサー・ケーブル７４は、第四の内孔３５中に延在している。
図２Ａと図２Ｂとに最もよく示されているように、一実施形態におけるカテーテル本体１２は、カテーテル本体１２の外壁２２の内面を受け止める管１９の近位端中に構成される外側円周ノッチ２４によって、中間部１４に取り付けられている。中間部１４とカテーテル本体１２とは、接着剤等によって取り付けられる。中間部１４とカテーテル本体１２とが取り付けられる前に、硬化用チューブ２０がカテーテル本体１２に挿入される。硬化用チューブ２０の遠位端は、ポリウレタン接着剤等で接着剤接合部２３を形成することにより、カテーテル本体１２の遠位端近傍に固定して取り付けられる。カテーテル本体１２が中間部１４のノッチ２４を受け止めるための余地を許容するために、カテーテル本体１２の遠位端と硬化用チューブ２０の遠位端との間に少し距離（例えば約３ｍｍ）があることが好ましい。圧縮コイルが使用されない場合には、硬化用チューブ２０の近位端に力が加わり、硬化用チューブ２０が圧縮されている間に、急速乾燥接着剤（例えばシアノアクリレート）により、第一の接着剤接合部（図示せず）が硬化用チューブ２０と外壁２２との間に形成される。その後、乾燥はより遅いが、より強力な接着剤（例えばポリウレタン）を使用して、第二の接着剤接合部２６が硬化用チューブ２０の近位端と外壁２２との間に形成される。
必要に応じて、カテーテル本体内の硬化用チューブの遠位端と先端電極の近位端との間にスペーサーを置くことができる。このスペーサーは、カテーテル本体と中間部との接合部に柔軟性の遷移する状態を与え、これにより、この接合部が、折り曲がったり、捻れたりすることなく滑らかに曲がることができる。このようなスペーサーを備えるカテーテルは、「操作可能な直接心筋血管再開通術用カテーテル（Steerable Direct Myocardial Revascularization Catheter)」という名称の米国特許出願シリアル番号第０８／９２４，６１６号に記載されている。その開示の全体は、参照によって本明細書に組み入れられる。
図３Ａおよび図３Ｂに示されるように、先端部３６は、中間部１４の遠位端から延在する。図示の実施形態において、先端電極は、中間部１４の管１９の外径とほぼ同じ直径を有する。中間部１４と先端電極とは、管１９と先端電極３６との接合部の周りに塗布された接着剤２７等により取り付けられる。さらに、中間部１４と先端電極との間で延在する構成要素（例えばリードワイヤ４０、変換器リードワイヤ５５、サーモカップルワイヤ４１および４５、ならびに引っ張りワイヤ４２）が、先端電極を中間部上に保つ助けとなる。
図示の実施形態において、先端部３６は、概ね中空の遠位部分を有している。先端電極は、概ね均一な厚みのシェル３８および、中空の遠位部分を封止するためにシェルの近位端にまたはその近傍に置かれる圧入配列部材またはプラグ５９を備える。シェルとプラグとは、ＲＦ生成器を使用した無線周波数アブレーションが可能な、熱的および電気的に伝導性である任意の適切な材料から形成される。そのような適切な材料には、プラチナ、金合金またはパラジウム合金が含まれるが、これらに限定されるわけではない。先端電極とその製造方法は、２００５年２月１４日に出願された出願番号第１１／０５８，４３４号、および２００６年６月１３日に出願された出願番号第１１／４５３，１８８号に開示されている。これらの開示の全体は、参照によって本明細書に組み入れられる。
先端部３６は、中間部１４の第三の内孔３４、カテーテル本体１２の中央内孔１８および制御ハンドル１６を通って延在し、適切なモニター（図示せず）に差し込みされ得る入力ジャック７５中の近位端で終端する、リードワイヤ４０によってＲＦアブレーションのためのエネルギーを与えられる。カテーテル本体１２の中央内孔１８、制御ハンドル１６および中間部１４の遠位端を通って延在するリードワイヤ４０の部分は、保護鞘３９内に収納される。保護鞘３９は、任意の適切な材料｛好ましくはテフロン（登録商標）｝から作製することができる。保護鞘３９は、ポリウレタン接着剤等を用いて内孔３４内に接着することによって、その遠位端で、中間部１４の遠位端に固定される。リードワイヤ４０は、任意の従来技術によって先端電極３６に取り付けられる。図示の実施形態では、先端部３６へのリードワイヤ４０の接続は、たとえば、先端電極３６の配列部材５９の第一の盲穴３１（図３Ｄ）中にリードワイヤ４０の遠位端を溶接することによって達成される。
開示の実施形態では、先端電極３６に対して温度感知手段が与えられている。任意の従来の温度感知手段（例えばサーモカップルまたはサーミスター）を使用し得る。図３Ａと図３Ｂとを参照して、先端部３６のための適切な温度感知手段には、一対のワイヤによって形成されたサーモカップルが含まれる。このワイヤ対の一つのワイヤは銅ワイヤ４１（例えば番号「４０」の銅ワイヤ）である。ワイヤ対のもう一つのワイヤはコンスタンタン・ワイヤ４５であり、ワイヤ対を支持し、ワイヤ対に強度を与える。ワイヤ対のワイヤ４１と４５とは、遠位端で互いに接触して一緒にねじられている以外、お互いから電気的に絶縁されており、短いプラスチック管６３（例えばポリイミド）でカバーされ、またエポキシでカバーされている。次いで、プラスチック管６３が、エポキシ等により、先端電極３６（図３Ｂ）の第二の盲穴３３中に取り付けられる。ワイヤ４１と４５とは、中間部１４の第三の内孔３４を通って延在する。ワイヤ４１と４５とは、カテーテル本体１２内で、リードワイヤ４０と共に、中央内孔１８を通って保護鞘３９内に延在する。次いで、ワイヤ４１と４５とは、制御ハンドル１６を通って、温度モニター（図示せず）に接続可能なコネクタまで外へ延在する。温度感知手段は、あるいは、サーミスターでもよい。本発明に用いられるに適切なサーミスターには、Thermometrics社（ニュージャージー州）から販売されているモデル番号ＡＢ６Ｎ２−ＧＣ１４ＫＡ１４３Ｔ／３７Ｃがある。
図２Ａ，図３Ａおよび図３Ｄを参照して、カテーテルを屈曲させるための手段の一部としての引っ張りワイヤ４２は、カテーテル本体１２を通って延在し、その近位端で制御ハンドル１６に固定され、その遠位端で先端電極３６に固定される。引っ張りワイヤは、任意の適切な金属（例えばステンレス鋼またはニチノール）から作製されており、好ましくはＴｅｆｌｏｎ（登録商標）等でコーティングされる。コーティングは、引っ張りワイヤに潤滑性を与える。引っ張りワイヤは、好ましくは、約０．１５〜約０．２５ｍｍ（約０．００６〜約０．０１０インチ）の範囲の直径を有する。
圧縮コイル４４は、引っ張りワイヤを囲うようにしてカテーテル本体１２内に配置される。圧縮コイル４４は、カテーテル本体１２の近位端から、中間部１４の近位端まで延在する（図２Ａ）。圧縮コイルは、任意の適切な金属（好ましくはステンレス鋼）から作製され、柔軟性（すなわち曲げ）を与えしかも圧縮に抵抗するために、きつく巻いてある。圧縮コイルの内径は、引っ張りワイヤ４２の直径よりわずかに大きいことが好ましい。引っ張りワイヤ上のＴｅｆｌｏｎ（登録商標）コーティングにより、引っ張りワイヤは圧縮コイル内で自由にスライドすることができる。必要に応じて、特にリードワイヤ４０が保護鞘で囲まれていない場合には、カテーテル本体１２内で圧縮コイルと他のどのワイヤとの接触も防止するために、圧縮コイルの外面を、例えば、ポリイミド管から作製された柔軟な、非導電性の鞘でカバーすることができる。
図２Ａで示すように、圧縮コイル４４は、接着剤接合部５０により、その近位端でカテーテル本体１２の硬化用チューブ２０の近位端に固定され、接着剤接合部５１により、その遠位端で中間部１４に固定される。接着剤接合部５０と５１とは、両方とも、好ましくはポリウレタン接着剤等を含む。接着剤は、カテーテル本体１２の外面と中央内孔１８との間に造られる穴を通して、シリンジ等の手段により適用し得る。このような穴は、たとえば、カテーテル本体１２の外壁２２と、十分に加熱された硬化用チューブ２０とに穴をあけ、永久的な穴を形成するための針等によって形成し得る。次いで、この穴を通して、接着剤が圧縮コイル４４外面に導入され、外周に染みわたり、圧縮コイルの全周について接着剤接合部が形成される。
図２Ａ，図３Ａおよび図３Ｃを参照して、引っ張りワイヤ４２は、中間部１４の第一の内孔３０中に延在する。図３Ｄに示すように、引っ張りワイヤ４２は、その遠位端で、先端電極３６に対し配列部材５９中の第三の盲穴７３内で固定される。先端電極３６内に引っ張りワイヤ４２を固定する一方法に、引っ張りワイヤ４２の遠位端に金属管４６をかしめ、盲穴７３の内側に金属管４６をはんだ付けするやり方がある。配列部材５９内に引っ張りワイヤ４２を固定することにより、更なる支持が可能になり、先端電極３６が抜け落ちる心配が減少する。あるいは、当業者なら理解できるように、引っ張りワイヤ４２を、中間部１４の管１９の側部に取り付けることができる。中間部１４の第一の内孔３０内で、引っ張りワイヤ４２は、プラスチック性の｛好ましくはＴｅｆｌｏｎ（登録商標）性の｝鞘８１を通って延在する。鞘８１によって、中間部が屈曲したとき、引っ張りワイヤ４２が中間部１４の壁に食い込むのが防止される。
カテーテル本体１２に対する引っ張りワイヤ４２の長さ方向の動き（これにより先端電極３６が屈曲する）は、制御ハンドル１６の適切な操作によって達成される。適切な制御ハンドルは、米国特許第６６０２２４２号に記述されている。その開示の全体は、参照によって本明細書に組み入れられる。
図３Ａ，図３Ｂおよび図３Ｄに図示された実施形態では、先端部３６は、電磁センサー７２を担持する。電磁センサー７２は、電磁センサー・ケーブル７４に接続している。電磁センサー・ケーブル７４は、配列部材３９中の通路７５（図４）を通り、先端電極部３６の第三の内孔３５、カテーテル本体１２の中央内孔１８を通って、制御ハンドル１６に達する。次いで、電磁センサー・ケーブル７４は、図１に示すように、制御ハンドル１６の近位端から延在して、臍の緒コード（umbilical cord）７８内を通って回路基板（図示せず）を収納するセンサー制御モジュール７５に達する。あるいは、たとえば、「操作可能な直接心筋血管再開通術用カテーテル（Steerable Direct Myocardial Revascularization Catheter)」という名称の米国特許出願シリアル番号第０８／９２４，６１６号に記述されているように、回路基板は、制御ハンドル１６内に収納され得る。この開示の全体は参照により本明細書に組み入れられる。電磁センサー・ケーブル７４は、プラスチックでカバーした鞘内に収納された複数のワイヤを備えている。センサー制御モジュール７５中で、電磁センサー・ケーブル７４のワイヤは、回路基板に接続している。図１で示すように、回路基板は、電磁センサー７２から受信した信号を増幅し、センサー制御モジュール７５の近位端にあるセンサー・コネクタ７７によって、これを、コンピュータが理解し得る方式でコンピュータに送信する。カテーテルは使い捨て専用に設計され得るので、回路基板は、カテーテルの使用の約２４時間後に回路基板をシャットダウンするＥＰＲＯＭチップを含み得る。これにより、カテーテルまたは少なくとも電磁センサーが二度使用されることが防止される。本発明用として適切な電磁センサーは、たとえば、米国特許第５，５５８，０９１号、同第５，４４３，４８９号、同第５，４８０，４２２号、同第５，５４６，９５１号、同第５，５６８，８０９号および同第５，３９１，１９９号、ならびに国際公開第ＷＯ ９５／０２９９５に記述されている。これらの開示は参照によって本明細書に組み入れられる。電磁マッピング・センサー７２は、約６〜約７ｍｍの長さと約１．３ｍｍの直径とを有し得る。
本発明の一特徴によれば、カテーテル１０は、組織の厚さ、損傷の進行程度、損傷部の幅、および他のリアルタイムでの評価上の特徴を含むがこれらに限られるわけではない、焼灼組織の特性の光音響学に基づくリアルタイムの評価を容易にできるように構成されている。これらの評価は、カテーテル先端部の照射視野内における種々の組織要素の光学的吸収特性の結果である、非共鳴音波周波数を使用することによって達成される。したがって、カテーテル１０により、損傷部形成、組織の状態および組織形態のリアルタイムの評価が可能になる。
図２Ａ，図３Ａおよび図３Ｂに示すように、光学導波管（例えば光ファイバーケーブル４３）が、その遠位端で照射線を放射するために、カテーテル中に設けられ、損傷部と周囲の組織（固体および流体媒体）とによって選択的に吸収された光が、熱に変わり、これによって、先端部３６に組み込まれた変換器１３により検出し得る音波が生じる。光ファイバーケーブル４３は、光源１００（図１）から、先端電極３６まで光を伝達する。光ファイバーは、カテーテル本体１２の内孔１８を通って、中間部１４の第二の内孔３２を通り、先端部３６に達する。ケーブル４３の遠位端は、先端部における軸線上の伝達のために、先端部３６の長さ方向軸に沿って概ね最も遠位端にある、軸線上の放射用開口部８０中に固定的に設けられている。光ファイバーケーブル４３は、ケーブルの一端に導入された光が最小の損失でケーブルの他端へ導かれる任意の適切な光学波ガイドであり得る。ケーブル４３は、単一の光ファイバーケーブルまたはファイバーの束であり得る。ケーブル４３は、透過率、透過バンド幅、透過スペクトル幅、伝達距離、ケーブルの直径、コスト、光学信号歪み許容度（optical signal distortion tolerance）および信号減衰等を含むがこれらに限られない種々の要因に依存して、単一モード（別名モノモードまたはユニモード）、マルチモード（ステップインデックス型光ファイバーまたはグレーデッドインデックス型光ファイバーを使用）またはプラスチック光ファイバー（ＰＯＦ）であり得る。
変換器１３が取り付けられている先端部３６中に、追加の、軸線から外れた開口部８３が形成されている。図３，図３Ａ，図３Ｂおよび図５に図示された実施形態では、それぞれ三つの変換器１３に対応する三つの開口部８３が、互いおよび開口部８０から、ほぼ等距離に配置され、開口部８０に関しほぼ等しい角度をなし、互いに約１２０°等しくずれている。照射用開口部８０と変換器用開口部８３との数および配列を、適宜また所望に応じて変更し得ることは、当業者の理解する所である。たとえば、軸線から外れた照射開口部８０’および／または追加の変換器用開口部８３があり得る（図５）。開口部８０’および８３の総数は約３〜６の範囲にあり得る。四つの開口部を持つ実施形態では、約９０°のオフセット角度で配置し得、五つの開口部と変換器とを持つ実施形態では、約７２°のオフセット角度で配置し得、または、六つの開口部と変換器とを持つ実施形態では、約６０°のオフセット角度で配置し得る。
図示の実施形態において、開口部８０と８３とは、ケーブル４３と変換器１３とを概ねすべりばねで受け止めるサイズになっている。しかしながら、図６Ａおよび図６Ｂに示すような代替的実施形態では、開口部８０、８０’は、ケーブル４３の遠位端を流体（例えば生理食塩水）が流れ、先端電極の外側に達し、先端電極とアブレーションサイトを冷却し、および／または、より大きくより深い損傷部を可能にするようなより大きなサイズになっている。先端電極の更なる灌水を許容するために、図５Ａに示されるような追加的開口部８７をシェル中に形成することができる。図６Ｂに示されるように、流体は、中間部１４の第四の内孔３５の遠位端から延在するチューブ部分４８およびプラグ５９（図９）中の通路７６を含む灌水手段でチャンバー４９に入れられる。部分４８の遠位端は通路７６中に、近位端は第四の内孔３５中に、ポリウレタン接着剤等によって固定されている。したがって、通路７６は、中間部１４の第四の内孔３５と概ね並んでいる。部分４８は、引っ張りワイヤ４２と同様、先端電極にさらなる支持を与える。灌水チューブ部分４８は、カテーテル本体１２の中央内孔１８を通って延在し、中間部１４の第四の内孔３５の近位端中に終端する、近位の注入チューブ部分（図示せず）と連絡している。第一の注入チューブ部分の近位端は、制御ハンドル１６を通って延在し、制御ハンドルに対して近位の場所に設けられたルアーハブ９０（図１）等中に終端する。実際には、流体は、ポンプ（図示せず）によって、ルアーハブ９０を通して注入チューブ部分中に注入され、注入チューブ部分４８を通って、先端電極３６のチャンバー４９中に入り、そして、開口部８０から外へ流れ出る。注入チューブ部分は、任意の適切な材料から作製され得、好ましくはポリイミド管から作製される。適切な注入チューブ部分は、約８．１〜約０．９１ｍｍ（約０．３２〜約０．０３６インチ）の外径と、約７．１〜約０．８１ｍｍ（約０．２８〜約０．０３２インチ）の内径とを有する。
ポンプは、チャンバー４９の外に対し流体を正の圧力差に維持し、開口部８０から連続的に外にしみ出る、チャンバー４９から外側に向けた流体の一定した、妨げられていない流れまたは浸出を与えることができるようにする。
図６Ａ，図６Ｂおよび図７に示される実施形態では、電磁センサー７２が先端電極近傍にとどまり、乾燥状態でいられるように、中間部１４と先端電極３６との間にハウジング２１が延在する。ハウジング２１（例えばプラスチックチューブ部材）は、中間部の管１９の遠位端に円周状のノッチ３７を作製し、ハウジング２１の近位端を管１９の遠位端に置き、ノッチ３７を接着剤で充填することによって、管１９に取り付けられる。ハウジング２１の遠位端と先端電極３６とは、シーム６９で、接着剤により取り付けられる。配列部材５９中にまたは配列部材５９を通って延在する全ての構成要素は、先端電極３６をハウジング２１に取り付けておく助けとなる。
図６Ａに示すように、カテーテルは、先端電極の近傍にリング電極２５（単極性または二極性）を置くことにより、電気生理学的マッピング用にも構成され得る。図示の実施形態では、リング電極が中間部１４上に設けられている。先端電極とリング電極とは、それぞれ、別々のリードワイヤ４０に接続されている。先端電極のリードワイヤと同様、リング電極のリードワイヤ４０は、先端部１４の内孔３４、カテーテル本体１２の中央内孔１８および制御ハンドル１６を通って延在し、その近位端で、適切な信号処理装置（図示せず）およびＲＦエネルギー源（図示せず）に差し込みされ得る入力ジャック（図示せず）中に終端する。保護鞘３９の遠位端は、最も近位のリング電極近傍にあり、それによって、リードワイヤをリング電極に接続することができる。
リードワイヤ４０は、任意の従来の技術により、たとえば管１９の側壁を通る穴を作ることによって、リング電極２５に取り付けられる。まず、リードワイヤ４０が、この穴を通して引き出され、次いで、リードワイヤ４４の端のコーティングをはぎ取り、リング電極２５の下側にはんだ付けされるか溶接される。次いで、リング電極２５が穴をおおう位置にスライドさせられ、ポリウレタン接着剤等で適所に固定される。リング電極５９の数、位置および間隔は重要ではない。必要に応じて、さらなるリング電極を使用し得、同様の方法で、中間部１４またはプラスチックハウジング２１の柔軟な管１９上に置くことができる。
特定の使用と用途とにおけるニーズと要望とに合致するために、本明細書に記述される相異なる実施形態の任意の所望の態様をカテーテル先端部中に組み入れ得ることは、当業者の理解する所である。たとえば、図６Ａ，図６Ｂおよび図７の実施形態では灌水を含める必要はない。しかしながら、それにも拘わらず、特に、ＥＭセンサー７２、光ファイバーケーブル４３および変換器リードワイヤ５５の全てを収納するのに十分なスペースがチャンバー４９中にない場合に、チャンバー４９の外側の管２１中にＥＭセンサー７２を入れることができる。
本発明には、レーザー光音響画像形成により心外膜組織または心内膜組織をモニターする方法が含まれる。図１および図１Ａを参照して、本方法にはカテーテルの遠位端から心臓組織を照射することにより、この組織を加熱して音波を生じさせることと、カテーテルの上記遠位端上に設けられた音響変換器で上記音波を検出することと、音波の特性を記録することと、この音波を分析して組織特性を評価することと、が含まれる。特に、本方法には、測定された画像の高い空間的分解能を強調する反射モードで音響検出が実行されるように、照射能力と検出能力との両方が統合した遠位端を有するカテーテルの使用が含まれる。
照射線は、損傷部と周囲の組織とによって選択的に吸収され、熱に変わる。この熱は、音響変換器または音響センサーで検出される音波を生じる。音波の受信時間の遅延（すなわち時間的プロフィール）は、カテーテルの照射遠位端から音波を生成する組織要素までの距離に比例し、モニターされる組織の断面画像の再構築を含む種々の組織特性をリアルタイムで評価し決定することに用いられる。本発明から評価され、モニターされまたは決定され得る組織特性には、組織の厚さ、損傷の進行程度、損傷部の幅、およびその他の評価特徴が含まれるが、これらに限られるわけではない。組織の厚さは、リアルタイムで、数センチメートルまでの概ね非常に高い解像度で測定することができる。本発明の方法は、カテーテルの照射視野内の種々の組織要素の光学的吸収特性の結果である非共鳴音波周波数を使用する。得られる信号は、種々のアブレーション状態の組織、組織および血液等の間の相異なる光学的吸収特性を持つ組織要素に対し、一般的にずっとより高い感度を有する。
前述の説明は、ＲＦアブレーションと遠位端からの光音響に基づく評価との両方のために構成されるカテーテルに関するものであるが、本発明はそのような治療用カテーテルに限られるわけではない。したがって、本発明は、対象組織に対して、遠位端から照射と音響検出とを行う一方、別の治療用カテーテルがその組織にＲＦアブレーションを行う診断用カテーテルも意図したものである。このカテーテルは灌水方式であっても非灌水方式であってもよい。
本発明は、損傷部が、ＲＦ、超音波、レーザー凍結療法、高度集中超音波（ＨＩＦＵ）またはレーザーを介して心臓組織で造られつつあるときに、損傷部境界をリアルタイムで決定するために使用することができる。更に、本発明では、損傷の形成と同時にリアルタイムで組織の寸法（厚さ）を決定することもできる。次いで、本発明は、遠位の組織端に向けた損傷の進行程度を決定し、また損傷部が組織の厚さ全体に進行する際の貫壁性（transmurality）を示すのに使用し得る。更に、心外膜／心内膜用途においては、本発明でカテーテルの組合せを使用して、全ての範囲（内側、外側）の検出の組合せを行うことができるようにすることもできる。
前述の説明は、本発明の現在好まれている実施形態を参照して提示された。当業者ならば、記述された構築体の改造および変更が、本発明の原理、精神および範囲から有意に逸脱することなく行われ得ることを認識するであろう。たとえば、レーザーパルスは、光ファイバー、中空または液体の導波管または自由空間光学素子を経由して伝達できる。伝達用光学素子により伝達し得る全ての波長が、本技術のために使用し得る。圧電変換器、機械式変換器または干渉計光学センサー等の種々の音響センサーを使用し得る。アブレーション要素には、ＲＦ、超音波、凍結療法、ＨＩＦＵまたはレーザー等の種々のエネルギー源を含めることができる。
したがって、前述の説明は、記述され、添付の図面中に示された構築物そのものだけに関係するものとして理解されるべきではなく、むしろ、それらの最も完全で公明正大な範囲を有する筈の請求項に合致するものとしてまたこれらを支持するものとして理解されるべきである。
本発明の好ましい実施態様は以下の通りである。
（１） 光音響組織評価のためのカテーテルにおいて、
カテーテル本体と、
前記カテーテル本体に対し遠位にあり、照射および音響の検出をするように構成された、先端部と、
を備え、
前記照射によって組織が加熱されると、前記先端部に設けられた音響検出器によって検出される音波を生み出し、前記音響検出器が組織特性を示す信号を生成する、カテーテル。
（２） 実施態様１に記載のカテーテルにおいて、
前記組織は、心臓組織である、カテーテル。
（３） 実施態様１に記載のカテーテルにおいて、
前記先端部は、ＲＦアブレーション用にも構成されている、カテーテル。
（４） 実施態様１に記載のカテーテルにおいて、
前記カテーテルは、前記光音響組織評価の間、反射モードで動作する、カテーテル。
（５） 実施態様１に記載のカテーテルにおいて、
前記照射は、レーザーパルスである、カテーテル。
（６） 実施態様１に記載のカテーテルにおいて、
前記組織は、ＲＦアブレーションを受けつつあるものである、カテーテル。
（７） 実施態様１に記載のカテーテルにおいて、
前記組織は、ＲＦアブレーションの結果生じた損傷部である、カテーテル。
（８） 実施態様１に記載のカテーテルにおいて、
前記組織特性は、組織の厚さ、損傷の進行程度、および損傷部の幅のうちの少なくとも一つである、カテーテル。
（９） レーザー光音響画像形成により組織を評価する方法において、
カテーテルの遠位端から組織を照射することにより、前記組織を加熱して音波を生み出すことと、
前記カテーテルの前記遠位端に設けた音響変換器で前記音波を検出することと、
前記音波の特性を記録することと、
前記音波を分析して、組織特性を評価することと、
を含む、方法。
（１０） 実施態様９に記載の方法において、
前記音波の分析は、時間に基づく分析を行うことを含む、方法。
（１１） 実施態様９に記載の方法において、
前記音波の分析は、受信時間の遅延を分析することを含む、方法。
（１２） 実施態様９に記載の方法において、
前記音波の分析は、前記音波を生成する前記組織と前記カテーテルの前記遠位端との間の距離に比例した受信時間の遅延を分析することを含む、方法。
（１３） 実施態様９に記載の方法において、
前記組織は、心臓組織である、方法。
（１４） 実施態様９に記載の方法において、
前記カテーテルは、ＲＦアブレーション用にも構成されている、方法。
（１５） 実施態様９に記載の方法において、
前記光音響評価は、反射モードで動作する、方法。
（１６） 実施態様９に記載の方法において、
前記照射は、パルスである、方法。
（１７） 実施態様９に記載の方法において、
前記組織は、ＲＦアブレーションを受けつつある、方法。
（１８） 実施態様９に記載の方法において、
前記組織は、ＲＦアブレーションの結果生じた損傷部である、方法。
（１９） 実施態様９に記載の方法において、
前記組織特性は、組織の厚さ、損傷の進行程度、および損傷部の幅のうちの少なくとも一つである、方法。
（２０） 光音響組織評価用のシステムにおいて、
照射および音響の検出をするように構成された遠位先端部を有するカテーテルであって、前記照射によって組織が加熱されると、前記先端部に設けられた音響検出器によって検出される音波を生み出し、前記音響検出器が組織特性を示す信号を生成する、カテーテルと、
前記信号を受信して前記音波の時間的プロフィールを記録する電子スコープと、
前記時間的プロフィールに基づき、前記組織の画像またはプロフィールを再構成するプロセッサと、
を備える、システム。
（２１） 実施態様２０に記載のシステムにおいて、
前記電子スコープ装置は、デジタル・オシロスコープである、システム。
（２２） 実施態様２０に記載のシステムにおいて、
前記カテーテルの前記先端部は、ＲＦアブレーション用にも構成されている、システム。
（２３） 実施態様２０に記載のシステムにおいて、
前記カテーテルは、前記光音響組織評価の間、反射モードで動作する、
システム。
（２４） 実施態様２０に記載のシステムにおいて、
前記照射をレーザーパルスとして与える光源、
を更に含んでいる、システム。
（２５） 実施態様２０に記載のシステムにおいて、
前記組織は、ＲＦアブレーションの結果生じた損傷部である、システム。
（２６） 実施態様２０に記載のシステムにおいて、
前記組織特性は、組織の厚さ、損傷の進行程度、および損傷部の幅のうちの少なくとも一つである、システム。
（２７） 実施態様２０に記載のシステムにおいて、
前記組織は、心臓組織である、システム。
（２８） 心臓組織の光音響評価用システムにおいて、
前記組織を焼灼するように構成されたアブレーション要素と、
前記組織を加熱して音波を生成させるためのレーザーデリベリ手段と、
前記音波を検出するように構成され、かつ、組織特性を示す信号を生成する、音響センサーと、
を備える、システム。
（２９） 実施態様２８に記載のシステムにおいて、
前記信号を受信し、前記音波の時間的プロフィールを記録するように構成された音響サンプリング・ハードウェア、
を更に備える、システム。
（３０） 実施態様２８に記載のシステムにおいて、
前記時間的プロフィールを分析し、前記組織の画像またはプロフィールを生成するように構成されたプロセッサ、
を更に備える、システム。
（３１） 実施態様２８に記載のシステムにおいて、
前記レーザーデリベリ手段に照射エネルギーを与えるパルスレーザー、
を更に含む、システム。
（３２） 実施態様２８に記載のシステムにおいて、
前記アブレーション要素にアブレーションエネルギーを与えるアブレーションエネルギー源、
を更に備える、システム。
本発明に係る光音響アブレーションシステムの一実施形態を示す図である。 本発明に係る光音響アブレーションシステムの他の一実施形態を示す図である。 図１Ａに示した領域１Ｂを拡大して示す図であり、本発明に係る光音響アブレーションシステムに用いられるカテーテルの先端部を組織に適用する際の様子を示す詳細な図である。 本発明に係るカテーテルの一実施形態の、第一の直径に沿った横断面図である。図には、カテーテル本体と中間部との間の接合部が含まれている。 本発明に係るカテーテルの一実施形態の、図２Ａの第一の直径に概ね直交する第二の直径に沿った横断面図である。図には、カテーテル本体と中間部との間の接合部が含まれている。 本発明に係るカテーテルの一実施形態の、第一の直径に沿った横断面図である。図には、プラスチックハウジングと先端電極との間の接合部が含まれている。 本発明に係るカテーテルの一実施形態の、図３Ａの第一の直径に概ね直交する第二の直径近傍における横断面図である。図には、プラスチックハウジングと先端電極との間の接合部が含まれている。 図２Ａおよび図２Ｂの中間部の一実施形態の長さ方向の断面図である。 本発明に係るカテーテルの一実施形態の、図４の線３Ｄ−３Ｄに沿った横断面図である。図には、プラスチックハウジングと先端電極との間の接合部が含まれている。 図３Ａと図３Ｂとの先端電極の一実施形態の長さ方向の断面図である。 先端電極の一実施形態の遠位端図である。 先端電極の他の一実施形態の遠位端図である。 本発明に係る灌水されたカテーテルの一実施形態の、第一の直径に沿った横断面図である。図には、カテーテル本体と中間部との間の接合部が含まれている。 本発明に係る灌水されたカテーテルの一実施形態の、図６Ａの第一の直径に概ね直交する第二の直径に沿った横断面図である。図には、カテーテル本体と中間部との間の接合部が含まれている。 本発明に係るカテーテルの一実施形態の横断面図である。図には、プラスチックハウジングと中間部との間の接合部が含まれている。 図６Ａと図６Ｂとの中間部の一実施形態の長さ方向の断面図である。 図６Ａと図６Ｂとの先端電極の一実施形態の長さ方向の断面図である。

Claims (21)

  1. 光音響組織評価のためのカテーテルにおいて、
    カテーテル本体と、
    前記カテーテル本体に対し遠位にある先端部であって、アブレーション用に構成されている先端電極を備える先端部と、
    照射エネルギーを前記組織に伝達するために前記先端電極にある第１の開口部に取り付けられた光学的導波管であって、前記照射エネルギーは音波を生み出すように前記組織を加熱する、光学的導波管と、
    前記照射された組織からの前記音波を音響学的に検出するために前記先端電極にある第２の開口部に取り付けられた少なくとも１つの音響検出器であって、前記少なくとも１つの音響検出器は組織特性を示す信号を生成するように構成されている、音響検出器と、
    を備える、カテーテル。
  2. 請求項１に記載のカテーテルにおいて、
    前記組織は、心臓組織である、カテーテル。
  3. 請求項１に記載のカテーテルにおいて、
    前記先端部は、ＲＦアブレーション用にも構成されている、カテーテル。
  4. 請求項１に記載のカテーテルにおいて、
    前記カテーテルは、前記光音響組織評価の間、反射モードで動作する、カテーテル。
  5. 請求項１に記載のカテーテルにおいて、
    前記照射は、レーザーパルスである、カテーテル。
  6. 請求項１に記載のカテーテルにおいて、
    前記組織は、ＲＦアブレーションを受けつつあるものである、カテーテル。
  7. 請求項１に記載のカテーテルにおいて、
    前記組織は、ＲＦアブレーションの結果生じた損傷部である、カテーテル。
  8. 請求項１に記載のカテーテルにおいて、
    前記組織特性は、組織の厚さ、損傷の進行程度、および損傷部の幅のうちの少なくとも一つである、カテーテル。
  9. 光音響組織評価用のシステムにおいて、
    カテーテルであって、
    アブレーション用に構成されている先端電極と、
    照射エネルギーを前記組織に伝達するために前記先端電極にある第１の開口部に取り付けられた光学的導波管であって、前記照射エネルギーは音波を生み出すように前記組織を加熱する、光学的導波管と、
    前記音波を検出し、組織特性を示す信号を生成するために、前記先端電極にある第２の開口部に取り付けられた少なくとも１つの音響検出器と、
    を有する、カテーテルと、
    前記信号を受信して前記音波の時間的プロフィールを記録する電子スコープと、
    前記時間的プロフィールに基づき、前記組織の画像またはプロフィールを再構成するプロセッサと、
    を備える、システム。
  10. 請求項９に記載のシステムにおいて、
    前記電子スコープは、デジタル・オシロスコープである、システム。
  11. 請求項９に記載のシステムにおいて、
    前記カテーテルの前記先端部は、ＲＦアブレーション用にも構成されている、システム。
  12. 請求項９に記載のシステムにおいて、
    前記カテーテルは、前記光音響組織評価の間、反射モードで動作する、システム。
  13. 請求項９に記載のシステムにおいて、
    前記照射をレーザーパルスとして与える光源、
    を更に含んでいる、システム。
  14. 請求項９に記載のシステムにおいて、
    前記組織は、ＲＦアブレーションの結果生じた損傷部である、システム。
  15. 請求項９に記載のシステムにおいて、
    前記組織特性は、組織の厚さ、損傷の進行程度、および損傷部の幅のうちの少なくとも一つである、システム。
  16. 請求項９に記載のシステムにおいて、
    前記組織は、心臓組織である、システム。
  17. 心臓組織の光音響評価用システムにおいて、
    アブレーション要素を先端部に備えるカテーテルであって、前記アブレーション要素は前記組織を焼灼するように構成されている、カテーテルと、
    前記組織を加熱して音波を生成するように照射エネルギーを伝達するために、前記アブレーション要素にある第１の開口部に取り付けられたレーザーデリベリ手段と、
    前記音波を検出するように構成され、かつ、組織特性を示す信号を生成するように構成されている、前記アブレーション要素にある第２の開口部に取り付けられた少なくとも１つの音響センサーと、
    を備える、システム。
  18. 請求項１７に記載のシステムにおいて、
    前記信号を受信し、前記音波の時間的プロフィールを記録するように構成された音響サンプリング・ハードウェア、
    を更に備える、システム。
  19. 請求項１７に記載のシステムにおいて、
    前記時間的プロフィールを分析し、前記組織の画像またはプロフィールを生成するように構成されたプロセッサ、
    を更に備える、システム。
  20. 請求項１７に記載のシステムにおいて、
    前記レーザーデリベリ手段に照射エネルギーを与えるパルスレーザー、
    を更に含む、システム。
  21. 請求項１７に記載のシステムにおいて、
    前記アブレーション要素にアブレーションエネルギーを与えるアブレーションエネルギー源、
    を更に備える、システム。
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