(57)【要約】【課題】  高周波エネルギを用いて肺静脈組織の近傍を切除することによって心不整脈を治療するための心臓の電気絶縁方法およびシステムを提供する。【解決手段】  共振回路は、公知の心臓カテーテル法を用いて肺静脈内に移植可能であるステント内に組み込まれている。外部の高周波磁場が上記ステントの共振周波数で発生したときに、高周波エネルギは肺静脈の壁内の導電性組織に向けてステントによって再放出されて環状の伝導遮断部を生じさせる。上記ステントは生物分解性材料で形成することができ、これにより上記ステントは最終的に吸収される。切除処理後に、上記ステントはもとの場所に残されてもよい。切除の繰り返しは、所期の病変が形成されたことが確認されるまで、挿入されたステントを用いて実行することができる。さらに、同一のステントは、仮に治療した不整脈の再発あるいは新たな不整脈の発生があった場合に挿入された後に数年でも場合によっては使用することができ、これにより将来において侵襲性処置を何とか不要にすることができる。【選択図】        図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
心臓の電気絶縁方法であって、共振周波数を有する共振回路を、肺静脈口に近い肺静脈内の実施位置内に導入するステップと、上記共振回路から離れた部位に、上記共振回路を有効に含む電磁場を発生させるステップを含み、上記電磁場は上記共振回路の共振周波数と実質的に等しい周波数を有しており、上記電磁場は、上記肺静脈の内壁にある標的組織を切除するように、上記共振回路に電磁エネルギを再放出させる、絶縁方法。
【請求項２】
心臓の電気絶縁システムであって、肺静脈口に近い肺静脈内の実施位置内への導入に適した、共振周波数を有する共振回路を含み、上記共振回路は、この共振回路の共振周波数と実質的に等しい周波数を有する外部発生電磁場に応答する高周波エネルギを再放出するものであり、上記電磁場は、上記肺静脈の内壁に標的組織を切除するように、上記共振回路に電磁エネルギを再放出させる、絶縁システム。
【請求項３】
予定最終時点に到達したか否かを確認するために被験者の心臓の電気生理学的特性をモニターするセンサをさらに含む、請求項２記載の絶縁システム。
【請求項４】
上記予定最終時点は上記標的組織における伝導遮断部の確認を含む、請求項３記載の絶縁システム。
【請求項５】
ステントをさらに含み、上記ステントは、このステントと上記肺静脈との接触周辺領域を規定するために上記肺静脈の内壁の周囲に係合するのに必要な寸法とされており、上記ステントの主軸は上記肺静脈と実質的に同軸になるように位置合わせされており、上記共振回路は上記ステント内に組み込まれている、請求項２記載の絶縁システム。
【請求項６】
上記共振回路内に配された複数のコンデンサと、上記共振回路の共振周波数を上記電磁場の周波数に一致させるように、上記電磁場の周波数に応答する上記コンデンサのうちの１つを自動的に選択する制御回路をさらに含む、請求項５記載の絶縁システム。
【請求項７】
上記ステントは、形状記憶合金で構成されている、請求項５記載の絶縁システム。
【請求項８】
上記ステントは、生物分解性材料で構成されている、請求項５記載の絶縁システム。
【請求項９】
心臓の電気絶縁システムであって、共振回路と、カテーテルと、ステントと、電磁場発生装置を含み、上記共振回路は、共振周波数を有し、被験者の肺静脈口に近い肺静脈内の実施位置内への導入に適しており、上記カテーテルは、上記共振回路を上記肺静脈内の実施位置内に運ぶのに適しており、上記ステントは、このステントと上記肺静脈との接触周辺領域を規定するために上記肺静脈の内壁の周囲に係合するのに必要な寸法とされており、上記ステントの主軸は上記肺静脈と実質的に同軸になるように位置合わせされており、上記共振回路は上記ステント内に組み込まれており、上記電磁場発生装置は、上記共振回路の共振周波数と実質的に等しい周波数を有する電磁場を発生させるために上記被験者の外部に配されており、上記電磁場は、上記共振回路を有効に含むと共に、上記肺静脈の内壁にある標的組織を切除するように、上記共振回路に電磁エネルギを再放出させる、絶縁システム。
【請求項１０】
予定最終時点に到達したか否かを確認するために被験者の心臓の電気生理学的特性をモニターするセンサをさらに含む、請求項９記載の絶縁システム。
【請求項１１】
上記予定最終時点は上記標的組織における伝導遮断部の確認を含む、請求項１０記載の絶縁システム。
【請求項１２】
上記共振回路内に配された複数のコンデンサと、上記共振回路の共振周波数を上記電磁場の周波数に一致させるように、上記電磁場の周波数に応答する上記コンデンサのうちの１つを自動的に選択する制御回路をさらに含む、請求項９記載の絶縁システム。
【請求項１３】
上記ステントは、形状記憶合金で構成されている、請求項９記載の絶縁システム。
【請求項１４】
上記ステントは、生物分解性材料で構成されている、請求項９記載の絶縁システム。
【請求項１５】
上記カテーテルの位置および方位を追跡するための局所サブシステムをさらに含み、このサブシステムは、上記被験者の外部に配された複数の局所電磁場発生装置と、この局所電磁場発生装置によって生じた局所的な電磁場に応答する上記カテーテルの位置センサと、この位置センサの出力に応答する受信機を含む、請求項９記載の絶縁システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明は、心臓疾患の医学的治療方法および装置に関するものである。より詳細には、この発明は、高周波エネルギを用いて肺静脈組織の近傍を切除することによって心不整脈を治療する心臓の電気絶縁方法およびシステムに関するものである。
【背景技術】
【０００２】
この技術分野においては侵襲性の心臓切除術は周知である。例えば、ベン・ハイム（Ｂｅｎ−Ｈａｉｍ）に付与された特許文献１、特許文献２および特許文献３は心臓組織を切除するシステムを記述するものである。ミュリア（Ｍｕｌｉｅｒ）らに付与された特許文献４およびオームズビィ（Ｏｒｍｓｂｙ）らに付与された特許文献５は高周波を用いて体組織を切除するシステムを記述するものである。ハセット（Ｈａｓｓｅｔｔ）らに付与された特許文献６および特許文献７、ディードリッヒ（Ｄｉｅｄｅｒｉｃｈ）らに付与された特許文献８、スワルツ（Ｓｗａｒｔｚ）らに付与された特許文献９および特許文献１０、レッシュ（Ｌｅｓｈ）らに付与された特許文献１１、レッシュ（Ｌｅｓｈ）に付与された特許文献１２、特許文献１３および特許文献１４、クローリー（Ｃｒｏｗｌｅｙ）らに付与された特許文献１５、およびハイサゲール（Ｈａｉｓｓａｇｕｅｒｒｅ）らに付与された特許文献１６は、主に肺静脈内に位置した組織あるいは肺静脈口上に位置した組織を切除することによって心房性不整脈を治療する組織切除装置を記述するものである。エドワーズ（Ｅｄｗａｒｄｓ）らに付与された特許文献１７はカテーテルを用いて標的組織に破壊的なエネルギを与える方法を記述するものである。
【０００３】
より最近では、心房性不整脈を治療したために肺静脈口部およびその近傍に環状の病変部が形成されてしまった。共にレッシュ（Ｌｅｓｈ）に付与された特許文献１８および特許文献１９は高周波電極を含む半径方向拡張型切除装置を開示するものである。この装置を用いる場合に、環状の伝導遮断部を達成するために肺静脈に対して高周波エネルギを出力することが提案されており、これにより左心房から肺静脈を電気絶縁することができる。
【０００４】
電気解剖学的写像によって案内され、近接して環状に配された複数点を用いて行う高周波切除は、非特許文献１で提案されている。
【０００５】
バルーンを介して出力された超音波を用いて環状の切除病変部を生じさせることも提案されてきた。この方法は、例えば、非特許文献２に記述されている。
【０００６】
ウォルシュ（Ｗａｌｓｈ）らによる特許文献２０は、ステント周囲で成長する増殖性組織を切除するために主に血管内皮に制限される領域を潅流するのに幾何学的に適合させたステント装置を記述するものである。上記ステントによる放出は、外部スキャナーによって生成された高周波領域にステントが曝されたときに生じる。この装置による切除の繰り返しは上記ステントの閉塞を防止するためであると述べられている。
【０００７】
【特許文献１】米国特許第５，４４３，４８９号
【特許文献２】同第５，４８０，４２２号
【特許文献３】同第５，９５４，６６５号
【特許文献４】同第５，８０７，３９５号
【特許文献５】同第６，１９０，３８２号
【特許文献６】同第６，２５１，１０９号
【特許文献７】同第６，０９０，０８４号
【特許文献８】同第６，１１７，１０１号
【特許文献９】同第５，９３８，６６０号
【特許文献１０】同第６，２３５，０２５号
【特許文献１１】同第６，２４５，０６４号
【特許文献１２】同第６，１６４，２８３号
【特許文献１３】同第６，３０５，３７８号
【特許文献１４】同第５，９７１，９８３号
【特許文献１５】同第６，００４，２６９号
【特許文献１６】同第６，０６４，９０２号
【特許文献１７】同第５，３６６，４９０号
【特許文献１８】同第６，０１２，４５７号
【特許文献１９】同第６，０２４，７４０号
【特許文献２０】国際公開ＷＯ  ０２／３０３３１号
【特許文献２１】同第５，８４０，０２５号
【特許文献２２】同第５，３９１，１９９号
【特許文献２３】国際公開ＷＯ  ９６／０５７６８号
【特許文献２４】米国特許第６，４８４，１１８号
【特許文献２５】米国特許出願第１０／０６２，６９８号
【非特許文献１】パッポーン（Ｐａｐｐｏｎｅ）らによる「肺静脈口の環状高周波切除：心房細動治療のための新しい解剖学的アプローチ」（「リンパ系」第１０２巻：２６１９頁〜２６２８頁（２０００年））
【非特許文献２】ナタレ・エイ（Ｎａｔａｌｅ  Ａ）らによる「ヒト再発性心房細動のためのバルーン経由型環状超音波切除システムを用いた肺静脈絶縁の初めての経験」（「リンパ系」第１０２巻：１８７９頁〜１８８２頁（２０００年））
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
この発明の目的は、心不整脈等の心臓疾患を治療するための心臓の電気絶縁方法およびシステムを提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
この発明の請求項１記載の発明は、心臓の電気絶縁方法であって、共振周波数を有する共振回路を、肺静脈口に近い肺静脈内の実施位置内に導入するステップと、上記共振回路から離れた部位に、上記共振回路を有効に含む電磁場を発生させるステップを含み、上記電磁場は上記共振回路の共振周波数と実質的に等しい周波数を有しており、上記電磁場は、上記肺静脈の内壁にある標的組織を切除するように、上記共振回路に電磁エネルギを再放出させるものである。
【００１０】
この発明の請求項９記載の発明は、心臓の電気絶縁システムであって、共振回路と、カテーテルと、ステントと、電磁場発生装置を含み、上記共振回路は、共振周波数を有し、被験者の肺静脈口に近い肺静脈内の実施位置内への導入に適しており、上記カテーテルは、上記共振回路を上記肺静脈内の実施位置内に運ぶのに適しており、上記ステントは、このステントと上記肺静脈との接触周辺領域を規定するために上記肺静脈の内壁の周囲に係合するのに必要な寸法とされており、上記ステントの主軸は上記肺静脈と実質的に同軸になるように位置合わせされており、上記共振回路は上記ステント内に組み込まれており、上記電磁場発生装置は、上記共振回路の共振周波数と実質的に等しい周波数を有する電磁場を発生させるために上記被験者の外部に配されており、上記電磁場は、上記共振回路を有効に含むと共に、上記肺静脈の内壁にある標的組織を切除するように、上記共振回路に電磁エネルギを再放出させるものである。
【発明の効果】
【００１１】
この発明によれば、高周波エネルギを用いて肺静脈組織の近傍を切除することによって心不整脈を治療するための心臓の電気絶縁方法およびシステムを提供できるという効果がある。
【００１２】
発明の概要
肺静脈口を囲む環状の伝導遮断部を達成することによって肺静脈を電気絶縁するために改良された装置および方法が、この発明の開示される実施の形態に従って提供されている。特に、この発明は、肺静脈口を囲む導電性組織の治療学的切除を繰り返す内在装置を提供するものである。この内在装置は生物分解性とすることができる。
【００１３】
この発明の実施の形態では、左心房の口部に近い肺静脈内に移植されるのに適合したステント内に共振回路が組み込まれている。移植は公知の心臓カテーテル法によって達成される。外部高周波領域がステントの共振周波数で発生した場合には、高周波エネルギは肺静脈の壁部内の導電性組織に向けてステントにより放出される。これで環状の伝導遮断部が生じることにより、左心房から肺静脈を電気絶縁することができる。ステントはもとの場所に残されてもよい。一部の実施の形態では、ステントは生物分解性材料で形成されており、これにより上記ステントは最終的に吸収される。
【００１４】
侵襲性部分の処置が完了した後に、切除の繰り返しは、所期の病変が形成されたことが確認されるまで、挿入されたステントを用いて実行することができる点で有利である。さらに、同一のステントは、仮に治療した不整脈の再発あるいは新たな不整脈の発生があった場合に挿入された後に数年でも場合によっては使用することができ、これにより将来において侵襲性処置を何とか不要にすることができる。
【００１５】
この発明は心臓の電気絶縁方法を提供するものであり、この方法は、共振回路を、肺静脈口に近い実施位置内に導入するステップと、上記共振回路から離れた部位に、上記共振回路を有効に含む電磁場を発生させるステップを含むものである。上記電磁場は上記共振回路の共振周波数と実質的に等しい周波数を有しており、上記肺静脈の内壁にある標的組織を切除するように、上記共振回路に電磁エネルギを再放出させる。
【００１６】
この方法の１つの実施態様では、電磁場は、標的組織に伝導遮断部が確認されるまで発生させられる。
【００１７】
この方法の他の実施態様では、共振回路はステント内に含まれており、この共振回路は、上記ステントと上記肺静脈との接触周辺領域を規定するために肺静脈の内壁の周囲にステントを係合することによって導入され、ステントの主軸は肺静脈と実質的に同軸になるように位置合わせされる。
【００１８】
この方法の１つの実施態様は、電磁場の周波数で共振するように上記ステントを自動的に較正するステップを含むものである。
【００１９】
この方法の１つの実施態様では、ステントの周囲で係合するステップは上記ステントを半径方向に拡張することによって達成される。
【００２０】
この方法の他の実施態様によれば、ステントは形状記憶合金で構成されている。
【００２１】
この方法のさらに他の実施態様は、ステントの形状を変更するために上記ステントの温度を変化させるステップを含むものである。
【００２２】
この方法のさらに他の実施態様では、上記温度を変化させるステップを実行している間、上記ステントはその形状記憶に応答して半径方向に拡張するものである。
【００２３】
この方法の他の実施態様によれば、上記ステントは生物分解性材料で構成されている。
【００２４】
この方法の１つの実施態様では、電磁場を発生させた後に、ステントが実施位置に残され、その後に電磁場を発生させるステップが繰り返される。
【００２５】
この発明は、心臓の電気絶縁システムを提供するものであり、このシステムは、肺静脈口に近い肺静脈内の実施位置内への導入に適した共振回路を含むものである。上記共振回路は、この共振回路の共振周波数と実質的に等しい周波数を有する外部発生電磁場に応答する高周波エネルギを再放出するものであり、上記電磁場は、上記肺静脈の内壁にある標的組織を切除するように、上記共振回路に電磁エネルギを再放出させるものである。
【００２６】
このシステムは、予定最終時点に到達したか否かを確認するために被験者の心臓の電気生理学的特性をモニターするセンサを含めてもよい。上記予定最終時点は上記標的組織における伝導遮断部の確認とすることができる。
【００２７】
このシステムの他の実施態様は、ステントをさらに含み、上記ステントは、このステントと上記肺静脈との接触周辺領域を規定するために上記肺静脈の内壁の周囲に係合するのに必要な寸法とされており、上記ステントの主軸は上記肺静脈と実質的に同軸になるように位置合わせされている。上記共振回路は上記ステント内に組み込まれている。
【００２８】
このシステムの他の実施態様は、上記共振回路内に配された複数のコンデンサと、上記共振回路の共振周波数を上記電磁場の周波数に一致させるように、上記電磁場の周波数に応答する上記コンデンサのうちの１つを自動的に選択する制御回路をさらに含むものである。
【００２９】
このシステムの他の実施態様によれば、上記ステントは、形状記憶合金で構成されている。
【００３０】
このシステムの他の実施態様によれば、上記ステントは、生物分解性材料で構成されている。
【００３１】
この発明は心臓の電気絶縁システムを提供するものであり、このシステムは、共振回路と、カテーテルと、ステントを含み、上記共振回路は、共振周波数を有し、被験者の肺静脈口に近い肺静脈内の実施位置内への導入に適しており、上記カテーテルは、上記共振回路を上記肺静脈内の実施位置内に運ぶのに適しており、上記ステントは、このステントと上記肺静脈との接触周辺領域を規定するために上記肺静脈の内壁の周囲に係合するのに必要な寸法とされている。上記ステントの主軸は上記肺静脈と実質的に同軸になるように位置合わせされており、上記共振回路は上記ステント内に組み込まれている。このシステムは、上記共振回路の共振周波数と実質的に等しい周波数を有する電磁場を発生させるために上記被験者の外部に配された電磁場発生装置を含み、上記電磁場は、上記共振回路を有効に含むと共に、上記肺静脈の内壁にある標的組織を切除するように、上記共振回路に電磁エネルギを再放出させるものである。
【００３２】
このシステムの他の実施態様は、予定最終時点に到達したか否かを確認するために被験者の心臓の電気生理学的特性をモニターするセンサを含むものである。
【００３３】
このシステムのさらに他の実施態様によれば、上記予定最終時点は上記標的組織における伝導遮断部の確認である。
【００３４】
このシステムの他の実施態様は、上記共振回路内に配された複数のコンデンサと、上記共振回路の共振周波数を上記電磁場の周波数に一致させるように、上記電磁場の周波数に応答する上記コンデンサのうちの１つを自動的に選択する制御回路を含むものである。
【００３５】
このシステムの他の実施態様は、上記カテーテルの位置および方位を追跡するための局所サブシステムをさらに含み、このサブシステムは、上記被験者の外部に配された複数の局所電磁場発生装置と、この局所電磁場発生装置によって生じた局所的な電磁場に応答する上記カテーテルの位置センサと、この位置センサの出力に応答する受信機を含むものである。
【発明を実施するための最良の形態】
【００３６】
この発明をより適切に理解するために、同様の要素に同様の参照番号が与えられた図面に関連して解釈されるべき、この発明の例としての詳細な記述に言及がなされている。次の記述では、この発明を完全に理解するために、多くの詳細な特定事項が明らかにされている。しかしながら、この発明がこれらの詳細な特定事項なしに実施可能であることは、この技術分野における当業者の一人にとって明白なはずである。他の事例では、この発明を不必要に曖昧にしないために、周知の回路および制御論理の詳細が示されなかった。
【００３７】
システム構造
ここで図面に目を転じると、まず、この発明の開示された実施の形態に従って構成されかつ実施される切除システム１０を示す図１に言及される。このシステム１０は、患者の標的組織１２を切除するのに適合されており、位置確認および写像サブシステム１４を有している。このサブシステム１４は、制御ユニット１８に連結された複数の高周波（ＲＦ）トランスミッタ１６を含むものである。トランスミッタ１６は、位置確認および写像を目的とする低出力モードと、標的組織の切除を目的する高出力モードで動作される。一方、別のトランスミッタは位置検知および切除のために備えられてもよい。共振回路を有するステント２０は、以下にさらに詳細に示されるように、切除されるべき標的組織１２に近い肺静脈２２内に配される。一部の実施の形態では、ステント２０は肺静脈と係合するような寸法とされる。適切な寸法は外径３ｃｍである。
【００３８】
標的組織の切除だけをする以外では、肺静脈にステントを与える意図のない他の実施の形態では、切除を達成するために肺静脈の壁部に物理的に係合することが少しも必要とされない。このような実施の形態では、共振構造がこの明細書でさらに開示されるように励磁できた後に、その実施範囲内に標的組織を含めるように位置決めされることだけが必要とされる。このような実施の形態は、単独型において相対的に小さい共振構造が、上記構造を肺静脈に合わせた正確な寸法とする必要性あるいはステントとして機能する共振構造に必要とされる構造を保証する必要性なしに、様々な年令および寸法の患者全てに適用するのに使用できる点で有利である。
【００３９】
所望の部位にステントを挿入するのを支援するために、心臓カテーテル２４が使用される。カテーテル２４は、挿入中にステント２０を運ぶ上記カテーテル２４の遠位部分２８の位置を確認するためのセンサ２６を備えている。一部の実施の形態では、カテーテル２４はまた、心臓の部位の電気的特性を検知するための少なくとも１つのモニター電極３０を有している。切除されるべき標的組織１２は、公有財産化した特許文献２１および特許文献２２に開示された位置確認および写像システムを用いて位置を確認することができる。なお、これらの文献の開示内容は参照することによってこの明細書に組み込まれるものとする。上述した特許文献２１の実施の形態に関しては、モニター電極３０はまた写像電極を兼ねてもよい。この電極は、センサ２６によって与えられる位置座標の関数として、心臓３２の局所的な電気活性を検出するものである。カテーテル２４の遠位部分２８は、上記特許文献２１に開示されたシステムに代えられるか、あるいはこのシステムに加えられる従来の放出線方法による位置確認を容易にするために、放出線不透過性とすることができる。
【００４０】
この発明の１つの実施の形態では、センサ２６は、患者の外部である体表上あるいはその近傍に配置された複数の電磁場トランスミッタ１６からの電磁場信号を受信する電磁気的位置・方位センサである。使用中のトランスミッタ１６は電磁場を送信してカテーテル２４の遠位部分２８の位置および方位を追跡するために基準座標を規定するものである。従って、検知された電磁場に基づいて、センサ２６は、座標情報の形態で少なくとも５次元の位置確認および方位情報（Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸、勾配および偏揺れ）を与えることによって制御ユニット１８に位置確認信号を送信する。一部の実施の形態では、６次元の位置確認および方位情報（Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸、勾配、偏揺れおよび横揺れ）が与えられる。信号はカテーテル２４内のリード線３４によって送信され、このリード線３４は制御ユニット１８に接続されている。一方、センサ２６から制御ユニット１８への信号の送信は、制御ユニット１８が無線受信機（図示せず）を備えている場合には無線方式であってもよい。
【００４１】
この発明に対する理解は、遠位部分２８の位置を追跡するのに使用される位置確認・写像サブシステム１４に関する簡単な記述によって容易となるはずであり、そのサブシステムは上述した特許文献２１および特許文献２２に開示されている。センサ２６は遠位部分２８の位置を即座に検知するのに使用され、典型的にはトランスミッタ１６によって発生させられた磁場を検知する交流（ＡＣ）磁場受信機である。これらのトランスミッタは交流磁場を発生して固定基準座標を規定するものである。センサ２６として使用されるのに適したセンサ群は、上述した特許文献２２および特許文献２３（１９９７年５月１４日付で出願された米国特許出願第０８／７９３，３７１号）に開示されており、これらの文献は参照することによってこの明細書に組み込まれるものとする。遠位部分２８の位置座標および方位座標は、その後に、センサ２６の位置座標および方位座標を確認することによって確かめられる。センサ２６は、１つまたはそれ以上のアンテナ、例えば１つまたはそれ以上のコイル３６を含めることができる。トランスミッタの位置、並びにそれらの寸法および形状は、この発明の用途によって変更されるはずであると解釈されるべきである。医療用途に有用なトランスミッタは環状の巻きコイルを含むものであり、これらのコイルは約２ｃｍから約２０ｃｍまで変化する外径と約０．５ｃｍから約２ｃｍまで変化する厚さを有しており、全てのコイルは同一面を共有した千鳥形で配列され、各コイルの中心が約２ｃｍから約３０ｃｍだけ離間している。棒形状のトランスミッタ、千鳥形状で四角形のコイルは全てこのような医療用途に役に立つことができる。さらに、腹這い状態の患者がこの発明を含む処置を受ける場合に、トランスミッタ１６は、患者が休んでいるときに体表上あるいは下、実質的には処置が行われる患者の体の一部の真下に配置される。他の用途では、トランスミッタは患者の皮膚の相当近くに配されてもよい。
【００４２】
トランスミッタ１６は制御ユニット１８によって駆動される。センサ２６によって受信された信号は、制御ユニット１８内の信号プロセッサにおける駆動信号の表示と共に、増幅されかつ処理されて、遠位部分２８の位置および方位の表示を与える。トランスミッタ１６は、これらが一部の基準座標を基準にして固定される限り、および同一の領域、すなわち位置および方位を共有する２つのトランスミッタが存在しない限り、都合のよい任意の位置および方位で配列されてもよい。制御ユニット１８によって駆動されたときには、トランスミッタ１６は、センサ２６によって検知される識別可能な多様な交流磁場を発生するものである。磁場は、それぞれの磁場における周波数信号、位相信号、あるいは周波数信号および位相信号の両方を基準にして識別可能である。異なる磁場の時間多重化も可能である。
【００４３】
センサ２６は単一のコイルで構成されてもよいが、より一般的には空芯あるいは材料芯のいずれかの上に巻かれた２つまたはそれ以上のセンサコイルであって、ちょうど今図示されている３つのセンサコイル３６を有するものである。これらのコイル３６は互いに直交座標を有しており、その座標の１つはカテーテル２４の長軸と都合よく一直線になっている。コイル３６は図１の挿入図に示されているように相互に接続されているか、あるいはセンサ２６の直径を小さくするためにカテーテル２４の長軸に沿って間隔を小さくして密接に配置することができる。この発明の最良の実施態様では、基準座標に対する遠位部分２８の位置および方位の量的測定は必要である。この固定基準座標では、センサ２６によって受信される少なくとも２つの識別可能な交流磁場を発生させる非重畳式トランスミッタ１６が必須である。センサ２６内のコイルのうち少なくとも２つは、識別可能な磁場に起因する磁束を測定するために非平行コイル３６とすべきである。遠位部分２８の６次元の位置・方位座標（Ｘ、ＹおよびＺ方向と勾配、偏揺れおよび横揺れ方位）を確定するためには、位置確認および写像サブシステム１４内に少なくとも２つのコイル３６および３つのトランスミッタ１６が存在することが望ましい。３つのコイル３６は、典型的には位置測定の精度および信頼度を改善するのに使用されるものである。他の用途では、より少ない数の位置座標および方位座標が求められている場合には、単一のコイルだけがセンサ２６内で必要となる可能性がある。１つのコイルのみを有する一軸位置決めシステムの特定の特徴および機能は、公有財産化した特許文献２４に記述されており、この文献の開示内容は参照によってこの明細書に組み込まれるものとする。１つの実施の形態では、コイル３６は０．５ｍｍの内径を有すると共に、１ｍｍから１．２ｍｍまでの最大コイル径を与えるように１６マイクロメータ径のコイル線が８００巻きされている。各コイルの有効な受波実効面積は典型的には約４００ｍｍ２である。３次元が考慮に入れるべき範囲にわたって変更する可能性があると解釈されるはずである。特に、コイル３６の寸法は、０．３ｍｍ（何らかの感度低下を伴う）と同程度に小さくすることができ、２ｍｍを超えることができる。コイル３６のコイル線寸法は１０マイクロメータから３１マイクロメータまでの範囲とすることができ、巻き数は、最大許容される寸法およびコイル線径により、３００巻きから２６００巻きまでの範囲で変更可能である。上記有効な受波実効面積は、全体寸法の要求と整合性のある実行可能な大きさと同程度で見積もられるべきである。通常のセンサコイルの形状は円筒状であるが、他の形状も使用可能である。例えば、樽形状のコイルは、同一外径の円筒コイルよりも巻き数を多くすることができる。
【００４４】
リード線３４は、必要な位置情報および方位情報を発生させるために、処理用の制御ユニット１８に、センサ２６によって検出された信号を搬送する。リード線３４は、別々の線を集めるピックアップ作業を減らすためにより線対とすることができ、さらに電気的に遮蔽されてもよい。
【００４５】
センサ２６は、遠位部分２８が実施位置内にあるときを確認するばかりでなく、心臓３２が動作状態にないとき、例えば拡張期中であることを確認するのに有用である。一方、遠位部分２８の位置がこの技術分野において公知の他の検知あるいは映像手段を用いて確認できる場合には、センサ２６はカテーテル２４から省略することができる。この場合において、そのような映像手段によって不要とされる位置確認および写像サブシステム１４の他の構成要素も省略される。
【００４６】
コンソール３８は、医師４０あるいは他のユーザーがカテーテル２４の機能を確認しかつ調整することを可能にする。コンソール３８はコンピュータ、キーボードおよびディスプレイを含むものである。コンソール３８は、カテーテル２４および制御ユニット１８の制御および操作を許可し、特にデータ収集を開始しかつ停止する制御回路をも含むものである。
【００４７】
制御ユニット１８内の信号プロセッサは、センサ２６およびモニター電極３０によって生成された信号を含む、カテーテル２４から受信した種々の信号を受信、増幅、濾波、デジタル化する回路を有している。上記信号プロセッサの回路は、さらに、遠位部分２８の位置および方位、並びにセンサ２６およびモニター電極３０によって生成された信号から心臓３２の部分の電気的特性を演算処理する。上記信号プロセッサの回路は、体表面の心電図信号を処理することもできる。上記信号プロセッサの回路によって生成されたデジタル化した信号は、心臓３２の一部、例えば心室壁部４２あるいは心房中隔４４の電気的あるいは電気機械的写像の再構成および映像化用のコンソール３８のコンピュータによって受信される。
【００４８】
ここで、カテーテル２４（図１）の遠位部分２８を拡大して示す図２に言及される。切除処置を実行するためには、ステント２０は、典型的には膨張可能なバルーン４６によってカテーテル２４の標的となる組織１２に近い患者の噴門部位まで搬送される。構造的には、ステント２０は、環状構造部５０内に組み込まれるか、あるいはその環状構造部５０に取り付けられるコイル４８を含むものである。このコイルは、以下に記述されるように、切除処置で使用される特徴的な共振周波数を有している。環状構造部５０はコイル４８に対する支持構造を与えるものであり、誘電特性を有してもよい。バルーン４６は膨張状態で示されている。しかしながら、挿入処置中は、典型的には少なくとも部分的に収縮される。ステント２０は、肺静脈２２（図１）の内壁に対してステント２０を付勢するように、バルーン４６を膨張させることによって手術位置の所定位置に固定することができる。これに加えて、あるいはこれに代えて、肺静脈２２内のステント２０の拡張を制御するのにコイル４８の抵抗加熱が使用されてもよい。その後、カテーテル２４を引き抜くためには、バルーン４６は、ステント２０から分離されたときに、再び収縮させられ、ステント２０は肺静脈２２に取り付けられた状態で残留する。
【００４９】
一方、心臓３２への挿入中に圧縮状態でカテーテル２４によって保持されるステント２０は、弾性材料、すなわちニチノール等の超弾性材料で構成されてもよい。カテーテル２４の遠位部分２８が、ステント２０が配置されるべき、肺静脈２２内などの実施位置に到達するときに、カテーテル２４はステント２０を放す。ステント材料の弾性特性は、ステント２０を外方へ拡張させることにより、肺静脈２２の内壁に対してステント２０を固定する。
【００５０】
再び図１を参照すると、典型的には、ステント２０は肺静脈口内あるいは肺静脈口に、あるいは肺静脈口に近い肺静脈内に配置される。一部の用途では、ステント２０が多数の肺静脈内に、あるいは全ての肺静脈内に均一に配置される場合が必須とされてもよい。血管内カテーテルの配置および固定式バルーン上へのステントの送出しは、「肺静脈の高周波絶縁」という名称で、公有財産化した特許文献２５に記述されており、この文献の開示内容は参照することによってこの明細書に組み込まれるものとする。心臓カテーテル技術はこの技術分野において周知であるので、更なる記述は簡潔さのために省略される。
【００５１】
ステント２０が挿入された後に、ステント２０を所定位置に残したまま、カテーテル２４は通常、標的組織１２の近傍から引き抜かれる。一般に、カテーテル２４は、モニター電極３０を用いて切除処置をモニターするために、左心房内に残る。制御ユニット１８は、その後に、トランスミッタ１６を駆動してステント２０の共振周波数ｆｒで電磁場を発生させる。１３．５６ＭＨｚの周波数でトランスミッタ１５からの電力出力５０ワットは適切である。ステント２０は上記電磁場を経験し、共振周波数ｆｒで電磁エネルギを再放出する。標的組織１２は、再放出された高周波エネルギを吸収することで、標的組織１２を切除する約５０℃まで標的組織１２の温度が上がり、非導電性の病変部を生成し、これにより伝導遮断部を創出することができる。これに代えて、あるいはこれに加えて、ステント２０自体の温度がトランスミッタ１６の電磁場に応答して上昇し、ステント２０から標的組織１２への直接的な熱伝導によって切除を達成する。
【００５２】
典型的には、切除によって創出される病変は、ステントと肺静脈との接触部位あるいはその近傍における肺静脈の周辺に位置する１つまたはそれ以上の環状の伝導遮断部を形成する。１つの用途では、仮に不整脈が肺静脈内の特定位置で発生するものである場合には、環状の伝導遮断部は、不整脈由来の原因を含み、これによりその源を除去することができるか、あるいは上記遮断がその源と左心房との間に形成され、これにより無用の信号の伝導を防止することができる壁部組織の経路に沿って形成されている。
【００５３】
ここで、この発明の開示された実施の形態に従って構成されかつ実施され、ステント２０（図１）の電気的な実施態様を拡大して示す図３に言及される。ステント２０は、コイル４８と、このコイル４８に電気的に接続されたコンデンサ５２を含むものである。コイル４８は、弾性と形状記憶を有するニチノール等の抵抗性金属で形成することができる。コイル４８は、典型的には、約１５回のループを有している。コイル４８は、その形状のために、インダクタとして挙動する。コイル４８のリアクタンスを選択する場合には、効率的な電力輸送を保証するための高線質係数（Ｑ）の望ましさ（ディザイラビィティ）と、ステント回路内で生じる所望の抵抗加熱との間でトレードオフが求められる。このトレードオフは、そのような回路の作用を律する基礎医学の検討から、この技術分野における当業者にとって容易に明白になるはずである。
【００５４】
ステント２０は、インダクタおよびコンデンサ双方の製造上のバラツキおよびステントの正確な形状に基づいて変わる可能性のあるステントの共振周波数を正確に確定するために、好ましくは製造時に較正される。しかしながら、ステント２０が実施位置に存在するときに正確な共振周波数を確定することが望ましい場合がある。これは、傾斜計を用いて電磁誘導的に達成することができる。
【００５５】
一部の実施の形態では、コイル４８を含むステント２０は、生物分解性材料、例えばポリラクチドポリマーおよび炭酸トリメチレンポリマー類で形成されている。挿入後、ステント２０は、その弾性および形状記憶の結果として、肺静脈の内層の周囲にしっかりと係合した状態で、残る。これらの実施の形態では、ステント２０は、切除処置の後にもとの場所に残ることが許され、最終的に吸収される。ステント２０がそっくりそのまま残る間、ステント２０は、必要とされる切除処置が繰り返される場合には、トランスミッタ１６からの高周波エネルギの再放出器としての機能を継続してもよい。このような実施の形態では、肺静脈内に継続して存在するステント２０は、肺静脈の拘縮および狭窄の危険性を低減するという付加的な利点を有することがある。さらに他の実施の形態では、もとの場所に残る他に、ステント２０はまた、上述した特許文献２５に開示されているように、血管の狭窄を局所的に防止する役割を果たすか、あるいは他の所望の治療を与える薬剤で被覆されている。
【００５６】
コンデンサ５２は個別の構成要素として図３に示されているが、ステント自体を構成する材料の固有静電容量はまた、ステント２０の共振周波数を確認するのに重要である。一部の実施の形態では、この固有静電容量は、個別のコンデンサが不要である場合に、所望の共振を与えるのに重要である。
【００５７】
ここで、平行ＬＣ共振回路５４の電気回路図である図５に言及される。回路５４はステント２０（図３）の等価回路である。回路５４は、インダクタ５６とこれと横並びに接続されたコンデンサ５８を含み、その値は、回路５４の共振周波数ｆｒがトランスミッタ１６によって印加される高周波電磁場の周波数に対応するように選択される。図３および図５に示されているように、単一のコンデンサを備えたこの発明の実施の形態では、共振周波数ｆｒは次の数式１によって与えられる。ここで、Ｌはインダクタ５６のインダクタンスであり、Ｃはコンデンサ５８の静電容量である。
【数１】
2005144168.tif 000003
【００５８】
任意の臨床的な周波数に近い周波数あるいは高調波振動数に対応しない１３．５６ＭＨｚ等の共振周波数は使用されるべきである。仮に、例えば、コンデンサ５８が６０力率（ｐＦ）の静電容量Ｃを有しかつインダクタ５６が２．３０μＨのインダクタンスＬを有する場合には、共振周波数ｆｒは１３．５６ＭＨｚとなる。インダクタ５６は、１３．５６ＭＨｚにおいて少なくとも１００個の線質係数によって特徴付けられるように設計されかつ製造されている。
【００５９】
ここで、この発明の他の実施の形態に従って構成されかつ実施されるステント回路６０を示す図４に言及される。ステント回路６０の共振周波数はトランスミッタの出力に適合するように選択することができる。ステント回路６０はシステム１０（図１）内のステント２０として使用可能である。ステント回路６０はコイル６２を含み、このコイル６２はニチノールあるいはニッケル・クロム合金等の抵抗性合金で形成された１つまたはそれ以上のループ状の線で構成されている。制御チップ６４はステント回路６０内に含まれており、そこを流れる電流に対して応答する。制御チップ６４は、コンデンサ６６、６８、７０を連続的に上記回路に切り換えるスイッチ７１を自動的に操作すると共に、上記コンデンサを、トランスミッタの共振周波数に最も近い共振周波数となる上記回路に固定するものである。この実施の形態は、上記ステントの共振周波数を適応性のあるように変える利点を有しており、この実施の形態は、仮にステントの寸法および／または形状が、例えばバルーンを用いてステントを拡張させることによって肺静脈内への移植中に調節されるべきものである場合に有用である。そのような寸法変更はまた、コイルのインダクタンスを変更することから、その後に、適切なコンデンサを選択することによって調節可能である上記回路の共振周波数に影響を及ぼす。コンデンサの選択によって共振周波数を調節する可能性はまた、仮に１つ以上のステントが同一患者体内に移植されかつ選択的に通電される必要がある場合に有用である。トランスミッタは、活性化を必要としているステントの周波数に調整することができる。
【００６０】
作用
ここで、この発明の開示された実施の形態に従う肺静脈の電気絶縁方法を示すフローチャートである図６に言及される。上記処置は、心臓カテーテルが達成される第１のステップ７２で開始される。共振型ステントは血管内カテーテルに取り外し可能に取り付けられている。静脈系は、導入シースが末梢的な静脈、典型的には大腿静脈内に配置される周知のセルディンガー法を用いてアクセスされてもよい。ガイドシースは上記導入シースを経由して導入され、下大静脈を経由して右心房内まで進められる。その後、ブロッケンブラフ針を用いて、心房中隔の卵円窩は穿刺され、その穿刺は必要ならば広げられる。上記ブロッケンブラフ針は引き抜かれ、上記ガイドシースは左心房内に配置される。一方、この技術分野において周知の他の方法は、以下に記述されるように、ガイドシースおよびガイドワイヤの支援付きか、あるいはその支援なしで左心房にアクセスするのに使用されてもよい。
【００６１】
次に、ステップ７４では、肺静脈が選択され、ガイドワイヤが上記ガイドシースおよび左心房室を経由して選択された肺静脈まで進められる。特定の肺静脈に行き着きかつ治療される順番は任意であるが、まず、筋肉スリーブ（ｍｕｓｃｕｌａｒ  ｓｌｅｅｖｅ）が下肺静脈よりも顕著である２つの上肺静脈に専念することが好ましい。その後、下肺静脈は絶縁されてもよい。典型的には、切除処置は４つの肺静脈全ての絶縁を含むものである。
【００６２】
次に、ステップ７６では、ガイドシースが引き抜かれ、切除カテーテルがそのカテーテルのガイドワイヤ用管腔を用いてガイドワイヤ上を摺動可能に追跡する。カテーテルは左心房まで進められる。心臓内でカテーテルを操作している間、そのカテーテルの位置は、上述した特許文献２１に開示されているように位置確認および写像システムによって、あるいは従来の画像方式によってモニターされてもよい。配置処置中に、カテーテルの固定式バルーンは収縮された状態で残り、ステントは固定式バルーンの外壁近傍で半径方向に潰れた状態とされる。潰れた状態のステントの外径は肺静脈の内径よりも小さいため、ステントは肺静脈の管腔内で移動可能である。ステントは選択された肺静脈口にあるいはその内部に位置決めされる。ステントは半径方向に拡張し、標識組織が配された肺静脈の内側の環状領域に係合する。
【００６３】
ステントの拡張は、ステントを肺静脈の内壁に向けて半径方向外方に付勢するバルーンを膨張させることによって達成される。一部の実施の形態では、コイルを構成する合金の形状記憶は、コイルを抵抗加熱することによってステントを拡張させることに利用することができるか、あるいはコイルがカテーテルによって放されたときに一致して拡張するのに十分な程度の弾性を有してもよい。半径方向に拡張したステントは、肺静脈口の周囲を走る連続線に沿って肺静脈に係合するため、ステントの主軸は肺静脈と実質的に同軸になるように位置合わせされる。特にステントの抵抗加熱が顕著な影響をもつ実施の形態では、カテーテルのポートを通過する領域に対する潅流は、その領域におけるうっ血を最小限にするために用いられてもよい。ステントの使用が意味をもたない場合には、任意に、コイルは拡張されない。
【００６４】
次に、ステップ７８では、一旦、コイルの位置決めが確認されると、カテーテルは引き抜かれる。ステントがバルーン上で搬送される実施の形態では、バルーンは収縮される。カテーテルは左心房内で再び位置決めされ、これによりそのモニター電極からの信号は切除の進捗状況に関する情報を操作者に伝えることができる。ステントの使用が必須でない場合には、カテーテルは引き抜かれない。
【００６５】
次に、ステップ８０では、外部高周波トランスミッタは通電され、高周波エネルギはトランスミッタからステントへ伝導される。トランスミッタの周波数で共振しているステントは、高周波エネルギを再放出する。ステントから肺静脈への高周波エネルギの転送は、ただ１つの比較的短い用途で生じる。外部高周波発生装置は、再放出された高周波エネルギが標的組織を約５０℃まで加熱するように構成されている。エネルギ利用は、伝導遮断部が切除線を横切る方向に確認されたときに到達する最終時点で、連続した電気生理学的なモニターに応答して制御されてもよい。一方、上記最終時点は、標的組織への予定量のエネルギの出力あるいは時間間隔の満了とすることができる。ステントは、処置後、所定の位置に概ね残される。任意に、ステントは除去可能である。
【００６６】
ここで、制御は、より多くの肺静脈口が治療されるべきもとして残っているか否かについて決定がなされる決定ステップ８２に進む。仮に決定ステップ８２での決定が肯定的である場合には、その後、制御はステップ７４に戻る。ステップ７４からステップ８０までを繰り返した後に、他の肺静脈に影響を及ぼすことなしに、各肺静脈へのエネルギの転送を個々に取り扱うためには、様々な肺静脈内に配された各ステントは様々な共振周波数を有していることが望ましい。一方、仮に１つだけの共振周波数が多数のステントで使用されている場合には、その後、ステップ８０は、先に切除された領域の再加熱を防止するために全ての肺静脈へのステント使用が完了するまで延期されるべきである。
【００６７】
仮に決定ステップ８２での決定が否定的である場合には、処置は最終ステップ８４で終了する。
【００６８】
この発明が先に特に図示されかつ記述された事項に限定されないものであると、この技術分野における当業者によって正当に評価されるはずである。むしろ、この発明の範囲は、先の記述を解釈する際に当業者にとって生じ、従来技術の範疇に入らない、上述した種々の実施態様同士のコンビネーションおよびサブコンビネーションの双方並びにその変更および修正を含むものである。
【００６９】
この発明の具体的な実施態様は以下の通りである。
（１）心臓の電気絶縁方法であって、共振周波数を有する共振回路を、肺静脈口に近い肺静脈内の実施位置内に導入するステップと、上記共振回路から離れた部位に、上記共振回路を有効に含む電磁場を発生させるステップを含み、上記電磁場は上記共振回路の共振周波数と実質的に等しい周波数を有しており、上記電磁場は、上記肺静脈の内壁にある標的組織を切除するように、上記共振回路に電磁エネルギを再放出させる、絶縁方法。
（２）上記電磁場を発生させるステップは、上記標的組織に伝導遮断部が確認されるまで実行される、実施態様１記載の絶縁方法。
（３）上記共振回路はステント内に含まれており、上記共振回路を導入するステップは、上記ステントと上記肺静脈との接触周辺領域を規定するために上記肺静脈の内壁の周囲にステントを係合するステップを含み、上記ステントの主軸は上記肺静脈と実質的に同軸になるように位置合わせされる、実施態様１記載の絶縁方法。
（４）上記電磁場の周波数で共振するように上記ステントを自動的に較正するステップをさらに含む、実施態様３記載の絶縁方法。
（５）上記ステントの周囲で係合するステップは、上記ステントを半径方向に拡張することによって実行される、実施態様３記載の絶縁方法。
【００７０】
（６）上記ステントは、形状記憶合金で構成されている、実施態様５記載の絶縁方法。
（７）上記ステントの形状を変更するために上記ステントの温度を変化させるステップをさらに含む、実施態様６記載の絶縁方法。
（８）上記温度を変化させるステップを実行している間、上記ステントはその形状記憶に応答して半径方向に拡張する、実施態様７記載の絶縁方法。
（９）上記ステントは、生物分解性材料で構成されている、実施態様３記載の絶縁方法。
（１０）電磁場を発生させるステップを実行した後に上記実施位置に上記ステントを残すステップと、その後に電磁場を発生させるステップを繰り返すステップをさらに含む、実施態様３記載の絶縁方法。
【００７１】
（１１）心臓の電気絶縁システムであって、肺静脈口に近い肺静脈内の実施位置内への導入に適した、共振周波数を有する共振回路を含み、上記共振回路は、この共振回路の共振周波数と実質的に等しい周波数を有する外部発生電磁場に応答する高周波エネルギを再放出するものであり、上記電磁場は、上記肺静脈の内壁にある標的組織を切除するように、上記共振回路に電磁エネルギを再放出させる、絶縁システム。
（１２）予定最終時点に到達したか否かを確認するために被験者の心臓の電気生理学的特性をモニターするセンサをさらに含む、実施態様１１記載の絶縁システム。
（１３）上記予定最終時点は上記標的組織における伝導遮断部の確認を含む、実施態様１２記載の絶縁システム。
（１４）ステントをさらに含み、上記ステントは、このステントと上記肺静脈との接触周辺領域を規定するために上記肺静脈の内壁の周囲に係合するのに必要な寸法とされており、上記ステントの主軸は上記肺静脈と実質的に同軸になるように位置合わせされており、上記共振回路は上記ステント内に組み込まれている、実施態様１１記載の絶縁システム。
（１５）上記共振回路内に配された複数のコンデンサと、上記共振回路の共振周波数を上記電磁場の周波数に一致させるように、上記電磁場の周波数に応答する上記コンデンサのうちの１つを自動的に選択する制御回路をさらに含む、実施態様１４記載の絶縁システム。
【００７２】
（１６）上記ステントは、形状記憶合金で構成されている、実施態様１４記載の絶縁システム。
（１７）上記ステントは、生物分解性材料で構成されている、実施態様１４記載の絶縁システム。
（１８）心臓の電気絶縁システムであって、共振回路と、カテーテルと、ステントと、電磁場発生装置を含み、上記共振回路は、共振周波数を有し、被験者の肺静脈口に近い肺静脈内の実施位置内への導入に適しており、上記カテーテルは、上記共振回路を上記肺静脈内の実施位置内に運ぶのに適しており、上記ステントは、このステントと上記肺静脈との接触周辺領域を規定するために上記肺静脈の内壁の周囲に係合するのに必要な寸法とされており、上記ステントの主軸は上記肺静脈と実質的に同軸になるように位置合わせされており、上記共振回路は上記ステント内に組み込まれており、上記電磁場発生装置は、上記共振回路の共振周波数と実質的に等しい周波数を有する電磁場を発生させるために上記被験者の外部に配されており、上記電磁場は、上記共振回路を有効に含むと共に、上記肺静脈の内壁にある標的組織を切除するように、上記共振回路に電磁エネルギを再放出させる、絶縁システム。
（１９）予定最終時点に到達したか否かを確認するために被験者の心臓の電気生理学的特性をモニターするセンサをさらに含む、実施態様１８記載の絶縁システム。
（２０）上記予定最終時点は上記標的組織における伝導遮断部の確認を含む、実施態様１９記載の絶縁システム。
【００７３】
（２１）上記共振回路内に配された複数のコンデンサと、上記共振回路の共振周波数を上記電磁場の周波数に一致させるように、上記電磁場の周波数に応答する上記コンデンサのうちの１つを自動的に選択する制御回路をさらに含む、実施態様１８記載の絶縁システム。
（２２）上記ステントは、形状記憶合金で構成されている、実施態様１８記載の絶縁システム。
（２３）上記ステントは、生物分解性材料で構成されている、実施態様１８記載の絶縁システム。
（２４）上記カテーテルの位置および方位を追跡するための局所サブシステムをさらに含み、このサブシステムは、上記被験者の外部に配された複数の局所電磁場発生装置と、この局所電磁場発生装置によって生じた局所的な電磁場に応答する上記カテーテルの位置センサと、この位置センサの出力に応答する受信機を含む、実施態様１８記載の絶縁システム。
【図面の簡単な説明】
【００７４】
【図１】この発明の開示された実施の形態に従って構成されかつ実施される切除システムを示す概略構成図である。
【図２】図１に示された切除システムで使用されるカテーテルの遠位部分を拡大して示す概略斜視図である。
【図３】この発明の開示された実施の形態に従う図１に示された切除システムで使用される電磁場に応答する共振周波数を有するステントを拡大して示す概略斜視図である。
【図４】この発明の他の実施の形態に従って構成されかつ実施される、自動較正回路を有するステント用回路を示す概略構成図である。
【図５】図３に示されたステント用の等価回路の概略を示す電気回路図である。
【図６】この発明の開示された実施の形態に従う、肺静脈の電気絶縁方法を示すフローチャートである。
【符号の説明】
【００７５】
１０  切除システム
１２  標的組織
１４  位置確認および写像サブシステム（局所サブシステム）
１６  トランスミッタ
１８  制御ユニット
２０  ステント
２２  肺静脈
２４  心臓カテーテル
２６  センサ
２８  遠位部分
３０  モニター電極
３２  心臓
３４  リード線
３６  コイル
３８  コンソール
４０  医師
４２  心室壁部
４４  心房中隔
４６  バルーン
４８  コイル
５０  環状構造部
５２  コンデンサ
５４  平行ＬＣ共振回路
５６  インダクタ
５８  コンデンサ
６０  ステント回路
６２  コイル
６４  制御チップ
６６  コンデンサ
６８  コンデンサ
７０  コンデンサ
７１  スイッチ
７２  開始ステップ
７４  ステップ
７６  ステップ
７８  ステップ
８０  ステップ
８２  決定ステップ
８４  終了ステップ
【図１】
2005144168.tif 000004
【図２】
2005144168.tif 000005
【図３】
2005144168.tif 000006
【図４】
2005144168.tif 000007
【図５】
2005144168.tif 000008
【図６】
2005144168.tif 000009
【外国語明細書】
2005144168000001.pdf