(57)【要約】身体組織（例えば心房細動治療を行う心房組織）を原位置で治療する方法および装置は、心臓表面に配置される損傷形成器具を備える。この装置は、心臓表面装着用の組織対向面を有するガイド部材を備える。ガイド部材はさらに、内部表面および長手方向軸を有する。ガイド部材内には、その内部を長手方向軸に沿って移動可能な寸法を有するガイドキャリッジが配置される。ガイドキャリッジ内には、光ファイバが配置され保持される。キャリッジは、光ファイバ軸が前記長手方向軸に実質的に平行となるように光ファイバを収容し、光ファイバの軸が遠位端において前記長手方向軸と少なくとも４５°をなし、前記組織対向面を通してレーザエネルギーを放出するように位置合わせされるように、遠位端でファイバを屈曲させる。
2009508586.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
心臓表面装着用の組織対向面を有するガイド部材であって、内部表面および長手方向軸を有するガイド部材；前記ガイド部材内に配置されその内部を前記長手方向軸に沿って移動可能な寸法を有するガイドキャリッジ；および前記ガイドキャリッジ内に配置される光ファイバ
を備える、所望のアブレーション軌道に沿って組織に損傷を形成する装置であって、
前記ガイドキャリッジは、前記光ファイバを保持し、前記長手方向軸に対する入口軸が実質的に４５°未満の入口角をなすように前記光ファイバを収容し、前記光ファイバの遠位端における放射軸が前記長手方向軸と少なくとも４５°の放射角をなし、前記組織対向面を通してレーザエネルギーを放出するように位置合わせされるように、前記光ファイバの遠位端を屈曲させる
ことを特徴とする装置。
【請求項２】
前記ガイドキャリッジは、前記光ファイバを前記遠位端まで洗浄する流体を受容する流体路を画定する、前記光ファイバに対向する面を備えることを特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項３】
前記ガイドキャリッジは、前記ガイド部材の前記内部表面と連携して、前記ガイド部材に対する前記ガイドキャリッジの移動を前記長手方向軸に沿った移動に実質的に制限する、外部表面を有することを特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項４】
前記ガイドキャリッジは、前記組織対向面に形成されたスロットと位置が合うように前記光ファイバを保持することを特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項５】
前記ガイド部材は、前記長手方向軸について少なくとも一方向に可撓性を有することを特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項６】
前記入口角は約０°であることを特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項７】
前記放射角は６０°を超えることを特徴とする請求項１に記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本願は、ＰＣＴ国際特許出願として、メディカルシーヴィー（米国企業、米国を除く全ての指定国の出願人）、ダナ・レイ・メスター、ケニス・ウェイン・グレース、グレゴリー・Ｇ・ブラッカー、スティーブン・Ｄ・サビジ（全員米国国籍、米国のみの出願人）の名義で２００６年９月１４日に提出されたものであり、米国特許・実用新案出願第１１／２２８，１０８号（２００６年９月１６日提出）に基づき優先権を主張する。
【０００２】
本発明は、レーザ心臓焼灼法（laser cardiac ablation procedure）用の外科手術器具に関する。本発明は特に、アブレーション器具を所望のパターンにガイドするガイド部材を備えたアブレーション装置に関する。
【背景技術】
【０００３】
Ａ．心房細動
心不整脈の少なくとも幾つかの形態は、異常な経路で心筋組織を進む電気インパルスによって引き起こされることが知られている。正常な非不整脈の心臓では、電気的神経インパルスが秩序正しく明確な方式で洞房結節、次いで房室結節を進むことで、心臓の収縮を引き起こす電気インパルスの規則正しい流れが生み出されている。
【０００４】
心不整脈では、刺激波動が望ましくない経路に沿って心臓組織を進み、速い心拍（頻拍）、遅い心拍（除脈）または不規則な心拍（細動）を生み出す。心房細動（ＡＦ）は、心臓の心房室の無秩序な心調律である。心房細動が起こると、心臓による効率的な血液の拍出が妨げられ、身体活動の低下、卒中、鬱血性心不全、心筋症や死に至ることもある。
【０００５】
Ｂ．メイズ手術−通例
心房細動の処置技術の一つとして、心筋組織（心筋）に外科的に複数の線を設け、神経インパルスの電気伝導をブロックして回路を再構成するものがある。電気をブロックする線を設けるこの技術は、メイズ手術と呼ばれる。
【０００６】
初期のメイズ手術は、一連の線形切開部を心臓組織に設けて縫合する、侵襲的手術を行っていた。切開部に形成される瘢痕組織の線は電気インパルスを伝導しないので、心房組織の不規則な収縮を防止する。
【０００７】
一般的なメイズ手術では、何本かの非導電性の線を設ける必要がある。非導電性線のそれぞれは、一般に長さが数センチである。これらの線が一旦傷跡となり治癒すれば、心房細動を引き起こす可能性のある電気経路が断たれる。メイズ手術や心房細動を処置する他の外科技術の例については、Chiappini他“Cox/Maze III Operation Versus Radiofrequency Ablation for the Surgical Treatment of Atrial Fibrillation: A Comparison Study”Ann. Thorac. Surg., No. 77, pp. 87-92 (2004)およびCox、“Atrial fibrillation II: Rationale for surgical treatment”、J.ThoracicandCardiovascularSurg., Vol. 126, No., 6, pp.1693-1699 (2003)に記載がある。
【０００８】
Ｃ．低侵襲的メイズ手術法
低侵襲的アブレーション技術を利用して行うメイズ手術もある。この技術では、一般に高周波（ＲＦ）電極が外科医によって心臓の心内膜（内側）または心外膜（外側）表面に沿って直線的に引かれ、熱を用いて心臓細胞を乾燥させて最終的には破壊することで、一連の損傷を作成する。損傷により作成された瘢痕化は、切れ目がなく電気インパルスについて非伝導性であるのが理想的である。心内膜の用途では、標準的なアブレーションカテーテルまたは伸長した遠位端電極を備えるカテーテルが用いられる。心外膜の用途では、アブレーションエネルギーを適用するように特別に設計された、遠位端電極を備える手持ち式の探針がしばしば用いられている。
【０００９】
メイズ手術の成功率を最大にするためには、形成された損傷が貫壁性であることが特に重要である。貫壁性損傷は、損傷の部位において、心筋壁の全層にわたるものである。心外膜からの損傷の貫壁性を制限する要因の一つとして、特に心臓拍動における「オフポンプ」過程中の、心臓内および心臓周囲の血液の冷却効果が挙げられる。貫壁性損傷の作成は熱拡散、すなわち高温から低温への熱流のみに依存しているため、高周波（ＲＦ）エネルギーを用いる際には血液の冷却効果は特に厄介である。心房内の心内膜表面における血液の冷却効果によって、熱損傷を形成するのに必要な温度到達が制限されてしまう。
【００１０】
電極／組織界面の最大温度も、水の沸点より幾分低い温度に限られてしまう。沸点より高いと細胞間水が沸騰して爆発を起こし、組織に穿孔が生じてしまう。心房壁の穿孔は心臓構造を脆弱にするだけでなく、外科手術中、抑制すべき出血が著しいものになってしまう。
【００１１】
さらに、高い電極／組織温度によって、探針と心臓組織との間に熱傷や癒着が生じる。生じた癒着は探針と心臓組織を絶縁してしまい、エネルギーの効率的な適用が阻害されてしまう。これらの方法においても、外科医チームが手術を中断して探針の先端を掃除する必要があるため、問題がある。
【００１２】
ＲＦによる貫壁性損傷作成の効果は、心内膜表面に第２の電極を用いることで向上させることができる。心内膜電極は、より直接的に標的部位にエネルギーを「集中」させてより直接的に心臓組織を通る電気経路を提供し、副次的には、左心房における血流によって心内膜表面が直接に冷却されるのを回避する。しかしこの方法は左心房内へのアクセスを要するため、複雑さを増し、患者へのリスクが増加する。
【００１３】
細胞間水を凍らせて細胞死を起こす低温法についても同様の分析があてはまる。しかし当出願においては、血液が心内膜表面で組織を暖めるため、細胞死を引き起こして貫壁性損傷を生じるのに必要な到達温度に制約がある。
【００１４】
心房細動を処置する様々な方法・技術については、Viola他“The Technology in Use for the Surgical Ablation of Atrial Fibrillation”、Seminars in Thoracic and Cardiovascular Surgery, Vol. 14, No. 3, pp.198-205(2002)に論じられている。Viola他は、メイズ手術により心房細動を処置する数多くのアブレーション技術を説明している。それには凍結外科手術、マイクロ波エネルギー、高周波エネルギーおよびレーザアブレーションが含まれている。
【００１５】
Ｄ．レーザアブレーションとメイズ手術
レーザエネルギーは何にもまして熱に変換される光線なので、心房細動の処置においてレーザを使用するのが望ましい。従って、心臓組織においてレーザエネルギーを「拡散」させるのに、光の透過の原理を用いることができる。選択された波長では、光拡散は熱拡散と比べて顕著に速く起こり、より深く浸透する。この効果を得るには、心房組織のスペクトル特性を知り、高い透過率、すなわち低い吸収率のレーザ波長を選択することが重要である。このような結果を得るものとして、近赤外領域の波長である７００〜１２００ナノメートルが好適である。理想的な波長は７９０〜８３０または１０２０〜１１４０ナノメートルである。これらの波長を用いると、レーザアブレーションを迅速に行い、小さい領域の損傷を得ることができる（Viola他、“The Technology in Use for the Surgical Ablation of Atrial Fibrillation”、Seminars in Thoracic and Cardiovascular Surgery, Vol. 14, No. 3, pp.201, 204 (2002)参照）。しかし先行技術では、心房細動処置用のレーザアブレーションは手間がかかるものであった。
【００１６】
Viola他は、心房細動の処置にレーザエネルギーを使用する際に生ずる問題点を論じている。これらの見解は安全性、信頼性に関するものであり、レーザは自己制御機能を持たないため過熱しやすいことに言及している。著者は、特に先端がピン状の装置を用いる場合、レーザによる過熱によって窪み、ひいては穴が形成されうることに言及している（Viola他、前掲、ｐ２０３参照）。著者は、レーザアブレーションが高出力（３０〜８０ワットとして記載）であるため、レーザ技術が臨床上あまり広く応用されていないことに言及している（同上、ｐ２０１参照）。心筋組織をレーザエネルギーで直接加熱すると、その機械的効果の結果、衝撃波によって細胞が爆発してしまう（Viola 他、前掲、ｐ２０１参照）。
【００１７】
レーザエネルギーは心筋に穴を開ける可能性があることから、心房細動の処置について特定の事項が懸念される。心房の心筋壁は極めて薄い（例えば部位によっては約２ｍｍ）。レーザによる心筋のコアリング（穴掘り）が壁厚を貫通する穿孔となり、血液が漏出してしまう恐れがある。
【００１８】
Viola 他は、長探針先端のレーザ熱エネルギーが一方向に拡散する長探針レーザの開発に言及している（同上、ｐ２０１参照）。上記文献はこの長探針先端の出典について記載していないが、Arnold他の名義で提出された米国特許出願第２００４／６３３３Ａ１号（２００４年１月８日公開）およびSinoskyの米国特許第６，５７９，２８５号に記載されるように、CardioFocus, Inc.（米国マサチューセッツ州ノートン）の心房細動レーザを参照するものであると本発明者らは考えている。この実施技術は本発明の技術とは以下の２点で異なる。最も重要な点として第１に、光線が組織に入る前に、反射性粒子を用いて縦方向および放射状に散乱させて、位相の揃ったレーザビームの焦点をぼかしている。これによって線形の損傷を形成するのに必要な縦方向運動が減少するが、心臓組織に入る前にレーザビームの干渉性が減少することで、より深く心臓組織に貫通する光線の利点の多くが失われてしまう。 第２にこの技術は、８１０〜１０６４ナノメートルと比較すると顕著な水の吸収ピークを有する、９１０〜９８０ナノメートル波長のレーザ光線を使用している。吸収度が高いと、レーザ光線の心臓組織の貫通が減少する。エネルギー貫通の深さが減少すると、（特に鼓動する心臓において）貫壁性の低い損傷が生じるリスクが増加する。
【００１９】
Ｅ．導電性の確認
線形非導電性損傷を作成について更に困難な点は、実際に非導電性損傷が形成されたかを確認することが不可能なことにある。メイズ手術によって適正に貫壁性損傷が形成されなかった場合、心房細動の治療は成功しない恐れがある。その結果第２の外科手術を必要とする可能性がある。最初の手術時に特定の線形の損傷が実際に非導電性であるか否かを外科医が即座に識別でき、その時点で修正が可能であれば有益である。これにより、必要であれば、その場で再処置が可能となる。
【００２０】
Ｆ．心房アブレーション器具の配置およびガイド
上記した米国特許出願第１０／９７５、６７４号は、外科医が心臓表面でワンド（wand）先端を動かすことで損傷パターンを形成することを記載している。アブレーション器具をガイドまたは制御する装置の使用が示唆されている。例えば、米国特許第６、５７９、２８５号（CardioFocus, Inc.に付与）は、展延性（malleable）ハウジングに収納された拡散光ファイバ端を記載している。ハウジングは、所望の形を成すように曲げられ、心臓上に配置される。拡散光ファイバ端は、ハウジング内を一連のステップを経るように移動して損傷を形成する。一定の位置でファイバを停止し、静止したファイバを励起して損傷を形成し、ファイバを新たな位置に移動させて次の損傷セグメントを形成するようにして、損傷は形成される。アブレーション器具用の同様の構成が米国特許出願第２００２／００８７１５１号（２００２年７月４日公開、AFx, Inc.）に記載されている。
【００２１】
２００４年５月２７日公開の米国特許出願第２００４／０１０２７７１号（Estech, Inc）は、心臓とアブレーション装置との間の接触を維持しつつアブレーション器具をガイドする装置を記載している。アブレーション器具をガイドするかまたはアブレーション器具と心臓との間の接触を維持するその他の装置については、米国特許第６，２３７，６０５号（Epicor, Inc.に付与）に記載がある。‘６０５特許は、心臓に対する固定位置においてアブレーション装置を保持する、心外膜への真空の使用または心膜に対する可膨張式バルーンの使用を開示している。米国特許第６，５１４，２５０号および第６，５５８，３８２号 （共にMedtronic, Inc.に付与）は、アブレーション器具を心臓に対して保持する吸引について記載している。
【発明の開示】
【課題を解決するための手段】
【００２２】
本発明の好ましい実施形態によると、身体組織（例えば心房細動治療を行う心房組織）を原位置で治療する方法および装置が開示される。この装置は、心臓表面装着用の組織対向面を有するガイド部材を備える。ガイド部材はさらに、内部表面および長手方向軸を有する。ガイド部材内には、その内部を長手方向軸に沿って移動可能な寸法を有するガイドキャリッジが配置される。ガイドキャリッジ内には、光ファイバが配置され保持される。ガイドキャリッジは、光ファイバ軸が前記長手方向軸に実質的に平行となるように光ファイバを収容し、光ファイバの軸が遠位端において前記長手方向軸と少なくとも４５°をなし、組織対向面を通してレーザエネルギーを放出するように位置合わせされるように、遠位端で光ファイバを屈曲させる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２３】
図を参照して本発明の好ましい実施形態を説明する。同一の構成要素には同一の参照記号を付した。好ましい実施形態において本発明を、心臓の心外膜表面にレーザエネルギーを適用し、心臓に沿って貫壁性アブレーション線を形成するための損傷形成器具として説明する。本明細書でいう「アブレーション」の語は、組織の穿孔または除去を回避しつつ、心筋に壊死組織を形成するという意味合いにおいて用いる。以下の説明では、損傷形成器具をメイズパターンにガイドするためのガイド部材について述べる。本出願の教示は、他の種類のアブレーション器具（例えばＲＦアブレーション、超音波など）にも適用可能であることは理解されよう。また本願において、損傷について「線形」の語を用いることがある。「線形」の語は、直線に限らず、湾曲またはその他の細長くて幅の狭い損傷パターンを含むものとする。
【００２４】
好ましい実施形態を参照して特に述べない限りは、本発明の全ての構成要素は、厳しい滅菌に耐えあらゆる生体適合性および医療装置の関連規則のその他の必要条件を満たすことのできる材料を前提として、どのような好適な材料から形成されてもよい。
【００２５】
Ａ．特許出願第１１／１０２，０９１号の教示
上記した米国特許出願第１０／９７５，６７４号は、心臓の心外膜または心内膜表面のいずれかにレーザエネルギーを適用する手術用ワンドについて詳述している。メイズ手術による心房細動治療用としてワンドは好ましくは、心筋組織において非常に低い吸収度と非常に高い分散度を有するように選択された波長のコヒーレント光として、レーザエネルギーを放射する。組織を除去することなく壊死組織を心筋で作成するのに好適な、あらゆる波長を用いることができる。好ましい実施形態において波長は、心筋組織において非常に低い吸収度と非常に高い分散度を有するように選択された近赤外波長である。生物組織（心筋など）は、大部分は水である。約４７０〜約９００ナノメートルおよび約１０５０〜約１１５０ナノメートルの範囲の波長は、低い吸収度（例えば約３０％未満の吸収度）で水を通過することが知られている（Lasers in Cardiovascular Medicine and Surgery: Fundamentals and Techniques、George S. Abela、M.D.、Editor、Kluwer Academic Publishers、米国マサチューセッツ州０２０６１、ノーウェル、アシニッピパーク、フィリップドライブ１０１、p28(1990)参照）。波長はより好ましくは、７９０〜８５０ナノメートル（市販の医療用ダイオードレーザの範囲に相当）および１０５０〜１０９０ナノメートル（その他の医療処置に一般的に用いられているＮｄ：ＹＡＧレーザの範囲に相当）の範囲から選択される。これらの範囲から選択された波長を有するレーザエネルギー源は、心筋の厚みを貫通し、貫壁性損傷（すなわち、心房における心筋組織の全厚に渡る壊死）を生じる。さらにそのような波長は、組織の炭化および心筋組織の穿孔を最小限にとどめる。このようなレーザ発光は実質的に位相が揃って（coherent）いる。
【００２６】
これらの範囲から選択された波長を有するレーザエネルギー源は、心筋の厚みを貫通し、貫壁性損傷（すなわち、心房における心筋組織の全厚に渡る壊死）を生じる。さらに、そのような波長は、組織の炭化および心筋組織の穿孔を最小限にとどめる。このようなレーザ発光は実質的に位相が揃っている。
【００２７】
前記‘６７４出願において、ワンドは、心臓の心外膜表面または心内膜表面のいずれかに対向して配置される遠位端を備えた、手持ち式の装置である。ワンドは、心臓の表面に沿って遠位端を移動させて所望のパターンのメイズ損傷を形成するように操作される。本発明は、心臓表面上に損傷を形成する方法および装置に関する。本発明は、損傷形成器具を所望のパターンにガイドするものとして作用する、心臓上での軌道の設置を含む。
【００２８】
Ｂ．特許出願第１０／９７５、６７４号の教示
ａ．ガイド部材
まず図１を参照するに、心臓表面にメイズパターンの少なくとも一部分を形成するためのシステムを示す。図１はメイズ手術に用いられる様々な構成要素の略図である。
【００２９】
図１において心臓Ｈは、概略的に左心房ＬＡ、右心房ＲＡ、左心室ＬＶ、右心室ＲＶに分割したものとして示す。後に詳述するガイド部材１０は、心臓Ｈの心外膜表面上に配置した状態で示す。
【００３０】
図１において装置１０は、心臓Ｈに湾曲した損傷パターンを形成するように、湾曲した構成のものが示されている。図１に示す湾曲パターンおよび心臓Ｈに対する装置の寸法は、例示を容易にするために極端に強調したものであることは理解されよう。
【００３１】
好ましい実施形態において、曲率半径および湾曲の形は、メイズパターンまたはメイズパターンの一部分を形成するように、心房上または心房付近の、肺静脈およびその他の解剖学的構造の近傍で心臓Ｈ上に装置１０を配置するのに適したものとする。
【００３２】
図１の概略図は、導管１２ａで装置１０に接続され、装置１０の所望のチャンバ（後述）に真空を発生する真空源１２を備えた、補助装置を示す。電源１４が、装置１０内にてレーザで所望のエネルギーパルスを発生する光ファイバ３２に連結されている。ファイバ３２は、所望のパターンで心臓Ｈに配置されるガイド部材２０内に通される導管３０の内部に挿入される。以下、ファイバ３０、導管３２およびガイド部材２０について詳述する。往復装置１７が導管３２に連結されており、導管３２（および内部に含まれるファイバ３２）をファイバ軸と同一方向に前進・後進させる（後述）。
【００３３】
ポンプ１６は、導管１６ａを介して冷却流体源（例えば食塩水源）と往復装置１７とを連結しており、冷却流体を装置１０へ送り出す（詳細は後述）。食塩水を好ましい流体として挙げたが、他の流体も使用可能であることは理解されよう。例えば、液状流体の代わりに気体状流体（ＣＯ２など）を用いることができる。このような気体は胸腔内で拡散するので、液体状フラッシング流体を吸引する必要がなくなる。
【００３４】
装置１０により形成された損傷の貫壁性を調べる目的で、任意選択の電気生理学的信号発生器およびモニタ１５を、電導体１５ａを介して装置１０の電極に更に連結させてもよい（後述）。このような信号発生器およびモニタについては、‘６７４出願に記載がある。
【００３５】
図１の説明において、真空源１２、ポンプ１６、レーザ電源１４、信号発生器およびモニタ１５、往復装置１７、ならびに連結器、ケーブルおよび管類は市販のものであり、本発明自体の一部を構成するものではないことは理解されよう。真空源１２、ポンプ１６、レーザ電源１４および往復装置１７はそれぞれ調整つまみなどを備えているが、電気的接続１４ａ、１６ｂ、１７ａを介して真空源１２、ポンプ１６、レーザ電源１４および往復装置１７のそれぞれを制御する、別々の制御モジュール１３を備えていると便利である。さらに、踏子１８が導体１８ａを介して制御モジュール１３に連結されている。望ましい場合には、外科医は踏子１８を用いて、手を使わずに所望の手術パラメータを制御することができる。
【００３６】
図３は、ガイド装置１０のある長さ部分を斜視図で示す。装置１０は、細長い可撓体であり略平坦な底面２２を有するガイド部材２０を有する。
【００３７】
図２は、ガイド部材２０の底面図である。ガイド部材２０は、ガイド部材の位置決めを容易にするために、長さに沿って間隔をおいたマーキングを有していてもよい。ガイド溝 ２４が、底面２２の中心に位置し、かつ長手方向軸Ｘ−Ｘ（図３）に平行なガイド部材２０の長手方向に沿って伸長する溝として形成されている。ガイドキャリッジ２６（図３、４、５〜７）が、ガイド溝２４内に摺動可能に収容される。
【００３８】
図２は、ガイド部材２０の遠位末端１９に張力緩和体１９ｂを介して連結された引ひも１９を図示する。心臓Ｈ上に末端１９を位置させたままガイド部材を心臓Ｈ上に所望のパターンに形成して配置することが好ましいが、非常に長いガイド部材の場合、末端１９を所望の軌道に沿って引き、末端１９をガイド部材の中間部または近位端に縛りつけて、ガイド部材の中間部のみを心臓上に所望のパターンで配置させることも望ましい。引ひも１９ａにより、末端１９をつかんで所望の位置まで引くこと、末端１９を別の構造に固定することが可能になる。
【００３９】
図２Ａは、図２の軌道を直線形状とし、長さがそれぞれＬｚの６個の区域Ｚ１〜Ｚ６に沿うガイド溝２０内のガイドキャリッジ２６を示す。長さＬｚは、往復装置内のガイドキャリッジの所与の位置における往復運動中にガイドキャリッジが移動した距離に相当する。区域Ｚ１〜Ｚ６は、往復装置内でのガイドキャリッジの位置の変化に伴ってガイドキャリッジが移動できるガイド溝に沿った区分に相当する。
【００４０】
図示する実施形態において、ガイドキャリッジ２６（図５〜７）の断面は長円形であり、ガイド溝２４の断面も長円形になっている。その結果ガイドキャリッジ２６は、ガイド溝２４内を軸方向に摺動可能である一方、摺動軸Ｘ−Ｘに対して交差する方向へ移動できないようになっており、軸Ｘ−Ｘについて回転することがない。キャリッジ２６は底開口部またはウィンドウ２８を備える。ウィンドウ２８は、放射光とフラッシング流体との両方を通過させる（図示するような）開空間であってもよいし、放射光の波長を通過させるように選択された材料で形成された閉じたウィンドウであってもよい。
【００４１】
可撓性の流体導管３０は、キャリッジ２６の近位端に連結されている。導管３０は、溝２４内をキャリッジ２６と共に移動する。導管３０を押すと、キャリッジ２６が遠位に移動する。導管３０を引くと、キャリッジ２６が近位に移動する。
【００４２】
導管３０には光ファイバ３２が通される。スペーサ（図示せず）が、ファイバ３２を導管３０内で同軸上に保持し、ファイバ３２と導管３０との対向する面で環状空洞３４を画定し、そこにポンプ１６からの冷却流体を通すことができる。流体は、構成要素を冷却し、かつファイバと心外膜表面との間に溜まりうるゴミを洗い流す。
【００４３】
ファイバ３２は、ウィンドウ２８から光が出るようにファイバの遠位端３３を配置しつつ、キャリッジ２６内に支持される。空洞３４からの冷却流体はウィンドウ２８を通すこともできる。キャリッジ２６によって傷がつかないようにする性質を向上するために、キャリッジ２６は、心臓組織に対して低摩擦係数のまたは潤滑性を有する軟質材料で形成される。また、端２４の材料が、治療効果のある波長に対してできるだけ透過性があることが望ましい。上記した好ましい波長に対して、好ましい材料はDuPont Co.（米国ニュージャージー州）のDelrin（登録商標）アセタールである。このような材料は、好ましいレーザエネルギー波長に対して略透過性を有するが、そのような材料はエネルギーの一部を吸収しうる。従って、空洞３４およびウィンドウ２８を流れる流体は、キャリッジ２６およびファイバ端３３を冷却するように作用する。
【００４４】
ファイバ３２からの光は、軸Ｘ−Ｘおよびガイド部材の底面２２の面に対して略垂直な光路でウィンドウ２８を通過する。ファイバ３２を曲げないように、図７に概略的に示すように、ファイバ３２の末端は開裂され、研磨され、コーティングされて、ファイバ３２がいわゆる「サイドファイア」レーザとなっている。末端からの光は９０°の角度で心臓組織に作用するのが好ましいが、角度は様々に変更可能であり依然として治療効果が得られることは理解されよう。サイドファイアファイバは周知である。それらの代表例として、Brekkeに付与された米国特許第５，５３７，４９９号（１９９６年７月１６日付与、ここに参照して全文の内容を本願に含むものとする）に記載のものが挙げられる。キャリッジ２６は、ファイバ３２と心臓表面との間隔Ｄを維持する。
【００４５】
説明した実施形態において、後述する理由から、キャリッジ２６は任意選択の光学的感知電極３６を備えている。電極３６はリード線（図示せず）を介して任意選択の電気生理学的信号発生器およびモニタ装置１５に連結されていてもよい。
【００４６】
図３および４に最もよく示されるように、真空プレナム４２、４２ａが、ガイド溝２４の両側にガイド部材２０の全長にわたって形成されている。複数の真空ポート４６、４６ａが底面２２にわたって形成されており、プレナム４２、４２ａと気体的に連通している。
【００４７】
後述するように、真空プレナム４２、４２ａおよび真空ポート４６、４６ａが底面２２を心臓表面に押圧し、アブレーション処置中にガイド部材２０を固定する。ポート４６、４６ａは同時に真空源に適用されうるが（すなわち、両方のポートが同時に真空となるか、両方が真空とならない）、ある一時点でポート４６、４６ａの幾つかが真空となるように真空を制御することが望ましい。このような制御が、ライナ４４、４４ａによって提供される。
【００４８】
中空の管状ライナ４４、４４ａはそれぞれ、プレナム４２、４２ａ内に配置される。ライナ４４、４４ａは、遠位末端４７、４７ａで終わっている。ライナ４４、４４ａはそれぞれ、プレナム４２、４２ａの長手方向に沿って摺動可能である。ライナ４４、４４ａの底板４５、４５ａ（図４）は、開口部４６、４６ａを覆う。
【００４９】
好ましい実施形態において、ライナ４４、４４ａは、部材２０の近位端から近位にライナ４４、４４ａを引き出すことによって後退可能になっている。ライナ４４、４４ａがガイド部材２０の近位端から引き出されるのにつれて、開口部４６、４６ａがプレナム４２、４２ａの内部に露出するようにして、ライナ末端４７、４７ａは、遠位で穴４６、４６ａを通過して移動する。遠位の開口部４６、４６ａは、より近位の開口部４６、４６ａより先にプレナムに露出する。
【００５０】
図４は、板４５が穴４６を覆ってプレナム４２との連通を絶つように配置されたライナ４４を示す。末端４７ａが穴４６ａを通過して近位に後退するようにして、ライナ４４ａはより遠くに後退し、その結果、穴４６ａがプレナム４２ａに露出する。プレナム４２、４２ａの両方に真空が適用されると、穴４６ａのみが心臓の心外膜表面へ吸引力を及ぼす（図４の矢印Ａ）。
【００５１】
後述するように、上記構造から、ガイド部材２０の遠位末端１９を配置し、その後、ガイド部材のより遠位のセグメントから心臓に固定することが可能になっている。なお、より遠位の開口部４６、４６ａを露出させる前に、ライナ４４、４４ａをガイド部材２０の遠位末端から引き出して近位開口部４６、４６ａをプレナム４２、４２ａに露出させるようにして、上記構造と操作方法を逆に行うことが可能であることは理解されよう。
【００５２】
ガイド部材２０を心臓表面に着脱可能に固定するのには真空が好ましいが、他の取付手段も使用可能である。例えば図１６は、ガイド部材２０を心臓の心外膜表面に取り付ける別の機構を示す。上記した真空取付具の代わりに、図２０は、ガイド部材２０の側縁に沿って配置したいわゆるダブルクリップ（bulldog clamp）６０の使用を示す。ダブルクリップは、手術中それぞれ別々に作動させて心臓の表面に取り付けて、心臓上の固定位置にガイド部材を保持することができる。このようなクリップは周知である。例としては、血管閉塞に用いられ、ウェブページhttp://www.scanlaninternational.com/singleuse/vascustatt.asp に記載されているScanlan International（米国ミネソタ州セントポール、ワン・スキャンラン・プラザ）の製品、Vascu-Statt（登録商標）使い捨てダブルクリップが挙げられる。クリップは、組織にかみ合うジョー６１を備える。ジョー６１は、レバー６２によって作動される。
【００５３】
図２３は、ガイド部材２０の底面２２を心臓表面に押圧する更に別の実施形態を示す。ガイド部材の上面は、その長さ方向に沿って少なくとも部分的に伸長する、可膨張式バルーン３００を具備している。図２３において、バルーンの空気が抜けた状態を実線で、バルーンが膨張した状態を点線で示す。バルーン３００の空気が抜けている状態で、ガイド部材２０を心臓表面と心膜との間に位置させる。ガイド部材２０が所望の位置にあれば、バルーン３００を膨張させる。膨張したバルーン３００は、心膜に対して押圧し、底面２２を心臓表面に対して押圧する。
【００５４】
ｂ．ガイド部材の配置およびメイズ損傷の形成
ガイド装置１０を心臓Ｈに配置する際には、ライナ４４、４４ａをプレナム４２、４２ａ内に完全に挿入し、真空をプレナム４２、４２ａの内部に適用することができる。ライナ４４、４４ａが穴４６、４６ａを覆っているので、真空は穴４６、４６ａと連通していない。
【００５５】
高可撓性の部材２０を用いて、遠位末端１９（図２）を、好適な手段によって、心臓表面上の所望の位置に配置させることができる。この配置の際に、ガイド部材２０を形作りまたは操縦する上で医師の助けとなる様々な技術については、本明細書において後述する。
【００５６】
遠位末端１９を上記のように位置させて、最も遠位の穴４６、４６ａを真空に露出させるようにライナ４４を後退させて面２２を心臓に押圧することにより、遠位末端１９を心臓表面に着脱可能に固定させる。遠位末端を固定したのち、ガイド部材２０の中間部を心臓表面上の所望の位置に配置することができる。外科医がその配置に納得すれば、ライナ４４をさらに後退させて中間部の穴４６、４６ａを真空に露出させて、心臓のその位置に装置２０を固定させる。この工程は、ガイド部材２０全体が心臓上の所望の位置およびパターンで配置されるまで、連続して繰り返すことができる。ガイド部材２０の所望のパターンが、アブレーション部材（好ましい実施形態において、レーザファイバ３２の端３３）によって形成される所望のメイズパターン損傷部分の位置に対応する。
【００５７】
このように配置させて、キャリッジ２６をガイド溝２４内で動かし、電源１４でレーザファイバ３２を励起させて、心臓壁に貫壁性損傷を形成することができる。導管３０は所望に応じて押し引きしてキャリッジ２６をそれぞれ遠位または近位に動かし、これによって心臓の心外膜表面上に所望のパターンでファイバ端３３を動かす。医師は心臓外表面に沿ってキャリッジを動かし、細胞死（通常約５５℃）の達成に必要な温度まで心臓組織を上昇させて、焼灼（すなわち非導電性の）組織の線を作り出す。約２５ワットのレーザ出力で操作した場合、外科医が１分当り約１〜５ｃｍの直線移動速度で心臓表面上にキャリッジ２６を滑り運動させることで、アブレーション線を作成できると推定される。例えばダイオードレーザを用いた場合、電力は約５〜約５０ワットの範囲にわたるが、これに限定されるものではない。
【００５８】
損傷は、ファイバ３０を一経路上で遠位から引くことで形成することができるが、区域単位で損傷を形成することが好ましい。例えば、所望の損傷パターンを複数の区域に分割することができる。ガイド部材２０内のキャリッジ２６と共に、励起させたファイバ端３３を一区域内で複数回前進・後進させて、区域（図２Ａ）内の組織に所望のエネルギー量を適用させる。キャリッジ２６とファイバ端３３とを次の区域に移動させてこの工程を繰り返す。
【００５９】
上記の構成によって、どのようにガイド部材２０がレーザ端３３を所望のメイズパターンにガイドするかを示した。さらにこのパターンを通じて、キャリッジ２６は、レーザ端３３を心臓の心外膜表面から一定の間隔（図７のＤ）に保持する。ガイド部材２０は、アブレーション器具の末端（すなわち、好ましい実施形態におけるファイバ端３３）と心臓表面との間隔をガイド部材２０の全長にわたって所望の間隔に維持し、アブレーション部材と心臓とが直接接触することを防いでいる。
【００６０】
レーザエネルギーによる心筋組織の貫通を最大化するために、ファイバ放射端３３とガイド部材２０の底面２２との間隔Ｄ（図７）をできるだけ小さくすることが望ましい。心臓組織に作用する出力密度は、間隔Ｄが増すにつれて急激に低下する。しかし、生物学的な生成物が光ファイバ面に凝固するのを防ぐために、心臓表面からの間隔Ｄを小さく（好ましくは約０．２５ｍｍ）とることが望まれている。組織が蓄積すると、光ファイバ面が炭化して破損し、光ファイバからのレーザエネルギー出力が低下してしまうので望ましくない。多量の生物由来物質が光ファイバ面の付近に存在すると、構成要素が過熱して溶解する可能性がある。ファイバ端３３から心臓表面への光路に障害物が存在しないので、光は、垂直にまたは上記した角度で心臓表面に向けられる、不拡散または改変されていない光線となる。
【００６１】
ウィンドウ２８からの冷却流体流は、キャリッジ２６の素材を冷却し、光ファイバ端３３と心臓表面との間の光路から生物由来物質（例えば血液、組織残屑など）を洗い流し、心臓表面上でのキャリッジ２６の傷を与えない滑り運動を更に促進する潤滑剤として作用する。
【００６２】
流体の洗浄作用は、レーザエネルギーによる心臓表面への作用を最大化する。さらにこの流体は、キャリッジ２６の範囲内で組織を冷却し、組織の炭化とそれに続く心臓組織の気化を確実に防ぐ助けとなる手段を提供する。これにより、心臓壁が穿孔される可能性が大幅に低下する。また流体は、光ファイバ３２の放射端３３に保護層を形成するので、生物学的残留物が放射端３３に作用するおよび／または固着してファイバ端３３の破損を引き起こし、レーザエネルギーの光伝送を低下する可能性を小さくする。
【００６３】
流体は患者の体内を流れるので、流体は医療グレードかつ生体適合性のあるものでなければならない。また流体は、レーザエネルギーの吸収性が低いものでなければならない。好ましい流体は、周囲温度で供給される生理的食塩水である。
【００６４】
ポンプ１６（図１）の出力は制御可能である。その制御を制御モジュール１３に組み込むことで、技師による流体流量の設定または調節が可能となる。例えば、流体流は技師によって最低０．２ミリリットル／分または最高２０ミリリットル／分に設定することができ、またはその他所望の設定とすることができる。後述するように、流体流が端３３を冷却し、ファイバ３２の末端を洗浄するのが好ましい。さらに流体はキャリッジ２６と心臓との間を流れるので、流体は、心臓表面上でのキャリッジ２６の傷を与えない滑り運動を更に促進する潤滑剤として作用する。薄い心房組織を処置するには、流量は好ましくは約１０ミリリットル／分であり、これによって患者への過剰な輸液を最小限にとどめつつ、上記した利点が得られる。
【００６５】
ｃ．損傷の貫壁性の評価
アブレーション法を実施する間またはその後、’６７４出願に教示されるように貫壁性が確実に得られるように、電極３６に印加して、形成された損傷の導電性を調べてもよい。電極３６は、それぞれの局部における電位を感知するように選択され適合されている。
【００６６】
上記したアブレーション処置を終了する際に、外科医はキャリッジ２６を溝２４を通して戻すことができる。上記したように心臓にガイド部材２０を固定することで、アブレーション処置によって形成した損傷線の両側に電極３６を確実に位置させることができる。
【００６７】
この逆トレースステップの間、電気生理学的モニタリング装置または同様の装置１５から電気刺激を電極３６に伝送させる。この装置は、導管３０およびキャリッジ２６内に形成された電導体（図示せず）で電極２６に連結されている。
【００６８】
心臓組織の応答を観察する。このように、形成した線をトレースすることで、外科医は２個の異なる電位が線の両側に確実に存在するかを調べることができる。異なる電位があれば、電気エネルギー伝達が完全にブロックされたことを示す。異なる電位が示されなかった場合には、異なる電位という所望の効果が得られるまで、レーザエネルギーを心臓表面に適用する工程を所望に応じて繰り返すことができる。損傷を逆にトレースする代わりに、電極３６を起動して、損傷を形成しながら貫壁性を調べることもできる。
【００６９】
上記した実施形態（例えば図３を参照）では、感知電極３６はキャリッジ上に位置しており、キャリッジと共に移動可能となっている。図１４および１５は別の実施形態を示す。これらの図において、例示を簡単にするために、真空プレナム、ライナおよび吸引穴を省略する。
【００７０】
図１４および１５において、感知電極３６’は、ガイド部材の長さ方向に沿うように、ガイド部材２０の底面２２に配置されている。電極は定位置に固定され、キャリッジ２６と共には動かない。代わりに、メイズパターンが形成された後、電極３６’に印加して、形成された損傷の導電性を調べることができる。
【００７１】
ｄ．内視鏡による可視化
ガイド部材２０設置の間、設置を可視化することが望ましい。図３および４において、ガイド部材２０の上面２５は内視鏡４０を具備しており、ガイド部材２０の設置が可視化されるようになっている。図１２および１３は、上面２５の溝４９’内に収容されたレール４３’上に支持される内視鏡４０’を備える、別の実施形態を示す。この実施形態において、内視鏡は、ガイド部材２０の長さ方向に沿って摺動可能であってもよい。図１２および１３において、例示を簡単にするために、真空プレナム、ライナおよび吸引穴を省略する。
【００７２】
ｅ．向上したガイド部材の可撓性
図１０および１１は、別の実施形態として可撓性の向上したガイド部材２０’を示す。図１０および１１において、第１の実施形態と共通する構成要素は全て同様の番号を付し、さらに実施形態を区別するためにアポストロフィを付した。
【００７３】
ガイド部材２０’は、連結された複数のセグメント部分２３’から形成されるものとして示される。真空プレナム４２’、４２ａ’は、相互連結した複数のセグメント２３’にわたって伸長する。セグメント化することによって、ガイド部材２０’側面を変形する際の可撓性が向上する。（ガイド部材２０と同様に）ガイド部材２０’は高可撓性であり、好適な生体適合性可撓性材料（シリコンなど）から形成することができる。図１０および１１は、セグメント２３’の形状を保持する補強スプライン２３ａ’を示す。
【００７４】
図１０および１１はまた、溝２４’とキャリッジ２６’との形状について任意選択の変形を示す。溝２４’の側面は、キャリッジ２６’のレール２６ａ’を摺動係合して収容する溝２４ａ’を有する。この実施形態において、感知電極（例えば図３の電極３６）を図示していないが、具備していてもよい。
【００７５】
ｆ．ガイド部材の操縦または形作り
図８および９は、心臓上に所望のパターンを形成する際に、ガイド部材２０を操縦して定位置に保持する技術の一つを示す。図１２および１３の説明と同様に、例示を簡略化するために、図８および９では真空チャンバを省略する。例示を簡略化するために、図８ではキャリッジおよびファイバを示さない。また、任意選択の内視鏡も示さない。
【００７６】
図８および９の実施形態において、上側チャネル５１（内視鏡を含んでいてもよい）は、空洞５３内に複数の引張りワイヤ５０を備える。ワイヤ５０の遠位末端はガイド部材２０の所望の位置に固定されていてもよい。４本のワイヤ５０によって、ガイド部材の４方向（すなわち左、右、上、下）の形作りが可能となる。
【００７７】
引張りワイヤ５０のうち選択した１本に張力を加えることで、固定された位置が動き、その結果、部材２０の形状が調節される。引張りワイヤ５０によって、ガイド部材２０の遠位末端の遠隔操縦が可能になる。また、ガイド部材の遠位末端を心臓上に固定した後、同様の引張りワイヤを用いて、上記したようにガイド部材２０の中間部の形状を調節することができる。
【００７８】
図１８は、上記した操縦機構を備えていない別の実施形態を示す。代わりに、ガイド部材２０”（これまでの実施形態で説明したように、キャリッジおよびファイバを含む溝３０”を備える）が、ハンドル２１’と展延性遠位部２０ｂ”とに固定された剛性の近位部２０ａ”から形成される。
【００７９】
図１８の実施形態では、外科医は簡単に、展延性遠位部２０ｂ”を所望の形に形作り、半剛性軸と展延性末端を、患者に形成された切開部を通じて（例えば肋間切開を通じて）配置することができる。次いで遠位部２０ｂ”を患者の心臓上の、所望のメイズパターン形成場所に配置する。図１８は、遠位部２０ｂ”が直線状の構成と側方に湾曲した構成を示す。
【００８０】
ハンドルおよび半剛性部２０ａ”を通じて、心臓上で装置１０”の自然のてこの作用を利用して、外科医は装置１０”を軸回転させたり持ち上げたりすることができ、心臓の心外膜組織に対して押圧される展延性遠位末端２０ｂ”を確実に装着させることができる。外科医がその配置に満足した場合、ガイド部材内に含まれるキャリッジ内に支持されたファイバについて上記したように、遠位部２０ｂ”内でアブレーションファイバを引っ張る。望ましい場合には、ガイド部材２０”にはプレナムおよび穴（図３を参照して説明したプレナム４２、４２ａおよび穴４６、４６ａなど）を備えることができる。そのようなプレナムおよび穴によって、遠位部２０ｂ”の心臓表面への固定を安定化する真空補助が提供される。
【００８１】
図１９は、遠位部２０ｂ’’’が展延性ではないが、操縦者の選択に応じて右または左に曲がる操縦可能部材である、さらに別の実施形態を示す。図８および９を参照して上記したように、遠位部２０ｂ’’’は、操縦ワイヤで操縦つまみ２３”に連結されている。ハンドル２１’’’上のつまみ２３’’’によってワイヤに張力が賦与され、操縦可能遠位部２０ｂ’’’が半径内で右または左に曲げられる。図１９は、遠位部２０ｂ”が直線状の構成と、左および右側に湾曲した構成を示す。
【００８２】
図２０は、２平面での操縦のための２個の操縦つまみ２１ａ””および２１ｂ””を具備する、さらに別の実施形態を示す。ガイド部材２０””の遠位端２０ａ””に鈍的切開器具２５””がさらに具備される任意選択の特徴を示す。器具２５””は永久に完全に閉じた状態であってもよいし（鈍的切開用くさびであってもよいが図示は省略する）、図２０に示すように、選択的に開閉したジョーであってもよい。器具２５””はハンドル２１””上のジョー調節つまみ２７””によって操作される。さらに任意選択の特徴として、使用中に可視化できるように、遠位端に内視鏡カメラ２９””が具備されていてもよい。図２０は、遠位部２０ｂ’’’が直線状の構成と、左および右側に湾曲した構成、上または下に湾曲した位置を示す。
【００８３】
ｇ．複数ファイバの実施形態
最も好ましい実施形態において、光ファイバ３２と流体導管３０は、制御ガイド部材の軸Ｘ−Ｘとファイバの長手方向軸とを略同軸にして、押し引きされる。図７で示したように、ファイバ３２はサイドファイアファイバである。ファイバ端３３においてファイバ３２の軸に垂直に、ファイバから光が放射される。このファイバは湾曲したり半曲したりしていない。
【００８４】
図２１はサイドファイアファイバ３２の代替例を示す。図２１において、複数ファイバ３２１は共通溝３０１内に配置され、ガイド部材２０を通して直線状に引っ張ることができる。
【００８５】
極小のファイバ３２１（５０μファイバ）を用いることで、各ファイバ３２１を曲げて、ファイバ３２１がサイドファイアにならないようにすることができる。代わりにファイバ３２１は、遠位端３３１におけるファイバ軸と平行方向に、遠位端３３１から光を放射する。
【００８６】
溝３０１は、治療効果のある波長に対して透過性のある微孔性プラスチックである。処置対象である組織に対向する微孔３５１により、冷却流体が溝３０１から放出される。各ファイバ３２１は半曲して、溝３０１の軸に略垂直な方向に、溝３０１から外に光を放射する。ファイバ３２１の端３３１は、放射光の発散を考慮して、隣接するファイバ３２１の間でも完全に貫壁した損傷となるように間隔がとられている。適当な間隔Ｓ１は約２ｍｍである。５０ミクロンのファイバ３２１を用いた場合、ファイバ端３３１の複合放出長Ｌ１は約２センチメートルである。
【００８７】
この実施形態では、装置が固定されて２センチメートルの損傷が形成される。溝３０１を、ガイド部材２０内で同軸に２センチメートル摺動させ、レーザエネルギーをさらに適用するために静止させる。この工程を、所望のパターンが完全に形成されるまで、順次続けることができる。
【００８８】
ｈ．冠状血管付近の損傷形成
メイズ手術の実施に際して、心外膜表面から冠状血管（冠状静脈洞、左回旋動脈など）を横切るように損傷を形成する際に、困難に直面することが多々ある。これらの血管は、心外膜表面上または近傍にある。エネルギーを適用して損傷を形成する際に、これらの血管を傷つける恐れがある。これはレーザエネルギー、高周波エネルギーまたは超音波エネルギーを用いる際に起こりうる。
【００８９】
この問題を回避する方法の一つに、回旋または冠状静脈洞の領域における心外膜表面からの損傷バイパス形成がある。この領域において、心臓の内部室へアクセスし、損傷を心内膜表面に形成し、次いで心内膜表面から心外膜表面へ形成する。しかし、左心房へのアクセスに関連して発生しうる合併症を防ぐことが望ましい。合併症としては、卒中やその他の深刻な悪影響に至りうる血栓の形成が挙げられる。
【００９０】
図２２は、心外膜表面Ｅの表面に示した冠状静脈洞ＣＳおよび左回旋動脈ＬＣｘの領域に沿って損傷を形成する特殊器具端１００を示す。ファイバ１３２が、流体導管１３０内に支持されている。導管１３０は、冠状静脈洞ＣＳおよび左回旋ＬＣｘにかぶさる寸法の凹部１３４を具備している。ファイバは、凹部１３４の両側に放射端１３３が位置するように配置される。流体放出穴１３５は、導管１３０から心外膜表面Ｅへ冷却流体が流れるように配置される。
【００９１】
反射コーティング１３６を、凹部１３６上に形成して反射面とする。反射コーティング１３６は、ファイバ端１３３から放射されるレーザエネルギーの治療効果のある波長が反射するように選択される。
【００９２】
ファイバ１３２は、凹部１３４の両側で、ファイバ端１３３が矢印Ｂで示されるパターンで光を放射する角度の方向に向けられるように配置されている。光路Ｂは、冠状静脈洞ＣＳおよび左回旋ＬＣｘの両側から発して、血管ＣＳ、ＬＣｘの真下で集束して、冠状静脈洞および左回旋の真下で心外膜表面Ｅに損傷組織Ｔを形成する。これによって、左回旋ＬＣｘまたは冠状静脈洞ＣＳにレーザエネルギーを直接適用することなく、心房組織を貫通して損傷が形成される。凹部１３４の表面は、凹部１３４に寒剤を適用するか、凹部１３４に電子冷却部材（ペルチェ冷却素子など）を設けることによって、冷却してもよい。
【００９３】
上記に代わるものとして、レーザ療法中に、左回旋ＬＣｘおよび冠状静脈洞ＣＳを動的に冷却することができる。動的な冷却については米国特許第６，５１４，２４４号および第６，２００，３０８号に記載がある（いずれも参照してその内容が本願に含まれるものとする）。左回旋または冠状静脈洞の周囲と直下の心臓組織に対するレーザエネルギーアブレーションに動的冷却を適用するには、低温エネルギーパルスを、レーザエネルギーと交互に発するおよび／またはレーザエネルギーの適用と同時に適用する。左回旋および冠状静脈洞の構造体は一般に心内膜よりむしろ心外膜の表面に近いので、心外膜に低温流体または気体を適用すると心臓組織の最外層が冷却されて、左回旋および冠状静脈洞の５５℃を超える温度上昇が防がれる。このように温度勾配を誘導することで、左冠動脈回旋枝および冠状静脈洞に直接レーザを適用することが可能となり、レーザアブレーション前にこれら構造体の解剖学的位置を正確に知る必要がなくなる。
【００９４】
ｉ．肺静脈の絶縁
メイズ手術において、肺静脈の周囲にメイズ損傷を形成することによって、肺静脈を電気的に絶縁することが望ましいことが知られている。図２４は、この目的を達するための複合ガイド部材２２０の実施形態を示す。この複合ガイド部材２２０は、第１のガイド部材２２０ａと、枢着部２２２で枢動可能に連結された第２のガイド部材２２０ｂとを含む。これらの部材それぞれは、ガイド部材２０について説明したように、キャリッジおよびファイバを具備し、好ましくは上記したように、ガイド部材２２０ａ、２２０ｂの底面を心臓表面に押圧するための真空装置またはその他の装置を具備している。
【００９５】
第１のガイド部材２２０ａは、肺静脈ＰＶを少なくとも部分的に囲むように予め形作られている。第２のガイド部材２２０ｂは、肺静脈ＰＶの周囲を閉じる。このような配置で、ファイバを励起して静脈ＰＶを部分的に囲むようにメイズパターンを形成しながら、第１のガイド部材２２０ａ内で導管２３０（上記したように光ファイバを含む）を移動させる。同様に、第２のガイド部材２２０ｂ内でキャリッジおよびファイバを移動させて、肺静脈ＰＶの包囲を完成させる。
【００９６】
Ｃ．本願の追加の開示 
上記した特許出願第１０／９７５，６７４号は、組織表面にレーザエネルギーを向けるワンドについて記載している。ファイバは、エンドファイアレーザである。レーザビームは、その軸を先端においてファイバ軸と実質的に同軸にして、ファイバ端から放射される。光は、好ましい実施形態において組織表面の平面に実質的に垂直に、あるいは米国特許出願第２００５／００９６６４３Ａ１号（２００５年５月５日公開）パラグラフ００８６に記載の角度範囲で、組織表面に作用する。
【００９７】
上記した出願第１１／１０２，０９１号は、好ましい実施形態において、図６および７でサイドファイアレーザファイバとして示した、誘導されるレーザについて記載している。光は、ファイバの遠位端から、その端においてファイバの軸に対して６０〜９０°の角度で、放射される。
【００９８】
サイドファイアレーザファイバを用いると、薄型の組立品が可能になる。誘導ファイバ組立品を、心膜腔に配置させることができる。レーザファイバ軸は実質的に組織表面と平行なので、組立品はあまりスペースをとらず、心膜腔に容易に収めることができる。これに対して、エンドファイアファイバのワンドは心膜においてより大きな外科的アクセスと切開を必要とする。
【００９９】
残念なことに、サイドファイアレーザファイバには実施上の制約がある。サイドファイアレーザは、特に小さなファイバ（例えば４００ミクロンおよび開口数０．３７のファイバ）と８１０−ナノメートルダイオードレーザとを組み合わせて用いると、性能が低下する恐れがある。この用途では、サイドファイアレーザファイバから放射されるビームは細くならず、エネルギーの大部分が組織表面で反射されてしまう。誘導されるレーザを使用する利点と、より直接的なエンドファイアレーザの利点とを組み合わせることが本願の目的である。
【０１００】
以下の実施形態では、装置の厚みを最小化して、エンドファイアファイバの光学上の利点とサイドファイアファイバの寸法上の利点を備える、薄型装置におけるエンドファイアレーザファイバを説明する。さらに本発明は、ファイバ端と標的組織との間隔を最適化し、上記した洗い流しおよび冷却の利点を備えつつ、良好な出力密度を得る。
【０１０１】
レーザエネルギーを心筋組織に貫通させる際の要点の一つに、入射レーザビームの出力密度がある。出力密度とは、光ファイバを出る総電力と照射を受ける表面積との比、あるいは単位面積当たりの送達電力である。定義によれば、出力密度がより高いと、ビームがより集束し、より細くて深い損傷となる。
【０１０２】
出力密度は、光ファイバの出口平面で最大であり、ビームが発散するにつれて低下する。図２４Ａに示すように、ビームは、光ファイバの開口数の逆サインに等しい発散角で、概して円錐形に広がる。
【０１０３】
光ファイバと組織との間の距離が増すにつれて、入射レーザビームの出力密度が距離の平方に比例して低下する。表１は、組織との様々な間隔と様々な光ファイバ直径に関してのそのような低下を示す。
【０１０４】
出力密度は、レーザと組織の相互作用に２通りの影響を与えうる。第一に、相互作用が古典物理学の法則に従わず非線形となる、臨界出力密度が存在する。これにより、レーザエネルギーがより迅速に心筋組織内において分散され、より深い損傷が形成される。第二に、より高い出力密度を用いると、心筋組織を貫通する間にレーザエネルギー吸収に関連して生ずる寄生損失と心内膜表面における血流の冷却効果とがより容易に相殺されて、鼓動する心臓に貫壁性損傷を形成する可能性が増す。心房における貫壁性損傷の形成には、ほとんどの場合、１０００Ｗ／ｃｍ２ を超える出力密度が望ましい。
【０１０５】
光ファイバの入力末端におけるレーザエネルギーの入射角はより大きいので、ダイオードレーザを用いる設計において、出力密度がより重要な勘案事項となる。光が光ファイバを縦断して光ファイバの臨界角に達するまで、入射角は増加を続ける。例えば、ほとんどの市販のダイオードレーザは、２０°の入射角で、開口数０．３７の光ファイバの使用を必要とする。光ファイバの出口平面における発散角は２２°となり、組織表面からの距離に等しい、増大した像直径（image diameter）となる（総円錐角は発散角の２倍である）。表１は、組織から３／１６インチ（４．２５ｍｍ）の間隔をとるだけで、出力密度が１００倍低下することを示している。
【０１０６】
【表１】
2009508586.tif 000003
【０１０７】
直接接触（組織間隔０．００ｍｍ）の場合最も大きな出力密度が得られるが、心房組織のアブレーションについて最適な間隔であるとはいえない。高出力密度では、心臓組織、特に薄い心房心筋を炭化して穿孔する可能性が高い。フラッシング流体による冷却やレーザ光線の発散角といった他の可変要素によって、穿孔の危険性が軽減される。後述するように、約０．０５インチ（約１．３ｍｍ）の間隔において、これらの可変要素の好ましい均衡が得られる。しかし、最小０．２５ｍｍ〜最大２．０ｍｍの間隔を採用することができると考えられる。より大きな間隔を取ることも可能であるが、出力密度が顕著に低下し、心内膜表面上の冷却効果を相殺するのに十分でない可能性がある。
【０１０８】
２．０ｍｍを超える距離で、効果的に損傷を形成することも可能である。心筋の構造と心筋表面に沿ったアブレーションガイドの配置によっては、組織表面からの間隔が２．０ｍｍを超える場合があるが、ガイドとその従部からなる組立品の可撓性によってこの距離が最小限に抑えられている。２．０ｍｍを超える場合の損傷はより浅くはなるが、５ｍｍの間隔を超えても損傷が形成される。このように間隔をとることで貫通度と損傷の深さがが低下するが、光ファイバ面と組織表面との間に水を介在させることによって（water-coupling）、その低下を最小限におさえることができる。水の介在は、フラッシング流体の流量を増加することによってあるいはより大きな表面積へ流体を流すことによって促進することができる。
【０１０９】
図２５は、サイドファイアレーザを使用しない本発明による誘導レーザを示す。図２５において、ガイド部材４２０は、生体適合性プラスチック材料を中空で四角形状に形成したものである。ガイド部材４２０の底面４２２は、ガイド部材４２０の全長にわたって底面に伸長するスロット４２４を備えている。
【０１１０】
図２５に示す実施形態において、ガイド部材４２０を組織に固定する装置（例えば上記の実施形態において記載した真空取付具など）を示していない。しかし、ガイド部材４２０はそのような取付機構を具備していてもよいし、前述の他の構造である可視化装置などのいかなる装置を具備していてもよいことは理解されよう。
【０１１１】
好ましくはガイド部材４２０は、ガイド部材の屈曲制御を可能にする特徴を含んでいる。図示の実施形態において、この機構は、ガイド部材の全長にわたって形成された複数のスリット４２３である。各スリット４２３により画定される平面はガイド部材４２０の長手方向軸に垂直である。スリット４２３は底面４２２以外に形成されている。
【０１１２】
図２５に示すように、スリット４２３があるため、底面４２２の表面に沿ってガイド部材４２０を屈曲させることが可能になっている。好ましくは、ガイド部材４２０の壁は、他方向への屈曲に部分的に耐えおよび／または他方向への屈曲を制御し、長手方向軸に沿ったねじれにも耐える、構造的硬直性を備える。スリット４２３に代わるものを用いて（例えば、上記のような制御された屈曲を達成する材料の選択または形状によって）、ガイド部材４２０を補強することができる。ガイド部材４２０は、長手方向軸に沿って伸縮可能でないことが好ましい。
【０１１３】
キャリッジ４２６は、上記したように、生体適合性プラスチック材料（Delrin（登録商標）アセタルなど）製のブロック形状で提供される。他の材料（例えばステンレス鋼）を用いることもできる。図２５では、側壁（構成要素４２８として図２６、２７および２９に示す）をキャリッジ４２６から取り外して、後述するように内部の構成要素を露出させている。
【０１１４】
キャリッジ４２６は、ガイド部材４２０内に摺動可能に収納される寸法を有している。ガイド部材４２０は、滑り運動の間、キャリッジ４２６の長手方向軸がガイド部材４２０の長手方向軸と同軸を保ちつつキャリッジを保持する。
【０１１５】
キャリッジ４２６の上面４２７は、丸まった凸状をしており、底面４２５は凹状をしている（図２９に最もよく示されている）。上面４２７は傾斜した前面および後面４２９を有する。この特徴の組合せによって、ガイド部材が図２５に示されるように屈曲している際に、ガイド部材４２０内でのキャリッジ４２６の長手方向の滑り運動が可能になっている。この組合せによってさらに、ガイド部材４２０とキャリッジ４２６との間での相対的回転が回避され、底面スロット４２４を通じて標的組織へ至るレーザビームが所望の方向に保持される。好ましい実施形態において、このような組織は、心房細動について治療する心房組織であるが、他の疾病（例えば心室性頻拍）について治療する心室組織であってもよい。
【０１１６】
キャリッジ４２６の底面４２５は平坦で底面４２２に接する。底面４２５の幅Ｗ（図２９）とキャリッジ４２６の高さＨとは、ガイド部材４２０の内部幅と内部高さとのそれぞれに実質的に等しい。従って、ガイド部材４２０に対するキャリッジ４２６の動きは、長手方向の摺動に限定される。キャリッジ４２６の底面４２５の平坦端部４２５ａ（図２８）と底面４２２との接触は維持される。キャリッジ４２６の横方向の移動はガイド部材４２０内で制限される。
【０１１７】
導管４３０は、キャリッジ４２６の近位端から伸長し、光ファイバ４３２を収容している。ファイバ４３２の直径は導管４３０より小さく、上記した実施形態で説明した操作中に、導管４３０内を冷却およびフラッシング用流体を通すことができるようになっている。
【０１１８】
図２８を参照するに、光ファイバ４３２は、遠位端４３３で終端している。図２６、２７および２９において、キャリッジ４２６は、側面カバー４２８がスクリュー４３１で固定された状態で示されている。図２８においては、内部の構成要素を示すために、スクリュー４３１が定位置にあるが側面カバー４２８が取り外されている状態を示す。キャリッジ４２６は、内部に空洞４３５が形成され、スクリュー４３１を取付ける内部ブロック４３７を有している。
【０１１９】
空洞４３５の対向する面は、ファイバ４３２を配置し導く通路を構成する。ファイバ４３２は、導管４３０と実質的に平行かつ底面の平坦部４２５ａの平面Ｐと平行な入口軸Ｘ−Ｘで空洞４３５に入る。
【０１２０】
放射端４３３において、ファイバ４３２は、放射軸Ｙ−Ｙでキャリッジ４２６の下部スロット４３９から突出する。軸Ｙ−Ｙは、平面Ｐに対して小さな挟角Ａをなす。好ましくは、角度Ａは４５°より大きく、より好ましくは６０°より大きい。
【０１２１】
本実施形態では、ガイド部材４２０が心臓組織（肺静脈を囲み肺静脈に連結された心房の円蓋など）の周囲を包み、底面４２２を心房組織に密着させつつ肺静脈を完全に囲むことができる。キャリッジ４２６はガイド部材４２０内を（好ましくは前述のように往復運動するように）移動可能であり、放射端４３３から心房組織へ向けてエンドファイアレーザとしてレーザエネルギーを放射させることができる。底面４２２を標的組織へぴったりと接触させることが好ましいが、小さな（例えば、表面の凸凹などから生じる数ミリメートルの）隙間が許容されることは理解されよう。
【０１２２】
チャンバ４３５内では、ファイバが自由な状態で収容され、空洞４３５とハブ４３７により画定される面に、過度に屈曲することなく自然な状態で接するようになっている。また、ハブ４３７とチャンバ壁４３５との間隔はファイバの直径より大きくなっており、冷却およびフラッシング用流体がファイバ４３２の周囲を自由に通過し、スロット４３９から先端４３３のゴミを洗い出すようになっている。
【０１２３】
先端４３３は、底面の平坦部４２５ａ内に距離Ｄだけ後退している（図２９および２９Ａ）。先端４３３は、底面の平坦部４２５ａの中央に位置し、ガイド部材４２０のスロット４２４に対して位置合わせされている。
【０１２４】
好ましくは距離Ｄは、約０．１０インチ（約０．２５ｍｍ）であり、好ましくはガイド部材４２０の底面４２２の厚みより薄い。これによって放射端４３３と心房組織との間隔が維持される。好ましい実施形態において、放射端４３３と心房組織との間に、フラッシング流体を通過させる間隙を設けるために、そのような間隔を約０．０５インチ（約１．３ｍｍ）とする。フラッシング流体は気体（例えば空気または二酸化炭素）であってもよいし、液体（例えば食塩水）であってもよい。
【０１２５】
冷却および洗い流し機能に加えて、流体は、放射端４３３と心房組織との間の連続レーザ光線透過媒体として作用する。その結果、レーザエネルギーの方向を変えかねない、放射端４３３と心房組織とによる異なる材質の界面がなくなる。
【０１２６】
キャリッジ内のファイバ４３２の曲率半径は、８１０ナノメートルダイオードレーザに接続された４００ミクロンおよび開口数０．３７のファイバの場合、約０．２５インチ（約６．４ｍｍ）である。この半径は、できるだけ薄型を保持するように、できるだけきつい半径を選択する。０．２５インチ（約６．４ｍｍ）の場合、ファイバを通じたレーザエネルギーの損失が非常に小さくなる。こうした損失は、半径をきつくするにつれて次第に大きくなる。
【０１２７】
上記した実施形態では、ファイバ４３２の半径は、製造の時点で、キャリッジ４２６内で湾曲形を保持するものとする。あるいはハブ４３７は、下方に移動してファイバの湾曲を無くす弛緩状態とし、また図２８の位置へ移動して湾曲を作る、二位置式ハブであってもよい。その結果、不使用時の保管の間、ファイバはより小さい張力下に置かれ、経時によるファイバの表面漏れや破損の可能性が低くなる。このような位置を図２９Ａにおいて点線で示す。ハブ４３７が下方・後方に摺動し、ファイバ４３２の曲率半径が緩くなっている。ここでは滑り運動を示したが、図２９Ａに即していえば、ハブ４３７は下方に旋回するものであってもよい。
【０１２８】
図３０〜３３は、心房組織などの組織治療用の誘導エンドファイアレーザファイバの別の実施形態を示す。図３０〜３３において、ガイド部材５２０は三角形の断面をしており、底面５２２はガイド部材５２０の軸長に沿って伸長するスロット５２４を有している。
【０１２９】
ガイド部材５２０は、底面５２２を除く全ての側面にわたって形成されるスリット５２３を備える。このスリット５２３のなす平面は、ガイド部材５２０の長手方向軸に実質的に垂直である。スリット５２３があるため、底面５２２に沿ってガイド部材５２０を屈曲させることができるが、他の方向へ屈曲したりねじれたりしないようになっている。
【０１３０】
キャリッジ５２６は、遠位ガイドハブ５２７ａおよび近位ガイドハブ５２７ｂを具備する。遠位ガイドハブ５２７ａ、近位ガイドハブ５２７ｂは、ガイド部材５２０の長手方向軸を交差する方向に伸長するピン５２８ａ、５２８ｂを具備する（図３３）。図３０〜３１の点線は、ガイド部材６２０の内部にキャリッジ５２６があることを示す。
【０１３１】
図３３に示すように、ピン５２８ａ、５２８ｂは、底面５２２の近傍にあって、ガイド部材５２０に対するキャリッジ５２６の横方向の移動を制限している。遠位ハブ５２７ａおよび近位ハブ５２７ｂの高さＨ１は、三角形のガイド部材５２０の底面５２２から対向する頂点までの距離Ｈ２より小さい（図３３）。
【０１３２】
キャリッジ５２６はまた、ハブ５２７ａ、５２７ｂを連結する剛性の管５２９を備える。管５２９は、屈曲部５２９ａの上端が三角形のガイド部材５２０の底面５２２に対向する頂点に接するようにして、５２９ａにおいて上方に曲がっている。この接触とピン５２８ａ、５２８ｂとによって、ガイド部材５２０の内部を横方向・上下方向に移動させることなく、キャリッジ５２６をガイド部材５２０の長手方向軸に沿って摺動させることができる。またこの屈曲によって、収容されるファイバの最大曲率半径（後述）が得られ、ファイバの過度の屈曲を防ぐとことができる。
【０１３３】
導管５３０は、管５２９と液体的に連通するように近位ハブ５２７ｂに連結されている。光ファイバ（図３３ではその遠位端５３３のみを示す）を、導管５３０から管５２９へ通し、管５２９の遠位末端を通して、スロット５２４から心房組織へ、好ましくは４５°を超える角度、さらにより好ましくは６０°を超える角度で、光を放射することができる。ファイバの直径は管５２９と導管５３０の内径より小さくなっており、上記したように、フラッシング流体を管５２９の内部とファイバの周囲に通し、遠位端５３３を通過して冷却および洗い流しができるようになっている。
【０１３４】
図３４〜３６は、本発明のさらに別の実施形態を示す。これらの図に示すガイド部材６２０は可撓性の生体適合性材料（例えば押出しまたは成形シリコンまたはｅ−ＰＴＦＥ）で形成される。穴６２１は、ガイド部材６２０の全長に渡って形成される。穴６２０の軸は、ガイド部材の長手方向軸と平行である。ガイド部材６２０のアーチ状底面６２２は、ガイド部材６２０の全長にわたって伸び、穴６２１と連通するスロット６２４を備えている。
【０１３５】
シリコンは高可撓性であり、容易に伸縮できる。長手方向へ伸縮しないように、可撓性の金属ケーブル６２３が、ガイド部材６２０内で穴６２１の両側に、ガイド部材６２０の全長にわたって伸長するように形成されている。屈曲を可能にしつつ長手方向軸まわりにねじれないようにするために、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）製の開裂スリーブ６２５を、ガイド部材６２０の穴６２１内のシリコンに成形してある。スリーブ６２５は、スロット６２４に沿って開裂している。ＰＴＦＥはシリコンよりも潤滑性が高く、以下のような利点がある。
【０１３６】
導管６３０（例えば、可撓性であるが伸縮しない、可撓性薄壁ステンレス鋼製）は、穴６２１内に摺動可能に収容される。ＰＴＦＥライナ６２５と導管６３０との対向面の間の穴６２１の環状部分によって、導管６３０は穴６２１内で長手方向に自由に摺動することができる。ＰＴＦＥライナ６２５によって、ねじれることなく全方向に曲げることができる。
【０１３７】
湾曲管６２９は、導管６３０の遠位末端に固定される。管６２９の遠位末端６２９’はスロット６２４内に位置する。スロット６２４の側壁から遠位末端６２９’にかけての間隙は狭められ、自由な滑り運動を可能にしつつも、ガイド部材６２０の長手方向軸まわりの管６２９および導管６３０の回転を制限している。
【０１３８】
上記の実施形態で説明したように光ファイバ６３２は導管６３０内にあって長手方向に移動する。ファイバ６３２の直径は、導管６３０の内径より小さく、上記の実施形態で説明したように、フラッシング流体および冷却流体が導管６３０を流れることができるようになっている。導管６３０と管６２９は、操作の間、ファイバ遠位端を導くガイドキャリッジとして作用する。
【０１３９】
ファイバ６３２の遠位端６３３は、管６２９内の遠位末端６２９’近くで終端している。管６２９は、ガイド部材の長手方向軸に平行な入口軸から、放射軸へとファイバ６３２の方向を変える。ファイバ遠位端６３３における放射軸、ならびに端６３３とガイド部材の底面６２２との間隔は、上記した実施形態において説明したものと同様である。
【０１４０】
図３７〜３９は、図３４〜３６と同様の実施形態を示す。同様の構成要素には同様の番号を付し、さらに実施形態を区別するためにアポストロフィを付した。実施形態間での相違について説明する必要がある場合を除いて、同様の構成要素についての個別の説明は省略する。図３７における点線は、管６２９ａがガイド部材６２０ａ内にあることを企図していることを示す。
【０１４１】
図３７〜３９の実施形態は、図３４〜３６の実施形態とは、管６２９ａの遠位末端６２９ａ’にガイド端６５０ａを追加した点で異なる。ガイド端６５０ａは、同一出願人による２００４年１０月２８日提出の米国特許出願第１０／９７５，６７４号（２００５年５月５日に米国特許出願第２００５／００９６６４３Ａ１号として公開。参照して全文を含むものとする）に開示されているものと同一であってもよい。スロット６２４ａは、ガイド部材６２０の長手方向軸まわりの管６２９ａおよび導管６２９の回転を制限しつつ、スロット６２４ａ内の側壁に沿ったガイド端６５０ａの滑り運動が可能な寸法になっている。
【０１４２】
図３４〜３７の実施形態（構成要素が底面６２２の下に突出する）とは異なり、好ましい実施形態にあっては、ガイド端６５０ａは底面６２２ａの下に約１．０〜２ｍｍの間隔Ｄだけ突出している。ファイバ６３２ａはファイバ６３２より長いが、遠位端６３３ａからガイド端６５０ａ底部の最も低い突出部までの距離は好ましくは、図３３Ａを参照して説明した距離Ｄ’と同じである。
【０１４３】
図３４〜３７の構成によって、標的組織からファイバ遠位端への所望の間隔を維持しつつ、ガイド端６５０ａは、組織表面上を傷が付かないように摺動する。
【０１４４】
本発明の目的が好ましい実施形態でどのようにして達成されるかを説明した。本発明の教示の利益が得られることが当業者に明らかな改変や同等物は本発明の範囲内に含まれることが企図される。
【図面の簡単な説明】
【０１４５】
【図１】レーザエネルギー源および冷却流体源に連結された誘導レーザアブレーション装置の概略図である。
【図２】本発明による誘導レーザアブレーション装置の底面図である。
【図２Ａ】ファイバキャリッジを示し、往復運動区域を識別した、本発明による誘導レーザアブレーション器具の底面図である。
【図３】図２の装置のセグメントの底面−正面−側面斜視図である。
【図４】図２のセグメントの正面図である。
【図５】図２の装置に用いられるファイバキャリッジの正面図である。
【図６】図５のキャリッジの底面図である。
【図７】図６のキャリッジの横断面図である。
【図８】操縦システムを示す図２の装置の別の実施形態の上面−側面−正面斜視図である。
【図９】図８の装置の正面図である。
【図１０】図２の装置のさらに別の実施形態の上面−側面−正面斜視図である。
【図１１】図１０の装置の正面図である。
【図１２】図２の装置のさらに別の実施形態の上面−側面−正面斜視図である。
【図１３】図１２の装置の正面図である。
【図１４】図２の装置のさらに別の実施形態の底面−側面−正面斜視図である。
【図１５】図１４の装置の正面図 である。
【図１６】図２の装置のさらに別の実施形態の底面−側面−正面斜視図である。
【図１７】図１６の装置の正面図である。
【図１８】別のガイドシステムの正面−左側面−上面斜視図である。
【図１９】別のガイドシステムを示す、図１８と同様の図である。
【図２０】さらに別のガイドシステムを示す、図１９と同様の図である。
【図２１】複数ファイバアブレーション装置の横断面図である。
【図２２】冠状血管におけるアブレーションを形成するアブレーション装置横断面図である。
【図２３】ガイド部材を心臓表面に押圧する任意選択のバルーンを示すガイド部材の図である。
【図２４】肺静脈を取り囲むガイド部材の上平面図である。
【図２４Ａ】ファイバの末端からのレーザビームの発散を示す概略図である。
【図２５】ガイド部材およびガイド部材内でファイバを進める別部材のキャリッジ（側板を取り外した状態）を含む、本発明による装置の斜視図である。
【図２６】図２５のキャリッジの正面−上面−右側面斜視図である。
【図２７】図２６のキャリッジの上平面図である。
【図２８】側板を取り外した図２６のキャリッジの側面図である。
【図２９】図２６のキャリッジの正面図である。
【図２９Ａ】図２９の線２９Ａ−２９Ａに沿った断面図である。
【図３０】本発明の別の実施形態によるガイド部材およびキャリッジの斜視図である。
【図３１】図３０のガイド部材およびキャリッジの上平面図である。
【図３２】図３０のガイド部材およびキャリッジの側面図である。
【図３３】図３０のガイド部材内に配置されたキャリッジを示す正面図である。
【図３３Ａ】図３３の線３３Ａ−３３Ａに沿った断面図である。
【図３４】本発明によるガイド部材およびファイバのさらなる実施形態の斜視図である。
【図３５】図３４の装置の端面図である。
【図３６】図３５の線３６−３６に沿った断面図である。
【図３７】本発明によるガイド部材およびファイバのさらなる実施形態の斜視図である。
【図３８】図３７の装置の端面図である。
【図３９】図３８の線３９−３９に沿った断面図である。
【図１】
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【図２】
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【図２Ａ】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２４Ａ】
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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
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【図２８】
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【図２９】
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【図２９Ａ】
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【図３０】
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【図３１】
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【図３２】
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【図３３】
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【図３３Ａ】
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【図３４】
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【図３５】
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【図３６】
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【図３７】
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【図３８】
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【図３９】
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【国際調査報告】
2009508586.tif 000047
2009508586.tif 000048