JP2001514557A - 組織切除のための方法および装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 本発明は、体内の組織を切除するためのシステムであり、当該システムは、生体組織の細胞組織に損傷を与えないレベルのエネルギを供給するエネルギ源と、エネルギ源に結合され、電極を持つカテーテルと、カテーテルとエネルギ源とに結合され、生体組織の細胞構造に損傷を与えないエネルギ量を検知しながら電極温度を検知する検知手段とを備え、電極が心臓壁面に接触する程度（例えば、無接触、中程度の接触、良好な接触、あるいは最良の接触）が決定される。

Description

【発明の詳細な説明】 組織切除のための方法および装置 発明の分野 本発明は、心臓外科用の装置の分野に関し、特に心臓組織のＲ−Ｆ切除のため の装置に関する。 発明の背景 本発明は、過度に早い心拍である頻脈性不整脈の処置に対するものである。特 に、本発明は、頻脈の処置に対するものである。 識別された転位病巣あるいは迷走性導管を含む心臓組織を破壊することにより 頻脈を処置するための療法が開発されてきた。不要な心臓組織を破壊するために 、電気エネルギあるいは他の形態のエネルギの印加を含む種々の試みがなされて きた。例として、心臓組織の切除は、高周波電流、マイクロ波エネルギ、熱、電 気パルス、冷熱およびレーザを伴うものであった。現在では、Ｒ−Ｆエネルギは 、閉鎖状態の心臓内に挿入されるカテーテルにより実施することができる切除措 置の関連においておそらくは最も広く実施されている。 大部分のＲ−Ｆ切除カテーテルは、心内膜と接触するよう意図され、あるいは 米国特許第５，０８３，５６５号における如き場合に、心内膜を穿刺して心筋に 進入するよう意図される電極を用いる。一般に、電極の間近において心内膜およ び心筋の内層を含む心臓組織に創傷を生じるのにＲ−Ｆ切除カテーテルが有効で ある。 Ｒ−Ｆ切除は、組織に流れる誘導電流に対して、組織の抵抗を介して電極と接 触する組織を発熱させる。しかし，切除措置を開始できるように電極が実際に心 臓組織と接触状態にあるときを正確に検知することが要求される。組織との電極 の接触を検知するための多くの方式が堤案されてきた。例えば、Ｂｉｏｓｅｎｓ ｅ社の切除システムは、検知されたＥＫＧの安定度により壁面接触を検出する。 このような試みは、完全に満足するものではない。例えば、梗塞を持つ患者にお いて、梗塞付近の組織はしばしば良好なＥＫＧ信号を生じることができない。し かし、梗塞部位 付近の切除は、しばしば切除の実施が必要とされる特定面積の数倍となる。更に 、ＥＫＧの安定度は、実際にはＰ波またはＱＲＳ複合波が存在する５０ないし１ ００ｍｓ間の接触の安定度を示すに過ぎない。電極は、運動する心臓壁に対して 依然としてバウンドし、それでも安定なＥＫＧ信号を生じる。Ｍｅｄｔｒｏｎｉ ｃ社のＣａｒｉｏＲｙｔｈｍ事業部により販売される如き、他の切除システムは 、インピーダンスにより壁面接触を検出する。かかる試みも完全に満足のゆくも のではない。不関皮膚電極に対する切除カテーテルの心臓内部の変位または運動 は検出されるインピーダンスを変化させ、これにより壁面接触の検出を妨げる。 更に、このような対策もまた患者ごとに異なり得る。最後に、壁面接触によるイ ンピーダンスの変動は、信頼し得る実際の壁面接触の標識となるにはしばしば小 さ過ぎる。このため、電極の組織接触を信頼し得るよう表示することを可能にす る切除システムに対する必要が存在する。 発明の概要 本発明は体内の組織を切除するためのシステムであり、当該システムは、生体 組織の細胞構造に対して損傷を生じないエネルギ・レベルを提供するエネルギ源 と、当該エネルギ源に結合されたカテーテルとを含み、カテーテルは電極を有し 、システムは更に、電極が心臓組織と接触する程度（例えば、無接触、中程度の 接触、良好な接触、あるいは最良の接触）が決定される、電極温度を検知すると 共に電極へ送られる生体組織の細胞構造に損傷を与えない（即ち、切除しない） エネルギ量をも検知する手段を有する。望ましい実施の形態において、生体へ送 られる損傷を生じないエネルギは５ワットより小さく、カテーテルは遠端部にお かれる温度センサを有する。 図面の簡単な説明 図１は、本発明の特徴を実施する人間の組織に対する切除を行うシステムを示 している。 図２は、図１に示されたカテーテルの遠端部即ち先端部の断面図である。 図３は、血流へエネルギを与え再びカテーテル先端部への熱伝達を結果として 生 じる電極を有するカテーテル先端部を示している。 図４は、心臓組織と接触し組織へエネルギを与え再びカテーテル先端部への熱 伝達を結果として生じる電極を有するカテーテル先端部を示している。 図５は、本発明による組織を切除するシステムを示している。 図６は、血管内へ移動し、電極に対する切除を生じないエネルギ量の供給によ り心臓組織と接触するときの、先端部電極の温度の変化を示している。 図７は、生体の細胞構造に対して損傷を生じない電力量を供給することにより 、切除カテーテルの心臓壁面接触を決定する方法を示している。 図８は、電極が心臓組織との接触状態となり離反するように移動されるときに 、維持されるべき電極における０．５℃の温度上昇に必要なＲ−Ｆ電力の変化を 示している。 図９は、電極の温度に予め設定された上昇を生じるように、損傷を生じない電 力量を電極に供給することにより切除カテーテルの心臓壁面接触を決定する方法 を示している。 図１０は、電極が心臓組織と接触するよう移動するときに、電極の発熱効率に おける変化を示している。 図１１は、電極へ供給される電力の発熱効率を監視することにより、心臓壁面 接触を決定する方法を示している。 図１２は、本発明の更に他の実施の形態の動作を示している。 図１３は、電極に対して周期的なエネルギ量を供給し、電極における温度の対 応する周期的変動が存在するかどうかを検出することにより、心臓壁面接触を決 定する方法を示している。 望ましい実施の形態の詳細な説明 図１は、発明の特徴を具現する、人間の組織において切除を行うシステム１０ を示している。システム１０は、高周波エネルギ（「ＲＦエネルギ」）を供給す る高周波発生器１２を含む。無論、マイクロ波エネルギ、高温度、電気パルス、 極低温およびレーザのような他の種類のエネルギもまた使用できる。供給される 特定種類のエネルギは当該発明にとって必須ではない。システム１０はまた、高 周波を発生 する先端部電極１２９を支持する操向可能なカテーテル１４も含んでいる。 図示された実施の形態において、システム１０は、モノポール・モードで動作 する。当該構成においては、システム１０は、第２の不関電極１８として働く皮 膚電極を含む。使用において、不関電極１８は、患者の背中あるいは他の外皮領 域に貼着する。 あるいはまた、システム１０は、バイポール・モードで動作させることができ る。当該モードにおいては、カテーテル１４は両電極を支持する。 図示された実施の形態において、切除電極１２９および不関電極１８はプラチ ナで作られている。 システム１０は、多くの異なる環境において用いることができる。当明細書は 、心臓の切除療法を行うため用いられたときのシステム１０について記載する。 かかる目的のため用いられるとき、医師は、カテーテル１４を静脈または動脈 (典型的には、股動脈)を介して処置されるべき心臓の内部領域に向けて操向する 。医師は更に、先端電極１２９を切除のために標的とされる心臓内部の組織と接 触するように設置するためカテーテル１４を更に操作する。ユーザは、高周波エ ネルギを発生器１２から先端電極１２９へ指向させて、接触された組織上に創傷 を生じさせる。 図１に示された実施の形態において、カテーテル１４は、ハンドル２０と、ガ イド・チューブ２２と、先端電極１２９を保持する先端部とを含んでいる。ハン ドル２０は、カテーテル先端部２４に対する操向機構２６を包囲している。ハン ドル２０の後部から延長するケーブル２８はプラグ（図示せず）を有する。この プラグは、高周波エネルギを切除電極１６に運ぶために、カテーテル１４を発生 器１２に接続する。高周波は、創傷を生じるために組織を加熱する。 １本以上の操向ワイヤ１３２（図２に示される）が、操向機構２６を先端部２ ４の左右両側に相互接続するために、ガイド・チューブ２２内に延長する。操向 機構２６を左方へ回転すると左側の操向ワイヤを引張り、先端電極１２９を持つ 先端部を左方へ曲げさせる。また、操向機構２６を右方へ回転すると右側の操向 ワイヤを引張り、カテーテル・チップを右方へ曲げさせる。このように、医師は 、切除される組織と接触するように先端電極１２９を操作する。 発生器１２は、主絶縁変圧器３２を介して第１および第２の導線に接続された 高周波電源３０を含む。図示された実施の形態においては、電源３０は、１００ ＫＨｚないし１ＭＨｚで、０ないし１００ワットの電力を供給する。第１の導線 は、先端電極１２９に伸びる。第２の導線は、不関パッチ電極１８に仲びる。 図２は、図１に示されたカテーテル１４の遠端部即ち先端部の断面図である。 図示のように、カテーテル先端部は、カテーテル軸１３０上に載置された電極１ ２８を有する。電極１２８は、導体を介して電源（同図には示さず）に電気的に 結合される。望ましい実施の形態においては、電極はプラチナ合金である。電極 内部には、サーミスタ組立体１２９が配置される。電極内部に示されるが、サー ミスタは電極上に、あるいはこれに隣接して、あるいはこれから離れて配置する こともできる。１対のサーミスタ・リード線が、サーミスタ組立体と電源とを結 合する。例えば熱電対のような他の種類の温度センサも使用できるが、サーミス タ組立体は電極の温度を検知するため用いられる。以下に更に詳細に述べるよう に、電極が心臓組織と接触する程度（例えば、無接触、中程度の接触、良好な接 触、あるいは最良の接触）は、電極へ供給される生体組織の細胞構造に損傷を生 じないエネルギ量をも検知しながら電極の温度を検知することにより決定される 。 図３は、血流へエネルギを与え再びカテーテル先端部へ熱を伝達する電極を有 するカテーテル先端部を示している。先に述べたように、ＲＦ切除中に高周波電 流が電極に接触する組織および体液へ供給される。これらの組織および体液は電 気抵抗を有するので、組織および体液内に熱が生成される。このいわゆる抵抗発 熱は、これにより熱の形態のエネルギを電極へ逆伝達させる。明らかなように、 点線３０１により示されるＲＦエネルギが、カテーテル１４の電極１２９から発 される。更に、実線３０２により示される熱が、包囲する組織と液体、この場合 は血液流中に生成され、一部は電極へ再放射される。このように、生体の組織お よび液体に対する高周波エネルギの供給は、電極をも発熱させる。しかし、本例 においては、電極が血液中にあるので、比較的少量の熱が電極へ再放射され、電 極が生体組織と接触している場合に比して、より多くの熱が電極から血液流３０ ５により運ばれる。 図４は、生体組織と接触状態にあり、エネルギを組織へ供給しているカテーテ ル先端部と、組織によりカテーテル先端部へ戻る熱伝達とを示している。図示の よう に、先端部電極は心臓組織の如き組織と接触しているとき、先端部電極の比較的 小さな面積が血液に露呈される。血液は、組織よりも少い熱を発射された高周波 エネルギから先端部電極へ伝達する。その結果、同図に示されるように、先端部 電極が心臓組織と接触するとき、電極が血液により完全に包囲されるときに比し てより多くの熱３０２が心臓組織から電極へ再び供給される。かかる特徴は、壁 面接触を検出するための３つの関連する方法を提供する。第一に、電極に対する エネルギの供給により一定の先端部温度が維持されるものとすると、一定の先端 部温度を維持するため必要なエネルギ量が減少されるとき、先端部は心臓組織と 接触している。同様に、電力量が一定に保持されるものとすると、先端部の温度 が一定の電力設定で増加するとき、電極は心臓組織と接触している。最後に、電 極からエネルギを伝達する加熱効率および熱が電極に対する逆伝達は壁面に対し て電極が近づくほど大きくなり、先端部電極の温度を上昇させる熱量効率を監視 することにより、壁面接触度を検出することができる。各方法において、電極へ 供給される電力とその結果の電極温度とが生体の細胞構造に対して損傷を生じな いことが本発明の特徴である。 図５は、本発明による組織切除システムを示している。図示のように、システ ム１０は、電極１２８に電気的に結合されるＲＦ発生器１２を含んでいる。電極 はカテーテル１４内にある。温度センサ１２９もまた、カテーテル内部に配置さ れ、望ましくは電極内部に配置される。コントローラ５００は、温度センサとＲ Ｆ発生器とに結合されている。コントローラを介して、ＲＦ発生器により電極へ 供給される電力量は、電極のセンサ温度に従って制御される。先に述べたように 、この制御は、電極に対する一定の電力が維持されるように、あるいは先端部電 極の一定の温度が維持されるように、意図される。コントローラはまた、電極へ 供給される電力の加熱効率を検出するように機能する。コントローラは、別個の 装置かあるいはＲ−Ｆ発生器と一体のものでよい。 代替的な実施の形態において、当該システムは、第２の温度センサ５２９を特 徴とする。当該実施の形態においては、この第２の温度センサは、温度センサ１ ２９から離れて配置されるが、切除処置中に患者の体温の変動を補正できるよう に、やはり生体と検知接触状態にある。温度センサ５２９は、カテーテル１４に 沿って配 置されても、あるいは配置されなくてもよい。このような付加的温度センサは、 切除カテーテル措置の間に体温が変動する患者に対しても有効である。例えば、 運動を模倣するため、また更に不整脈を生じるために、イソプロテレノールのよ うな薬剤を供給することが時には必要である。しかし、このような薬剤は、しば しば体温を摂氏１度あるいは２度上昇させる。 更に代替的な実施の形態において、当該システムはまた、電極が心臓組織と接 触する程度（例えば、無接触、中程度の接触、など）を示すデータを図形的に出 力するために、ディスプレイ５１０を含む。ディスプレイはまた、以下に更に述 べるように、時間に関する供給電力、電極温度、あるいは発熱効率に関するデー タを提供する。 また更に他の代替的な実施の形態においては、発振器５１１は、コントローラ ５００に結合されるか、あるいはコントローラ内部に設けられる。発振器は、以 下に述べる０．０１Ｈｚないし１Ｈｚ間の周波数で電極に供給されるエネルギを 周期的に変動させるために用いられる。他の代替的な実施の形態もまた、以下に 述べる。 図６は、先端部電極が、血液中で運動して、発生器による先端部電極に対する 切除を生じないエネルギ量の供給により心臓組織に接触するときに、先端部電極 の温度変化を示している。点６００では、電極に対してエネルギが供給されず、 電極温度は体温に等しく、摂氏３７度である。６０１で示されるように、先端部 電極に対して、切除を生じないエネルギ量の発生器による供給により、先端部電 極は約摂氏３８度の温度を有する。幅が７フレンチ（Ｆｒｅｎｃｈ）で長さが５ ｍｍである電極に対する１ワットの供給を示したシステムにおいて、先端部電極 が血液中にある間、先端部電極における温度上昇は約摂氏０．５度より小さい。 望ましい実施の形態においては、かかる切除を生じないエネルギ量は、５ワット より大きくなく、望ましくは１ワットより小さい。無論、電極へ供給されるエネ ルギ量および電極において検知される温度は、電極の形状および大きさに依存す る。本発明の必須の特質は、損傷を生じないエネルギ量が電極に対して供給され 、電極温度が監視されることである。供給される電力あるいは生成される温度あ るいは発熱効率を監視することにより、壁面接触の程度を確保することができる 。６０３において、先端部電極は心臓組織と中程度の接触状態へ移動される。図 示のように、組織から先端部電極 への伝達が血液から先端部電極への伝達より増加することにより、先端部電極の 温度が上昇する。６０９において、先端部電極が心臓組織と最良の接触状態へ移 動され、先端部温度の温度がより高い温度における均衡状態に達している。先端 部電極が心臓組織との最良の接触状態からいったん除去され、単に心臓組織との 良好な接触状態になると、６１１において示されるように組織から先端部電極へ の熱伝達は比較的低減され、これに対応して温度が低減する。６１３において、 先端部が心臓組織との非常に良好な接触状態へ移動され、先端部温度が再び上昇 している。点６１５に示されるように、切除を生じるエネルギ量が発生器により 先端部電極へ供給され、これにより組織を切除する。 図７は、本発明を用いて、切除カテーテルの心臓壁面接触を決定し、心臓組織 を切除する方法を示している。７５０において示されるように、カテーテルが生 体内へ、望ましくは血管内へ挿入される。望ましくは、カテーテルは、温度セン サを持つ電極を備え、電極およびセンサが先に述べた如きコントローラを持つＲ −Ｆ発生器に結合される。７５２において、生体の細胞構造に対して損傷を生じ ない電力がカテーテル電極へ供給される。７５４において、電極温度が検知され る。先に述べたように、熱量は電極が配置される位置、即ち血管内か心臓壁面に 対するかに従って変動するが、電極に対するエネルギの供給が輻射熱により電極 を温度上昇させる。７５６において、カテーテルが移動される。７５８において 、電極温度が上昇したかどうかを決定するために、この温度が再び検出される。 一定量の電力が電極に対して供給されるものとすると、電極の温度上昇は心臓壁 面に対する電極の近接度を示すことになる。ステップ７５６および７５８は反復 的であり、即ち、所望の結果が得られるまでこれらステップが反復される。カテ ーテルがいったん適正に配置されると、ステップ７６０に示されるように、切除 措置が開始される。無論、図示の如き切除措置は、電極へ供給される電力を単に 増加する以上のものを含むが、切除措置が行われるべき心臓組織の特定領域に電 極を適正に配置することを含むこともまた意図される。 図８は、時間的に維持されるべき電極における０．５℃の温度上昇に要するＲ Ｆ電力の変化を示している。図示のように、８００において、０．５℃の温度上 昇を維持するのに先端部電極は２．５ワットを要求する。このことは、心臓壁面 に対す る先端部電極の接触がないことを示す。８０２において、要求されるＲＦ電力は ０．１ワットへ低減した。このことは、この時に先端部電極が心臓壁面と非常に 良好な接触状態にあることを示す。８０４において、カテーテルが更に移動され 、この時に電極温度における０．５℃の上昇を維持するのに０．５ワット以上を 要求する。このことは、先端部電極と心臓壁面との間に中程度の接触が存在する に過ぎないことを示す。最後に、８０６において、０．５℃の温度上昇のＲＦ電 力要求量が約０．３ワットまで低下した。図示のように、このことは、この時に 心臓壁面と先端部電極との間に良好な接触が存在することを示す。無論、０．５ ℃以外の、１℃の如き予め定めた温度上昇が選定される。切除を生じない任意の 温度上昇を用いることができる。 図９は、カテーテル電極における一定の温度上昇を維持し、この上昇を維持す るのに要する電力を監視することにより、切除カテーテルの心臓壁面接触を決定 する方法を示している。当該方法は、電極および温度センサを持つカテーテルを 体内、望ましくは心臓に至る血管内に挿入することによって、ステップ９５０に おいて開始する。９５２において、電極の温度を予めセットされた量だけ上昇さ せる電力量が電極へ供給される。この予めセットされた電極温度の上昇は、生体 の細胞構造に損傷を生じない温度を超えない。９５４において、カテーテルが移 動される。９５６において、電極を予めセットされた温度上昇を維持するのに要 する電力量が検出される。必要とされる電力量が低減されるならば、電極は組織 と良好な接触状態にある。ステップ９５４および９５６は反復的であり、電極に より満足し得る低い電力レベルが要求されるまで反復されねばならない。９５８ において、切除措置が開始される。図７に関して先に述べたように、切除措置が 可能なかぎり広範な方法で用いられ、電極がこの時に組織と接触状態にあること を意味するよう意図されるに過ぎず、電極が接触する特定の組織が切除されるべ きかどうか決定されるべきである。 図１０は、先端部電極が血管から移動し、心臓組織と接触し、切除措置が開始 されるときの先端部電極の加熱効率の変化を示している。加熱効率は、供給され る電力に比して先端部電極において生じる温度の上昇である。７００に示される ように、加熱効率は非常に低く、略々０．２５℃／ワットである。７０２におい て、この効 率は、略々５℃／ワット以上に増加される。このことは、先端部電極と心臓壁面 間に非常に良好な接触状態があることを示す。７０４において、カテーテルは移 動され、この時、加熱効率は１℃／ワットまで低減される。このことは、先端部 電極と心臓壁面間に中程度の接触があるに過ぎないことを示す。７０６において 、カテーテルが更に移動され、加熱効率が略々４℃／ワットまで増加される。こ のことは、電極と心臓壁面間に良好な接触があることを示す。いったん良好な接 触が行われると、ＲＦ切除措置が図示のように開始される。図示のように、組織 に対する電極の接触が一定であるものとすれば、ＲＦ切除措置が一定の加熱効率 を有する。このように当該方法を用いて、Ｒ−Ｆ切除の間に電極の壁面接触度を 監視することができる。 図１１は、先端部電極の加熱効率の変化を測定することにより心臓壁面接触を 決定する方法を示している。ステップ８０において、カテーテルが体内に、望ま しくは心臓に至る血管内に挿入される。８２において、電極へ電力が供給される 。供給される電力量は、生体の細胞構造に損傷を生じない範囲内にあることが望 ましい。８４において、電極温度が検出される。８６において、電極へ供給され る電力の加熱効率が決定される。８８において、カテーテルが血管内へ、望まし くは心臓壁面組織と接触状態になるように移動される。９０において、電極へ供 給される電力の加熱効率が増加したかどうかが検出される。ステップ８８および ９０は反復的であり、所望の加熱効率が得られるまで反復されねばならない。最 後に、９２において、切除措置が開始される。 図１２は、本発明の更に他の実施の形態の動作を示している。先に述べたよう に、患者の体温は切除措置の間に変動し得る。このことは、先端部電極の壁面接 触の状態を示すことにおける諸問題を生じる。かかる代替的な実施の形態におい ては、この問題は、先端部電極に対する損傷を生じない量のＲＦエネルギの周期 的な供給、および対応する先端部電極における温度の検知を用いることにより克 服される。８５２に示されるように、０ないし０．２ワット間のＲＦエネルギ・ サイクルが電極へ供給される。この時、電極温度は、８５０で示されるように温 度の僅かな変化を生じる。壁面接触がいったん達成されると、検知された電極温 度もまた８５４に示される如き周期的な変動を受けることになる。更に、任意の 接触が維持される間、 検知された電極温度とＲＦエネルギの供給との間に位相シフトが生じる。この位 相シフトは、電力が組織へ供給され、組織の加熱、および組織の熱の先端部電極 への逆輻射、この熱の温度センサによる検知の時間における遅れの結果として生 じる。電極が更に移動され、先端部電極と心臓組織との間に中程度の接触が行わ れるに過ぎなければ、電極の温度変動の大きさは８６０に示されるように低減す る。いったん良好な接触あるいは更に良好な接触がうまく達成されると、先端部 電極における温度変動の振幅は再び８６２に示されるように増加する。 図１３は、電極に対する損傷を生じないエネルギ量の周期的供給、および対応 する先端部電極における温度変動の検知を用いることにより、心臓壁面接触を決 定する方法を示している。ステップ８１において、先端部電極を持つカテーテル が体内へ、望ましくは心臓に至る血管内へ挿入される。８３において、生体の細 胞構造に対して損傷を生じない電力量が周期的あるいは振動的に電極へ供給され る。８５において、先端部電極の温度が検出される。８７において、先端部電極 の温度が電力の振動的な供給に対応するサイクルで上昇低下したかどうかが検出 される。ステップ８５および８７は反復的であり、供給される電力に対応するサ イクルにありかつ温度の充分な振幅をも示す電極における温度変動が達成される まで反復されねばならない。８９において、切除措置が開始される。 本発明は望ましいその実施の形態および代替的な実施の形態に関して詳細に記 述されたが、請求の範囲内で変更および修正が可能であることが理解されよう。 かかる修正は、本文に記載されたものに対して実質的に同じ結果を達成するため 実質的に同じ方法で実質的に同じ機能を行う置換要素または構成要素を含む。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．体内の血管を介して生体組織に接近する、体内の組織を切除するシステムで あって、 前記生体組織の細胞構造に損傷を与えないレベルのエネルギを供給するエネル ギ源と、 前記エネルギ源に結合され、電極を持つカテーテルと、 前記カテーテルと前記エネルギ源とに結合され、前記電極に供給される前記生 体組織の細胞構造に損傷を与えないエネルギ量を検知しながら、前記電極の温度 を検知する手段と、 を備え、 前記電極が心臓組織と接触する程度（例えば、無接触、中程度の接触、良好な 接触、あるいは最良の接触）が決定される 体内の組織を切除するシステム。 ２．前記の生体組織の細胞構造に損傷を与えないエネルギ量のレベルが、５ワッ トより少ない請求項１記載のシステム。 ３．前記の温度を検知する手段が、前記電極に隣接して配置されたサーミスタを 含む請求項１記載のシステム。 ４．前記電極に供給される生体組織の細胞構造に損傷を与えないエネルギ量を検 知しながら、前記電極の温度を検知する前記手段が、電極温度が５℃より高く上 昇されないように前記電極に供給されるエネルギ量を制御する手段を含む請求項 １記載のシステム。 ５．電極温度が５℃より高く上昇されないように前記電極に供給されるエネルギ 量を制御する前記手段が、前記電極温度が０．５℃より高く上昇されないように 前記電極に供給されるエネルギ量を制御する手段を含む請求項４記載のシステム 。 ６．前記電極に供給される生体組織の細胞構造に損傷を与えないエネルギ量を検 知しながら、前記電極の温度を検知する前記手段が、前記生体組織に損傷を与え ない一定のエネルギ量を供給する手段と、前記損傷を与えない一定のエネルギが 、生体 の血管内の血液に供給されるのに対比して生体組織に直接供給されるときを検出 する手段と、を含む請求項４記載のシステム。 ７．前記カテーテルが、遠端部と、該遠端部に隣接して配置された温度検出器と を有し、該温度検出器は、温度が生体組織に損傷を与えない予め定めたレベルよ りも上昇するときを示す請求項６記載のシステム。 ８．前記予め定めたレベルが５℃より高くなく、前記エネルギ源がＲＦ発生器で ある請求項７記載のシステム。 ９．前記ＲＦ発生器が、１００ＫＨｚないし１ＭＨｚ、および０ワットないし１ ００ワットの範囲内で供給する請求項８記載のシステム。 １０．体内の血管を介して生体組織に接近する、体内の組織を切除するシステム であって、 生体組織の細胞構造に損傷を与えないレベルのエネルギを供給するエネルギ源 と、 前記エネルギ源に結合され、電極を有するカテーテルと、 前記電極に供給される電力と前記電極の先端部の温度上昇との間の関係を検知 し、前記電極と組織との間の接触の程度を表示する手段と、 を備え、 前記表示する手段が前記検知する手段に結合される 体内の組織を切除するシステム。 １１．前記電極に供給される電力と前記電極の先端部の温度上昇との間の関係を 検知する前記手段が、生体組織に損傷を与えない一定のエネルギ量を供給する手 段と、前記損傷を与えない一定のエネルギが、生体の血管内の血液に供給される のに対比して生体組織に直接供給されるときを検出する手段とを含む請求項１０ 記載のシステム。 １２．前記電極に供給される電力と前記電極の先端部の温度上昇との間の関係を 検知する前記手段は、前記電極が予めセットされた温度に上昇するエネルギ量を 前記電極に供給する手段を含み、前記電極が予めセットされた温度に上昇する電 極に対するエネルギ量が、前記電極が生体組織との接触状態と比して生体組織か ら更に離れているときに大きい請求項１０記載のシステム。 １３．前記電極に供給される電力と前記電極の先端部の温度上昇との間の関係を 検知する前記手段が、前記電極の加熱効率を検出する手段を含む請求項１０記載 のシステム。 １４．前記加熱効率を検出する前記手段が、前記電極の加熱効率の上昇を検出す る手段を含む請求項１３記載のシステム。 １５．体内の血管を介して生体組織に接近する、体内の組織を切除するシステム であって、 エネルギ源と、 前記エネルギ源に結合されるカテーテルと、 を備え、 前記カテーテルが、生体組織に損傷を与えないエネルギを供給する手段と、前 記損傷を与えないエネルギが体内の血管内の血液に供給されるのに対比して生体 組織に直接供給されるときを検出する手段とを含む 体内の組織を切除するシステム。 １６．前記カテーテルが、遠端部と該遠端部に隣接して配置された温度検出器と を有し、前記温度検出器が、予め定めたレベル以上に上昇するときを表示し、前 記予め定めたレベルが生体組織に損傷を与えない請求項１５記載のシステム。 １７．前記予め定めたレベルが１℃であり、前記エネルギ源はＲＦ発生器である 請求項１５記載のシステム。 １８．前記ＲＦ発生器は、１００ＫＨｚないし１ＭＨｚ、および０ないし１００ ワットの範囲内で供給する請求項１７記載のシステム。 １９．体内の血管を介して生体組織に接近する、体内の組織を切除するシステム であって、 エネルギ源と、 前記エネルギ源に結合されたカテーテルと、 を備え、 前記カテーテルが、生体組織に損傷を与えないエネルギを供給する手段と、前 記損傷を与えないエネルギが、生体の血管内の血液に供給されるのに対比して、 生体組織に直接供給されるときを検出する手段とを含む 体内の組織を切除するシステム。 ２０．体内の血管を介して生体組織に接近する、体内の組織を切除するシステム であって、 電極と温度センサとを有するカテーテルと、 前記カテーテルに結合され、前記電極に損傷を与えないエネルギ量を供給する 手段を有する発生器と、 前記温度センサと前記発生器とに結合され、前記電極の温度が５℃より高くに 上昇されないように、前記電極に供給される前記エネルギ量を制御する手段を有 するコントローラと、 を備える体内の組織を切除するシステム。 ２１．電極と電極温度センサとを有する切除カテーテルを、心臓壁面に至る血液 流を含む血管内へ挿入するステップと、 生体組織の細胞構造に損傷を与えない予めセットされた電力量を前記電極に供 給するステップと、 前記電極に対する電力の供給による血液流における電極温度を検出するステッ プと、 前記カテーテルを前記血管に沿って移動するステップと、 前記電極に供給される生体組織の細胞構造に損傷を与えないエネルギ量を検知 しながら前記電極温度を検知するステップと、 前記電極が心臓組織と接触する程度を決定するステップと、 を含む、切除カテーテルと心臓壁面との間の接触を検出する方法。 ２２．予めセットされた電力量を電極に供給する前記ステップが、電力を第１の 振幅と第２の振幅とを持つサイクルで供給することを含む請求項２１記載の方法 。 ２３．前記サイクルが、０．０１Ｈｚないし１Ｈｚの周波数を有する請求項２１ 記載の方法。 ２４．前記第１の振幅が、前記第２の振幅より小さいがセロより大きい請求項２ ３記載の方法。 ２５．電極と電極温度センサとを持つカテーテルを、心臓壁面に至る血液流を含 む血管内へ挿入するステップと、 生体組織に対して損傷を与えない予めセットされた温度上昇量だけ電極温度を 上昇させる電力を前記電極に供給するステップと、 前記カテーテルを前記血管に沿って移動するステップと、 予めセットされた温度上昇量だけ電極温度を上昇させるために前記電極に供給 される前記電力量が低減したかどうかを検出し、前記電力が低減したならば、前 記電極が前記心臓壁面に近づけられ、切除措置を開始し、さもなければ、前記カ テーテルの血管に沿った移動を継続するステップと、 を含む、切除カテーテルと心臓壁面との間の接触を検出する方法。 ２６．予めセットされた電力量を電極に供給する前記ステップが、第１の振幅と 第２の振幅とを持つサイクルで電力を供給することを含む請求項２５記載の方法 。 ２７．前記サイクルが、０．０１Ｈｚないし１Ｈｚの周波数を有する請求項２６ 記載の方法。 ２８．前記第１の振幅が、前記第２の振幅より小さいがゼロより大きい請求項２ ６記載の方法。 ２９．電極温度が上昇したかどうかを検出する前記ステップが、前記電極温度が 前記電極に対する電力供給サイクルに対応するサイクルで上昇したかどうかを検 出することを含む請求項２６記載の方法。 ３０．電極と電極温度センサとを有する切除カテーテルを、心臓壁面に至る血液 流を含む血管内へ挿入するステップと、 生体組織に対して損傷を与えない予めセットされた温度上昇量だけ電極温度を 上昇させる電力を前記電極に供給するステップと、 前記カテーテルを前記血管に沿って移動するステップと、 予めセットされた温度上昇量だけ電極温度を上昇させるため前記電極に供給さ れた電力量が低減したかどうかを検出し、電力が低減したならば、電極が心臓壁 面へ近づけられて、切除措置を開始し、さもなければ、前記カテーテルの前記血 管に沿った移動を継続するステップと、 を含む、切除カテーテルと心臓壁面との間の接触を検出する方法。 ３１．予めセットされた温度上昇量だけ電極温度を上昇させる電力を電極に供給 する前記ステップが、電極温度が対応するサイクルで予めセットされた量に上昇 する ようなサイクルで、前記電力を供給することを含む請求項３０記載の方法。 ３２．前記サイクルが、０．０１Ｈｚないし１Ｈｚの周波数を有する請求項２６ 記載の方法。 ３３．前記第１の振幅が、前記第２の振幅より小さいがゼロより大きい請求項２ ６記載の方法。 ３４．電極温度を予めセットされた量だけ上昇させるため前記電極に供給される 電力量が低減したかどうかを検出するステップが、電力と温度とが同じ周波数で 振動するかどうかを検出することを含む請求項３０記載の方法。 ３５．電極と電極温度センサとを有するカテーテルを、心臓壁面に至る内部に血 液流を含む血管内へ挿入するステップと、 前記電極に電力を供給し、生体組織の細胞構造に損傷を与えない供給電力の加 熱効率を測定するステップと、 前記カテーテルを前記血管に沿って移動するステップと、 前記電極に供給される電力の加熱効率が増加したかどうかを検出し、前記加熱 効率が増加したならば、前記電極が心臓壁面へ近づけられて、剥離切除措置を開 始し、前記カテーテルの前記血管に沿った移動を継続するステップと、 を含む、切除カテーテルと心臓壁面との間の接触を検出する方法。