JP2002143178A - 剥離深さを予測するための装置及び方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 加熱を制御し且つ剥離場所での十分な大きさ
及び深さの組織損傷の発生を検知しその後に剥離場所の
更なる剥離を終了させる。 【解決手段】 第１の仕事関数を有する金属電極３０、
第２の仕事関数を有する第２の金属電極３４、及び電解
質として働く介在する組織１８により形成されたガルヴ
ァーニ電池は、剥離場所での外傷の形成を表す出力電流
信号を生成する。出力電流信号を表す曲線は、外傷の形
成点で最大値を有し、そしてその後値が低減する。その
曲線の隆起発生後で且つ組織のインピーダンスの上昇前
にＲＦパワーの印加を終了することにより、組織の炭化
の発生を生じないようにする。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、組織を剥離する装
置及び方法に関し、特に、剥離場所での予測可能な深さ
及び容量を有する外傷の明白な形成を決定することに関
する。

【０００２】

【従来の技術】心臓は、血液を体の全ての部分へそして
それから種々の導管を介して圧送する４つの室の筋肉臓
器（心筋）である。血液が心臓血管系において規則的に
移動されるため、心筋は、規則的な順序で収縮及び弛緩
すること、及び心筋血管系の弁が周期中の適切な時点で
開閉することが必要である。特殊伝導経路は、電気的イ
ンパルスを心筋全体に迅速に伝達させる。電気的インパ
ルスに応答して、心筋は、最初に心臓の頂部で収縮し、
その後に心臓の底部が引き続く。収縮が始まるにつれ、
酸素が枯渇した静脈血は、右心房（２つの小さい上側室
の１つ）から絞り出されて下側のより大きい右心室に入
れられる。右心室は、血液を肺循環の中に駆出し、肺循
環は、酸素を再び供給して、その血液を心臓の左側に供
給する。右側での事象と並行して、心筋は、新しく酸化
された血液を左心房から左心室へそしてそこから出て大
動脈へ圧送し、大動脈は、血液を体の全ての部分に分配
する。これらの活動を生じさせる信号は、ひとまとめに
して洞房（ＳＡ）結節として知られている一群の伝達組
織から発する。心房の頂部に位置された洞房結節は、心
拍のテンポを確立する。従って、それは、多くの場合心
臓ペースメーカと呼ばれる。それは、単にそれが他の心
臓部が行うより頻繁にインパルスを出すので、テンポを
設定する。洞房結節が心臓の外側からの信号に応答する
ことができるにも拘わらず、それは通常自発的に能動的
になる。洞房結節からインパルスは心室の上の房室（Ａ
Ｖ）結節へ走り、そして中隔に沿って心臓の底部へそし
てその側部に沿って上へ早く動く。インパルスはまた、
伝導繊維から、重なっている筋肉を横切ってそして心内
膜から心外膜まで移動して、血液を心臓を介して動脈循
環の中へ押し込む収縮を起動する。健康な心臓を通る電
気の広がりは、良く知られている心電図を生じさせる。
欠陥のある又は疾患のある細胞は電気的に異常である。
即ち、それらは、インパルスを異常にゆっくりと導通さ
せ又はインパルスが通常沈黙しているとき起きているこ
とがあり得る。これらの疾患のある細胞又は領域は、再
入回路を筋肉の中に形成することにより円滑な信号伝送
を混乱させ得る。そのような回路は、インパルスがそれ
を介して消えることなく繰り返し循環することができる
電気的導通経路である。その結果生じるインパルスは、
持続性の心室頻拍を誘発する、即ち心室による過剰に迅
速な圧送を誘発する可能性がある。頻拍律動異常は、疾
患のある心臓が通常拡張した周期に対する迅速な速度に
耐えることができないので、重大な危険を患者に負わせ
る場合がある。そのような迅速な速度は、低血圧症及び
心不全を生じさせ得る。基礎心臓疾患がある場合、頻拍
は、細動のようなより深刻な心室律動異常に変質するこ
とができる。頻拍の一因となる再入回路又は信号経路を
排除することにより、迷走する電気的インパルスの源が
排除されであろう。そのような経路に付随の場所の剥離
は、迷走インパルスの源及びその結果生じる不整脈を排
除するであろう。存在し得るそのような場所の各々の位
置を捜すマッピング技術は、周知であり、現在用いられ
ている。

【０００３】迷走電気的インパルスの離断は、一般的
に、適切な場所を剥離することにより達成される。その
ような剥離はレーザにより実行されてきた。剥離場所で
用いられる最も共通の技術は、無線周波数（ＲＦ）放射
により付勢されたプローブの使用を含む。無線周波数
（ＲＦ）カテーテル剥離は、副経路に起因する持続性の
上室頻拍のような持続性の上室頻拍の治療に対して有効
な療法である。（Ｊａｃｋｍａｎ他「無線周波数電流に
よる副ＡＶ経路（ウオルフ−パーキンソン−ホワイト症
候群（ＷＰＷ症候群）のカテーテル剥離（Ｃａｔｈｅｔ
ｅｒ ａｂｌａｔｉｏｎ ｏｆ ａｃｃｅｓｓｏｒｙ
ＡＶ ｐａｔｈｗａｙｓ（Ｗｏｌｆｆ−Ｐａｒｋｉｎｓ
ｏｎ−Ｗｈｉｔｅ Ｓｙｎｄｒｏｍｅ）ｂｙ ｒａｄｉ
ｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｃｕｒｒｅｎｔ）」Ｎ Ｅｎｇ
Ｊ．Ｍｅｄ、１９９１年、３２４：１６０５−１６１
１頁；Ｃａｌｋｉｎｓ他「単一の電気生理学試験中にお
けるウオルフ−パーキンソン−ホワイト症候群（ＷＰＷ
症候群）又は発作性上室頻拍の診断及び治療（Ｄｉａｇ
ｎｏｓｉｓ ａｎｄ ｃｕｒｅ ｏｆ ｔｈｅ Ｗｏｌ
ｆｆ−Ｐａｒｋｉｎｓｏｎ−Ｗｈｉｔｅ Ｓｙｎｄｒｏ
ｍｅ ｏｒ ｐａｒｏｘｙｓｍａｌ ｓｕｐｒａｖｅｎ
ｔｒｉｃｕｌａｒ ｔａｃｈｙｃａｒｄｉａｓｄｕｒｉ
ｎｇ ａ ｓｉｎｇｌｅ ｅｌｅｃｔｒｏｐｈｙｓｉｏ
ｌｏｇｙ ｔｅｓｔ）」Ｎ Ｅｎｇ Ｊ．Ｍｅｄ、１９
９１年、３２４：１６１２−１６１８頁；Ｋｕｃｋ他
「副房室経路の無線周波数電流カテーテル剥離（Ｒａｄ
ｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｃｕｒｒｅｎｔ ｃａｔｈｅ
ｔｅｒ ａｂｌａｔｉｏｎ ｏｆａｃｃｅｓｓｏｒｙ
ａｔｒｉｏｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｐａｔｈｗａｙ
ｓ）」、Ｌａｎｃｅｔ、１９９１年、３３７：１５５７
−１５６１頁；Ｌｅｓｈ他「副経路の全ての場所に無線
周波数エネルギを用いた治療の経皮カテーテル剥離；１
００人の続発性患者の結果（Ｃｕｒａｔｉｖｅ ｐｅｒ
ｃｕｔａｎｅｏｕｓｃａｔｈｅｔｅｒ ａｂｌａｔｉｏ
ｎ ｕｓｉｎｇ ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｅｎ
ｅｒｇｙ ｆｏｒ ａｃｃｅｓｓｏｒｙ ｐａｔｈｗａ
ｙｓ ｉｎａｌｌ ｌｏｃａｔｉｏｎｓ；Ｒｅｓｕｌｔ
ｓ ｉｎ １００ ｃｏｎｓｅｃｕｔｉｖｅ ｐａｔｉ
ｅｎｔｓ）」Ｊ．Ａｍ．Ｃｏｌｌ Ｃａｒｄｉｏｌ、１
９９２年、１９：１３０３−１３０９頁；Ｌｅｅ他「房
室結節再入頻拍の制御のため無線周波数エネルギによる
房室接合部のカテーテル修正（Ｃａｔｈｅｔｅｒ ｍｏ
ｄｉｆｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ａｔｒｉｏｖｅ
ｎｔｉｃｕｌａｒ ｊｕｎｃｔｉｏｎ ｗｉｔｈ ｒａ
ｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｅｎｅｒｇｙ ｆｏｒ ｃ
ｏｎｔｒｏｌ ｏｆ ａｔｒｉｏｖｅｎｔｉｃｕｌａｒ
ｎｏｄａｌｒｅｅｎｔｒｙ ｔａｃｈｙｃａｒｄｉ
ａ）」Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ、１９９１年、８３：８
２７−８３５頁；Ｊａｃｋｍａｎ他「ゆっくりした経路
導通の無線周波数カテーテル剥離による、房室経路再入
に起因した上室頻拍の治療（Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｏｆ
ｓｕｐｒａｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｔａｃｈｙｃａ
ｒｄｉａ ｄｕｅ ｔｏ ａｔｒｉｏｖｅｎｔｒｉｃｕ
ｌａｒ ｎｏｄａｌ ｒｅｅｔｒｙ ｂｙ ｒａｄｉｏ
ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｃａｔｈｅｔｅｒ ａｂｌａｔｉ
ｏｎ ｏｆ ｓｌｏｗ ｐａｔｈｗａｙ ｃｏｎｄｕｃ
ｔｉｏｎ）」Ｎ Ｅｎｇ Ｊ．Ｍｅｄ、１９９２年、３
２７：３１３−３１８頁；Ｋａｙ他「房室結節再入頻拍
の治療のためのゆっくりした経路の選択的無線周波数剥
離。再入回路内の周辺結節心筋の併発に対する証拠（Ｓ
ｅｌｅｃｔｉｖｅ ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ａ
ｂｌａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｓｌｏｗ ｐａｔｈｗ
ａｙｆｏｒ ｔｈｅ ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｏｆ ａｔ
ｒｉｏｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｎｏｄａｌ ｒｅｅｎ
ｔｒａｎｔ ｔａｃｈｙｃａｒｄｉａ． Ｅｖｉｄｅｎ
ｃｅ ｆｏｒ ｉｎｖｏｌｖｅｍｅｎｔ ｏｆ ｐｅｒ
ｉｎｏｄａｌ ｍｙｏｃａｒｄｉｕｍ ｗｉｔｈｉｎ
ｔｈｅ ｒｅｅｎｔｒａｎｔ ｃｉｒｃｕｉｔ）」Ｃｉ
ｒｃｕｌａｒ．、１９９２年、８５（５）：１６７５―
８８頁；Ｊａｚａｙｅｒｉ他「房室結節再入頻拍を有す
る患者に無線周波数エネルギを用いた早い及び遅い経路
の選択的経カテーテル剥離（Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ ｔｒ
ａｎｓｃａｔｈｅｔｅｒ ａｂｌａｔｉｏｎ ｏｆ ｔ
ｈｅ ｆａｓｔ ａｎｄ ｓｌｏｗ ｐａｔｈｗａｙｓ
ｕｓｉｎｇ ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｅｎｅ
ｒｇｙ ｉｎ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｗｉｔｈ ａｔｒｉ
ｏｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒｎｏｄａｌ ｒｅｅｎｔｒｙ
ｔａｃｈｙｃａｒｄｉａ）」Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏ
ｎ、１９９２年、８５：１３１８−１３２８頁；Ｋｌｅ
ｉｎ他「構造的心臓疾患を持たない患者における心室頻
拍の無線周波数カテーテル剥離（Ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕ
ｅｎｃｙ ｃａｔｈｅｔｅｒ ａｂｌａｔｉｏｎ ｏｆ
ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｔａｃｈｙｃａｒｄｉａ
ｉｎ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｗｉｔｈｏｕｔ ｓｔｒｕｃ
ｔｕｒａｌ ｈｅａｒｔ ｄｉｓｅａｓｅ）」Ｃｉｒｃ
ｕｌａｔｉｏｎ、１９９２年、８５：１６６６−６１７
４；ナカガワ他「プルキンエ・ポテンシャルにより誘導
された特発性左心室頻拍の無線周波数カテーテル剥離
（Ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｃａｔｈｅｔｅｒ
ａｂｌａｔｉｏｎ ｏｆｉｄｉｏｐａｔｈｉｃ ｌｅｆ
ｔ ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｔａｃｈｙｃａｒｄｉａ
ｇｕｉｄｅｄ ｂｙ ａ Ｐｕｒｋｉｎｊｅ ｐｏｔ
ｅｎｔｉａｌ）」Ｃｉｃｕｌａｔｉｏｎ、１９９３年、
８８：２６０７―２６１７頁）。カテーテル剥離による
心房細動及び心室頻拍の治療はより長い外傷又はより深
い外傷を必要とする。電極の下の外傷形成がその形成中
に正確にモニタされることができる場合、心房細動の剥
離に必要とされる連続的な線の外傷を生成する能力を改
善することができる。また、より深い外傷を生成するこ
とは、心室頻拍の剥離の成功を増大させることができ
る。

【０００４】印加されるＲＦエネルギの測定及び制御
は、カテーテル・プローブのチップのＲＦ要素に近接し
て配置されたサーミスタ（又はそれは熱電対であり得
る。）を介してである。そのようなサーミスタがそのサ
ーミスタの温度を表すのに十分正確であり得るとはい
え、それは剥離場所での組織の温度を決定するのに本来
的に不正確で且つ的確でない。（Ｈｉｎｄｒｉｃｋｓ他
「心室の心筋の無線周波数凝固：カテーテル・チップ温
度をモニタリングすることによる外傷サイズの改善され
た予測（Ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｃｏａｇｕｌ
ａｔｉｏｎ ｏｆ ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｍａｙｏ
ｃａｒｄｉｕｍ：Ｉｍｐｒｏｖｅｄ ｐｒｅｄｉｃｔｉ
ｏｎ ｏｆ ｌｅｓｉｏｎ ｓｉｚｅ ｂｙ ｍｏｎｉ
ｔｏｒｉｎｇｃａｔｈｅｔｅｒ ｔｉｐ ｔｅｍｐｅｒ
ａｔｕｒｅ）」Ｅｕｒ ＨｅａｒｔＪｏｕｒｎａｌ、１
９８９年、１０：９７２−９８４頁；Ｌａｎｇｂｅｒｇ
他「副経路の無線周波数カテーテル剥離中における温度
モニタリング（Ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ ｍｏｎｉｔｏ
ｒｉｎｇ ｄｕｒｉｎｇ ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃ
ｙ ｃａｔｈｅｔｅｒ ａｂｌａｔｉｏｎ ｏｆ ａｃ
ｃｅｓｓｏｒｙ ｐａｔｈｗａｙｓ）」Ｃｉｒｃｕｌａ
ｔｉｏｎ、１９９２年、８６：１４６９−１４７４頁；
Ｈａｉｎｅｓ他「電極−組織の境界温度の観察及び心室
心筋の無線周波数剥離中の電気的インピーダンスの効果
（Ｏｂｓｅｒｖａｔｉｏｎ ｏｎ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ
−ｔｉｓｓｕｅ ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ ａｎｄ ｅ
ｆｆｅｃｔ ｏｎ ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ ｉｍｐｅｄ
ａｎｃｅ ｄｕｒｉｎｇ ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃ
ｙ ａｂｌａｔｉｏｎ ｏｆ ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ
ｍｙｏｃａｒｄｉｕｍ）」Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ、１
９９０年、８２：１０３４−１０３８頁；Ｂｌｏｕｉｎ
他「温度測定の正確さに関して電極カテーテルにおける
無線周波数エネルギ場及びサーミスタ位置の効果の評価
（Ａｓｓｅｓｍｅｎｔ ｏｆ ｅｆｆｅｃｔｓ ｏｆ
ａ ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｅｎｅｒｇｙ ｆ
ｉｅｌｄ ａｎｄ ｔｈｅｒｍｉｓｔｏｒ ｌｏｃａｔ
ｉｏｎ ｉｎ ａｎ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ ｃａｔｈｅ
ｔｅｒ ｏｎ ｔｈｅ ａｃｃｕｒａｃｙ ｏｆ ｔｅ
ｍｐｅｒａｔｕｒｅ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ）」ＰＡ
ＣＥ、１９９１年、Ｐａｒｔ Ｉ １４：８０７−８１
３頁）。これは幾つかの原因からもたらされる。最初
に、剥離場所（通常電極の位置のため可変である。）と
ＲＦチップの表面との間の境界面にまたがる温度損失が
ある。第２に、伝導性ＲＦチップの非組織接触部分の周
りの血液の流れが熱を剥離から引き出し、それはサーミ
スタを剥離下の組織より冷たくする。（ＭｃＲｕｒｙ他
「無線周波数カテーテル剥離中の組織の決定因子として
の温度測定：測定の正確さのための電極のサーミスタの
位置決め試験（Ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ ｍｅａｓｕｒ
ｅｍｅｎｔａｓ ａ ｄｅｔｅｒｍｉｎａｎｔ ｏｆ
ｔｉｓｓｕｅ ｄｕｒｉｎｇ ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅ
ｎｃｙ ｃａｔｈｅｔｅｒ ａｂｌａｔｉｏｎ：ａｎ
ｅｘａｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ
ｔｈｅｒｍｉｓｔｏｒ ｐｏｓｉｔｉｏｎｉｎｇ ｆｏ
ｒ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ａｃｃｕｒａｃｙ）」
Ｊ．Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃ Ｅｌａｃｔｒｏｐｈｙｓｉ
ｏｌ、１９９５年、６（４）：２６８−７８頁；Ｒｕｍ
ｂｒｅｃｈｔ他「無線周波数カテーテル剥離における内
部組織温度に関する流れの影響（Ｉｎｆｌｕｅｎｃｅ
ｏｆ ｆｌｏｗｏｎ ｉｎｔｒａｔｉｓｓｕｅ ｔｅｍ
ｐｅｒａｔｕｒｅ ｉｎ ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃ
ｙ ｃａｔｈｅｔｅｒ ａｂｌａｔｉｏｎ）」（要約）
Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ、１９９７年、９６（８）：Ｉ
−１４３）。しかしながら、１００度を越える温度は、
ＲＦチップ上の凝固形成、ＲＦチップの電気的インピー
ダンスの急速な上昇、及び心内膜に対する過剰な損傷を
起こす。第３に、ＲＦチップとサーミスタとの間の熱伝
導に遅れがあり、その遅れは、材料、距離及び温度差の
関数である。これらの変数の各々は、剥離処置中絶えず
変化し得る。

【０００５】剥離場所の組織がその温度を上昇させる程
十分な熱を被って、不可逆性の組織損傷を生じるのを保
証するため、ＲＦチップに伝送されるパワーは、変わり
得る損失から見て剥離にとって望ましいものより著しく
大きく増大されねばならない。カテーテル／サーミスタ
検知システムのエラーに起因して、剥離場所の組織を不
必要に過熱する傾向が存在する。（Ｈｅ他「サーミスタ
又は熱電対の使用なしでのＲＦエネルギ印加中における
温度モニタリング（Ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅｍｏｎｉｔ
ｏｒｉｎｇ ｄｕｒｉｎｇ ＲＦ ｅｎｅｒｇｙ ａｐ
ｐｌｉｃａｔｉｏｎ ｗｉｔｈｏｕｔ ｔｈｅ ｕｓｅ
ｏｆ ｔｈｅ ｔｈｅｒｍｉｓｔｏｒ ｏｒ ｔｈｅ
ｒｍｏｃｏｕｐｌｅｓ）」（要約）ＰＡＣＥ、１９９６
年、１９：６２６頁；Ｈｅ他「バイオ・バッテリにより
誘導された温度モニタリングを用いた無線周波数（Ｒ
Ｆ）エネルギ印加の生体内実験（Ｉｎ ｖｉｖｏ ｅｘ
ｐｅｒｉｍｅｎｔｓ ｏｆ ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎ
ｃｙ（ＲＦ） ｅｎｅｒｇｙ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ
ｕｓｉｎｇ ｂｉｏ−ｂａｔｔｅｒｙ−ｉｎｄｕｃｅ
ｄ ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ ｍｏｎｉｔｏｒｉｎ
ｇ）」（要約）Ｊ．ＡｍＣｏｌｌ Ｃａｒｄｉｏｌ、１
９９７年、２９：３２Ａ；Ｓｈａｒｍａ他「無線周波数
エネルギ印加中温度をモニタリングするためのバイオ−
バッテリ（Ｂｉｏ−ｂａｔｔｅｒｙ ｔｏ ｍｏｎｉｔ
ｏｒ ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ ｄｕｒｉｎｇ ｒａｄ
ｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｅｎｅｒｇｙ ａｐｐｌｉｃ
ａｔｉｏｎ）」１９９７年（手書き文書で提出され
た。）。これは、可能性のある３つの有害な状態を生成
する。第１に、ＲＦチップは、凝固状態になり得る。第
２に、剥離場所での組織がＲＦチップに「くっつき」得
て、そしてプローブの除去の際に組織の裂傷をもたら
す。この状態は、剥離場所が組織の薄い壁にあるとき、
特に危険である。第３に、不適切な組織温度制御は、直
ちの又は続の穿孔を含む心臓への不必要な損傷をもたら
すことがある。

【０００６】無線周波数電流が、カテーテルの無線周波
数で付勢された電極又はチップを用いて心臓の内壁（心
内膜）上の組織場所を剥離する処置中に生じるように組
織を介して導通されるとき、加熱が、カテーテルのチッ
プとの心筋組織境界で予備的に起こる。固定のパワーレ
ベル及びカテーテル・プローブの幾何学的形状が与えら
れたとすると、プローブ境界面から組織の中への距離ｒ
での温度勾配は１／ｒ ⁴に比例する。加熱は、心筋組織
の抵抗（オーミック）特性により生じ、そしてそれは、
電流密度に正比例する。予想されるように、最高温度
は、ＲＦチップと組織との境界である剥離場所で生じ
る。

【０００７】剥離場所での組織の温度が１００℃に近づ
くとき、ＲＦチップの電気的導通表面を制限する沈着物
がＲＦチップ上に形成される。ＲＦチップに対する入力
インピーダンスが増大するであろう。パワー・レベルが
一定に維持される場合、境界の電流密度が増大し、そし
て最終的に炭化が起こるであろう。これらの比較的極端
な温度では、ＲＦチップが組織の表面にくっつくことが
多く、ＲＦチップが剥離場合から取り除かれるとき組織
を裂くことが起こり得る。

【０００８】剥離を行う、又は組織を生きていないよう
にするため、組織温度は５０℃を越えねばならない。カ
テーテルのＲＦチップのパラメータが一定に保持される
場合、剥離により生じる外傷の大きさ及び深さは、（熱
平衡に対して十分な時定数を仮定すると）境界での温度
及び時間に正比例する。境界での組織を過熱することな
く最大の深さの外傷を生成するため、ＲＦチップの臨界
的温度測定技術が必要とされる。

【０００９】ＲＦチップの温度を測定するための現在の
技術は、小型サーミスタをプローブのＲＦチップに配置
することを実現させる。現状技術水準は、サーミスタと
ＲＦチップの外側表面との間に存在する熱抵抗の不適切
な補償を与え、そのＲＦチップの外側表面は、組織と可
変の接触状態であり、そしてＲＦチップの外側表面と隣
接組織の表面との間の血液の冷却により影響を受ける。
境界での組織の特定の温度の決定に寄与する不確定性の
ため、剥離が実際に起こる時を正確に決定する装置は、
心筋組織の特定の場合を所定の範囲及び深さ（又は容
量）に剥離するため電気生理学的処置を実行する点で大
きな利点であろう。

【００１０】

【発明が解決しようとする課題】本発明の主要目的は、
十分且つ予測可能な大きさ及び深さの心筋の外傷の形成
を示す信号を与えることにある。

【００１１】本発明の別の目的は、剥離場所の更なるＲ
Ｆ放射を終了させるため剥離場所での組織損傷の発生を
表す出力信号を与えることにある。本発明のなお別の目
的は、剥離するＲＦ電極からのＲＦエネルギの放射を終
了させることにより剥離場所の更なる加熱を止めるため
剥離場所での実際の組織損傷を表す信号を発生すること
にある。

【００１２】本発明の更に別の目的は、心悸動経路の予
測可能な大きさ及び深さの組織損傷の発生を決定しその
後に剥離場所の加熱を止める装置を提供することにあ
る。本発明の更に別の目的は、頻拍律動異常を被ってい
る心臓の心内膜上の剥離場所での実際の組織損傷を表す
出力信号により制御される、カテーテルに設けられた自
己調整型ＲＦ放射要素を提供し、頻拍律動異常に少なく
とも部分的に寄与する迷走電気的インパルスの経路を破
壊することにある。

【００１３】本発明の更なる目的は、加熱を制御し且つ
剥離場所での十分な大きさ及び深さの組織損傷の発生を
検知しその後に剥離場所の更なる剥離を終了させる方法
を提供することにある。

【００１４】

【課題を解決するための手段】ＲＦ発生器により付勢さ
れた金属チップを有するカテーテル・プローブは、無線
周波数（ＲＦ）エネルギを、印加されたＲＦパワーの関
数として放射する。チップ、又はプローブのチップに隣
接して配置された第１の金属電極が剥離場所での組織に
隣接して置かれるとき、放射ＲＦエネルギは、組織のオ
ーミック抵抗特性のためその組織を加熱する。第１の仕
事関数を有し且つ組織上の剥離場所に隣接して配置され
た第１の電極は、プローブとは独立に又はその一部であ
り且つ第２の仕事関数を有し且つ剥離場所から離れた場
所の組織と接触している電導性で異種金属の第２の電
極、及び介在する組織により形成される電解質と組わさ
って、それらの間の電荷の移動のためガルヴァーニ電池
を形成する。ガルヴァーニ電池に負荷をかけることによ
り、ＤＣ出力電流信号は、ＲＦエネルギにより加熱され
る剥離場所の温度の線形関数である。ガルヴァーニ電池
のＤＣ出力電流信号を用いて、第１の電極に印加される
ＲＦ発生器の出力を調整して、剥離場所での電流密度を
制御する。剥離場所での剥離が起こり始めるとき、ＤＣ
出力電流信号の値は、更に印加されるＲＦエネルギに関
係なく急激に降下する。剥離場所での炭化、第１の電極
の凝固、組織の第１の電極へのくっつき、及び組織のあ
り得る穿孔の前に、ＤＣ出力電流信号の値は、低減し続
ける前に変曲又は隆起を示す。剥離場所のオーミック抵
抗を表すインピーダンス信号は、組織の炭化の発生と同
時の急激な上昇を表す。ＤＣ出力信号の隆起及びインピ
ーダンス信号の急速な上昇は、十分な大きさ及び予測可
能な深さの外傷が形成されたときＲＦエネルギの更なる
印加を終了させるためのインディケータ又はブラケット
（ｂｒａｃｋｅｔｓ）として働く。

【００１５】本発明の上記及び他の目的は、その説明が
進むにつれ当業者に明らかになるであろう。本発明が、
図面を参照してより特定的且つ明瞭に説明され得る。

【００１６】

【発明の実施の形態】（血液のような）電解質、食塩液
又は生きている組織が存在する中で異なる仕事関数を有
する異なる金属の２つの電極は、電荷の交換を生じさ
せ、起電力（ｅｍｆ）が発生される。このｅｍｆ発生器
は、ガルヴァーニ電池として知られている。ガルヴァー
ニ電池の歴史の技術的説明は、Ｊｏｈｎ Ｏ’Ｍ．Ｂｏ
ｃｋｒｉｓ著の書名が「最新電気化学（Ｍｏｄｅｒｎ
Ｅｌｅｃｔｒｏｃｈｅｍｉｓｔｒｙ）」という本（Ｐｌ
ｅｍｕｍ Ｐｒｅｓｓ、ニューヨーク、１９７０年発
行）の１．３章の題名「基本的電気化学（Ｂａｓｉｃ
Ｅｌｅｃｔｒｏｃｈｅｍｉｓｔｒｙ）」（１２−３１
頁）に記載されている。ガルヴァーニ電池の詳細な技術
的説明は次のものに見つけることができる。即ち、Ｅｄ
ｍｕｎｄ Ｃ．Ｐｏｔｔｅｒ著の書名が「電気化学原理
及び応用（ＥｌｅｃｔｒｏｃｈｅｍｉｓｔｒｙＰｒｉｎ
ｃｉｐｌｅｓ ａｎｄ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ）」
という本（Ｃｌｅａｖｅｒ−Ｈｕｍｅ Ｐｒｅｓｓ，Ｌ
ｔｄ．，１９５６年発行）の４章の題名「可逆的電極ポ
テンシャルズ（Ｒｅｖｅｒｓｉｂｌｅ Ｅｌｅｃｔｒｏ
ｄｅ Ｐｏｔｅｎｔｉａｌｓ）」（７３−１００頁）；
Ｄ．Ｂｒｙａｎ Ｈｉｂｂｅｒｔ著の書名が「電気化学
概論（Ｉｎｔｒｏｄｕｃｔｉｏｎ ｔｏ Ｅｌｅｃｔｒ
ｏｃｈｅｍｉｓｔｒｙ）」という本（ＭａｃＭｉｌｌａ
ｎ Ｐｒｅｓｓ Ｌｔｄ．、１９９３年発行）の４章の
題名「電極及び電気化学電池（Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ
ａｎｄ Ｅｌｅｃｔｒｏｃｈｅｍｉｃａｌ Ｃｅｌｌ
ｓ）」（５９−８９頁）；及びＳ．Ｇｌａｓｓｔｏｎｅ
著の書名が「溶液の電気化学（Ｅｌｅｃｔｒｏｃｈｅｍ
ｉｓｔｒｙ ｏｆ Ｓｏｌｕｔｉｏｎ）」という本（Ｍ
ｅｔｈｕｅｎ＆ Ｃｏ．Ｌｔｄ．、ロンドン、１９３７
年発行）（第２版）の１２章の題名「可逆的電池（Ｒｅ
ｖｅｒｓｉｂｌｅ Ｃｅｌｌｓ）」（２８２−３１１
頁）である。これらの技術的説明は、本明細書に援用さ
れている。

【００１７】ガルヴァーニ電池のポテンシャルの大きさ
は、電解質の濃縮物及び金属の仕事関数の関数である。
ガルヴァーニ電池の開回路電圧は、電極と電解質との間
の境界における温度変化にも拘わらず本質的に一定であ
る。しかしながら、ガルヴァーニ電池に固定値のシャン
ト抵抗を負荷することにより、ガルヴァーニ電池は、金
属と電解質の境界の温度に正比例する出力信号を有する
電流発生器を模擬する。電流発生器の出力信号は、境界
における温度の関数として較正されることができる。較
正の単純な方法は、電流発生器の出力を電極に埋め込ま
れたサーミスタの出力と、定常パワー及び温度条件で初
期又は第１の温度及び第２の温度で参照する方法であ
る。これは、電流発生器のパワー／温度曲線に対して２
つのデータ点を与えるであろう。電流発生器の出力が線
形であるので、その曲線は、関心の全ての温度を含むよ
う拡張されることができる。

【００１８】本発明は、心臓の不整脈の原因である又は
一因となる迷走心臓導通経路を剥離する装置を指向す
る。心臓が本発明の主要焦点であるが、本発明を用いて
種々の目的のため他の組織を剥離することができること
を理解すべきである。剥離プロセスは、典型的には５０
℃を越え、迷走インパルス経路に寄与する細胞の剥離を
行わせるに十分な温度に剥離場所の組織を加熱すること
により実行される。剥離は、剥離場所の組織を無線周波
数（ＲＦ）エネルギにより放射することにより実行され
る。この目的のため、カテーテル・プローブ・チップ
は、剥離場所に隣接して配置される。なお、その剥離場
所は、医者及び当業者に周知のマッピング手順により先
に決定されている。プローブ・チップ又はプローブの他
の電極の剥離場所での位置決めが行われると、ＲＦエネ
ルギ源が作動されて、ＲＦエネルギを導体を介してプロ
ーブのチップ（又は他の電極）に伝送する。ＲＦエネル
ギが、そのチップから剥離場所の組織に放射する。剥離
場所での電流密度は、その剥離場所を放射するＲＦエネ
ルギのパワーと、チップ及び剥離場所の組織の間の境界
を形成する表面面積との関数である。剥離に必要な程度
を実行するため、チップ上の凝固を防止するため、チッ
プが組織にくっつくのを防止するため、避けるべき隣接
組織への不必要な外傷を防止するため、組織の穿孔を防
止するため、及びチップの中に及びその周りを流れる血
液を不必要に加熱するのを避けるため剥離の範囲及び深
さを制御するために、境界での組織の温度の制御は著し
く重要である。

【００１９】チップに埋め込まれたサーミスタを有する
カテーテル・プローブは、剥離処置を実行するため用い
られてきており、そして印加されるＲＦエネルギ量は、
サーミスタにより検知される温度の関数として調整され
てきた。そのような温度検知は、存在する多数の変数の
ため剥離場所での温度を決定するのに本来的に不正確で
ある。第１に、剥離場所と、組織と接触しているチップ
の表面範囲との間の境界を通した温度損失が存在する。
第２に、剥離場所と接触しているチップの表面範囲とサ
ーミスタとの間の温度遅れを生じさせるチップ内の熱抵
抗が存在する。第３に、チップの剥離場所に対する向き
は、剥離場所の加熱の連続的な変動と共に変化するであ
ろう。最後に、組織内接触してないチップ範囲の周りを
流れる血液は、流速と、チップのその流れに対する向き
の両方の関数で熱を引き出すであろう。実験によると、
剥離場所での組織温度と、サーミスタにより記録される
温度との相違は１０℃から３５℃の範囲にあることが分
かった。そのような温度偏倚は、医者が剥離処置の時間
に生じた外傷を知らずに、不必要な外傷をもたらし得
る。剥離が薄い壁の心筋に実行されている場合、剥離中
又はその後の時間に穴あき又は穿孔が、潜在的に悲惨な
結果を伴って起こる場合があり、そしてまさに起こる。

【００２０】本発明が図１に単純化した形式で示されて
いる。ＲＦ発生器１０は、ＲＦエネルギ源として働く。
ＲＦ発生器１０の出力は、Ｊ₁として識別される入力信
号により制御される。Ｊ₁により制御されるＲＦエネル
ギは、導体１２を介してカテーテル・プローブ１４に伝
送される。このカテーテル・プローブ１４は、心臓の血
液が充満した室（以下「血液充満室」と記す。）１６内
にあるように示されている。その血液充満室１６は、右
心房又は左心房、又は右心室又は左心室であり得る。カ
テーテル・プローブ１４は、例えば、剥離されるべき再
入回路（ｒｅｅｎｔｒａｎｔ ｃｉｒｃｕｉｔ）を表す
剥離場所２０での組織１８に隣接して置かれる。示され
ているように、血液は、血液充満室１６を通りカテーテ
ル・プローブ１４の周りに及びそれを回って連続的に流
れる。

【００２１】カテーテル・プローブ１４は、導体１２に
電気的に接続されて剥離場所２０にＲＦエネルギを用い
て放射するチップ３０を含む。典型的には、周波数は、
約３５０ｋＨｚから約１２００ｋＨｚの範囲にあり得
る。剥離場所のそのような放射は、剥離場所をその剥離
場所での電流密度の関数として加熱することをもたら
す。電流密度は、放射ＲＦエネルギのエネルギ・レベル
及び溶液場所の表面面積により決定される。詳細には、
発生される熱は、電流密度の二乗に比例する。これは次
式のように表され得る。

【００２２】

【数１】Ｔ（τ）＝ｋＰｄ＝ｋＩ²Ｒ＝（Ｊ₀ ²／ｒ⁴）Ｒ ここで、Ｔ＝温度、ｒ＝境界からの距離、Ｊ０＝境界面
での電流密度、Ｐｄ＝放散されるパワー、Ｉ＝境界での
電流、及びＲ＝境界における抵抗である。ＲＦ発生器１
０への戻り経路は、導体３２により表される。導体３２
は、患者の皮膚、好ましくは患者の背中の大きな表面範
囲に隣接して配置された比較的大きな寸法のプレート３
４に電気的に接続されている。良好な電気的接触を保証
するため、導電性軟膏が、プレート３４と患者の背中３
６との中間に配置され得る。参照番号３８により表され
る、チップ３０とプレート３４との中間の患者の体液及
び組織は、組合わさって、電解質を、従ってチップ３０
とプレート３４との間の電気的導通経路を構成する。Ｄ
Ｃ電流の流れはｉ_Sにより表され、ＤＣ電圧はｖ_Sにより
表される。

【００２３】図２に一層詳細に図示されているように、
剥離場所２０は、参照番号４２、参照番号４２、４４、
４６、４８、５０及び５２で識別される発散する線によ
り代表的に示される、比較的高く集中した電流経路を有
する。これらの電流経路は、剥離場所で互いに近接して
いる。その結果生じる高電流密度は、電流密度の関数と
しての剥離場所の加熱を生成する。剥離される組織の深
さは、線５４により代表的に図示されている。プレート
３４に隣接した患者の背中３６に近いところの電流密度
は比較的低い。そのような低い電流密度のため、プレー
ト３４に隣接した皮膚の加熱が本質的には生じないであ
ろう。図２は尺度どおりに描かれてなく、チップ３０に
よる剥離場所の放射から生じる相対的電流密度を単に表
すことを意図していることが認められるべきである。

【００２４】組織温度制御を有する剥離は、医者がチッ
プ上の凝固の形成に資する温度より下である最大温度で
剥離が起こるのを可能にすることにより剥離プロセスを
最適化するのを可能にする。そのような温度は剥離場所
の組織を放射するＲＦエネルギの関数であるので、導体
１２を介してチップ３０に伝送されるＲＦエネルギ量の
制御は必要である。現在入手可能なタイプのカテーテル
・プローブ６０が図３に図示されている。このカテーテ
ル・プローブ６０は、ＲＦエネルギ源から導体６４を介
して受け取られるＲＦエネルギを放射するためのチップ
６２を含む。サーミスタ６６が、チップ６２の温度に応
答するようチップ６２に又はチップ６２に十分近接して
埋め込まれている。１対の導体６８及び７０は、サーミ
スタ６６を単一の検出回路に相互接続させて、検知され
た温度を表す出力信号を与える。更に、カテーテル・プ
ローブ６０は、マッピング電極７２、７４及び７６を含
み得る。これらの電極は、心臓内のカテーテル・プロー
ブ６０の操作と連携して用いられて、心不整脈を起こす
迷走インパルス経路を検出して識別し得る。導体７８、
８０及び８２は、電極７２、７４及び７６のそれぞれ
を、周知のように、マッピング機能と関連した回路に接
続する。

【００２５】前述のように、サーミスタ６６は、剥離場
所の温度の正確な表示を与えることができない。つま
り、不正確な温度表示に寄与する原因は、チップ３０と
剥離場所２０との間の境界（図２参照）を介する熱損
失、チップと接触している組織の範囲とサーミスタの検
知要素との間の熱の遅れ、及び組織と接触していないチ
ップ範囲の周りの血液の流れから生じる熱損失である。

【００２６】実験により、チップ３０、プレート３４及
び体３８の組合わせは、チップ３０及びプレート３４が
金属性であり且つ異なる仕事関数であることが与えられ
る場合、体３８が電解質として作用するので、ガルヴァ
ーニ電池のように働くことが分かった。体は、食塩液に
類似の電気的性質を有する体液により浸透されている。
実験は、チップ３０にとって好ましい材料はプラチナで
あり、そしてプレート３４にとって好ましい材料は銅で
あることを示している。このガルヴァーニ電池の開回路
電圧（ｖ_S）は、本質的に剥離場所２０の温度とは独立
である。しかしながら、ガルヴァーニ電池がシャント抵
抗を重く負荷された場合、ガルヴァーニ電池は、電流源
として作用して、そしてその電流の大きさ（ｉ_S）は、
剥離場所での組織温度の関数として関心の３７℃から１
００℃にわたり線形である。プレート３４に隣接する組
織の温度は、電流密度がいずれの重大な熱を発生するに
は不十分であるので、体温である。従って、図２に図示
された装置により生成されたガルヴァーニ電池は、チッ
プ３０の温度に関係なく剥離場所２０での組織温度を表
す出力信号を与える。

【００２７】ガルヴァーニ電池を較正する１つの方法が
説明されるが、サーミスタがチップに存在することを要
しない以下に記載の他の方法も用いられ得る。サーミス
タは、カテーテル・プローブ６０のようなカテーテル・
プローブのチップに埋め込まれている。前述した理由の
ため、サーミスタの出力は、剥離場所での実際の組織温
度に関して本来的に不正確であり、更に、印加されたパ
ワーの関数としてサーミスタにより検知された温度は、
一般的に非線形である。しかしながら、剥離場所での静
止スタンドバイ状態から小さい温度増加（印加されるパ
ワーの小さい増加）までの温度範囲内では、サーミスタ
の出力信号は、本質的に線形である。サーミスタの出力
曲線をガルヴァーニ電池の一般的に線形の応答曲線と一
致させることにより、２つの一致した基準点を決定する
ことができる。

【００２８】図４を参照すると、点０から点１まで一致
するよう操作されたサーミスタ応答曲線とガルヴァーニ
電池応答曲線とが図示されている。これらの２点におけ
るサーミスタの温度指示をガルヴァーニ電池の電流出力
（ｉ_S）と相関させることにより、温度応答が線形に外
挿され、ガルヴァーニ電池の電流出力と相関した温度読
取りを得ることができる。即ち、ガルヴァーニ電池のい
ずれの所与の電流出力に対して、剥離場所の組織温度を
決定することができる。従って、図１及び図２に図示さ
れているカテーテル・プローブ１４が図３に示されるタ
イプである場合、剥離場所でのプローブの較正は容易に
決定することができる。電流出力を温度に対して較正す
る他の方法も前述したように採用することができる。

【００２９】図５を参照すると、剥離場所での迷走イン
パルス経路を剥離するためのカテーテル・プローブに印
加されるパワーを制御するに必要な主要構成要素のブロ
ック図が図示されている。図５は、剥離処置が実行され
るべき剥離場所のため求められた組織温度と等価の基準
電圧を設定するための温度入力回路９０を示す。生じた
出力信号は、導体９２を介してサーボ増幅器９４に伝送
される。サーボ増幅器９４は、出力信号を導体９６上に
与えて、ＲＦ発生器９８の出力パワーを制御する。スイ
ッチ１００は、ＲＦ発生器９８の動作を制御する。ＲＦ
エネルギ出力は、導体１０２上に与えられる。ブロッキ
ング・キャパシタ１０４は、高域通過フィルタを表し、
導体１０２上の信号のいずれのＤＣ成分を阻止する。導
体１０６は、ブロッキング・キャパシタ１０４をカテー
テル・プローブ１４のチップ３０と相互接続し、そして
ＲＦエネルギをチップ３０に伝送する。チップ３０は、
放射されるべき心内膜、壁、膜、又は他の生きた組織の
剥離場所２０をＲＦエネルギでもって放射する。チップ
３０は、第１の仕事関数を有する、プラチナ又は他の金
属のような材質である。チップ３０とは異なる位置に配
置されているプレート３４は、第１の仕事関数とは異な
る第２の仕事関数を有する、銅又は他の金属のような材
質である。プレート３４は、チップ３０とプレート３４
との中間の一塊の組織３８と電気的に接触している。こ
の組織３８は本質的に液体であり且つ食塩液の電気的特
性を有するが、その組織３８は、チップ３０とプレート
３４とを相互接続する電解質のように働く。前述したよ
うに、形成されたガルヴァーニ電池は、ＤＣ出力電圧ｖ
_Sを導体１０６と１０８との間に与える。シャント・イ
ンピーダンスＲ１は、形成されたガルヴァーニ電池に重
く負荷を与えて、ガルヴァーニ電池を電流源（ｉ_S）に
変換して、剥離場所２０での組織温度を表す出力信号を
与える。ガルヴァーニ電池からの出力信号は、導体１１
０を介して低域通過フィルタ１１２に伝送される。低域
通過フィルタ１１２の出力は、導体１１４を介して較正
回路１１６の演算増幅器１２０に送られる。更に、信号
測定及び処理回路１１８が、導体１０３を介して導体１
０２に接続されて、出力負荷電圧（Ｖ_O）のサンプリン
グを与える。この信号測定及び処理回路１１８はまた、
導体１０５を介して導体１０７に接続されて、検知され
た負荷電流（Ｉ_O）の入力信号を与え、そしてその入力
信号を処理して、インピーダンス、パワー、及び電圧及
び電流レベルの指示を与える。読出し部１２３は導体１
１９を介して信号測定及び処理回路１１８に接続されて
いるが、この読出し部１２３は、インピーダンス、パワ
ー、電圧レベル、電流レベル等の複数の指示の各々を与
える。

【００３０】可変抵抗Ｒ３及びＲ４は、演算増幅器１２
０と組合わさって、なされるべき調整を表し、ガルヴァ
ーニ電池の出力電流（ｉ_S）を剥離場所２０の組織温度
と相関させる。較正回路１１６は、サーミスタにより指
示された温度の、ガルヴァーニ電池の電流出力信号との
前述の相関を実行して、剥離場所の組織温度指示を、ガ
ルヴァーニ電池により発生された電流（ｉ_S）の関数と
して得る。読出し部１２２は導体１２４、１２６を介し
て較正回路１１６と接続されるが、その読出し部１２２
は、剥離場所の組織温度の指示を与えるため用いられ得
る。較正回路１１６からの出力信号はまた、導体１２４
及び１２８を介してサーボ増幅器９４に送られる。この
出力信号は、剥離場所での組織温度を表す。それによ
り、サーボ増幅器９４は、剥離場所での組織温度を表す
入力信号を受け取る。サーボ増幅器９４の回路は、剥離
場所の組織温度を上昇させるか又は低下させるか、又は
組織温度をそのプリセット温度に維持するかを決定する
であろう。ＲＦ発生器９８のパワー出力を増大するか、
低減するか、又は維持するかの指令信号は、サーボ増幅
器９４から導体９６を介してＲＦ発生器９８に伝送され
る。

【００３１】図６を参照すると、本発明と使用可能なカ
テーテル・プローブ１４の変形が図示されている。最初
に関心の場所をマッピングし、次いでその場所を剥離す
る組合わせは、長い手順である。プローブを再配置する
ことなしに、又はマッピング・プローブを剥離プローブ
と置換することなしに、マッピング手順中に識別された
場所を剥離することが可能であれば、著しく時間が節約
されるであろう。図６はカテーテル・プローブ１３０を
図示し、そのカテーテル・プローブ１３０は、マッピン
グされるべき心筋組織の表面と接触関係にあってそのカ
テーテル・プローブ１３０の長さの全て又は一部を位置
決めするのに十分に柔軟であり得る。チップ１３２はカ
テーテル・プローブ１４のチップ３０と似ていてもよい
が、そのチップ３２は遠端に配設される。リング１３
４、１３６、１３８、１４０及び１４２のような複数の
マッピング電極は、チップ１３２からプローブに沿って
近接して配設される。これらのリングは、関心の組織を
マッピングして、迷走インパルスの原因である回路を破
壊するため剥離されるべき場所を識別し且つ場所を特定
する機能を働く。これらのリングの一部又は全てがチッ
プ３０のように働くため、図１から図５を参照して説明
したように、リングは、金属性で、且つプレート（又は
電極）３４の仕事関数とは異なる仕事関数を有すること
が好ましい。代替として、１つ以上のリングが、残りの
リング又はチップの仕事関数とは異なる仕事関数を有す
る銅又は他の金属から形成されることによりプレート３
４のように働き得る。それにより、プレート３４に対す
る必要性が排除される。代替として、ＲＦエネルギがチ
ップ又は近接して配置された電極の１つとプレート３４
との間に印加され得る。ガルヴァーニ電池信号が、チッ
プ及び近接の電極の１つのうちのＲＦ付勢されたものと
チップ又は近接の電極のうちの残りの１つとの間でスイ
ッチ回路１６０の適切な動作により決定され得る。その
ような接続の主要要件は、接続されたチップ／単数の電
極（又は複数の電極）が前述のように異なる仕事関数で
あることである。複数の導体１４４、１４６、１４８、
１５０、１５２及び１５４のうちの１つは、それぞれの
チップとリングとをスイッチ回路１６０の出力を用いて
相互接続する。データ取得回路１６２は、スイッチ回路
１６０を介して各リング１３２−１４２及びあり得るチ
ップ１３２に対して選択的に相互接続される。データ取
得回路１６２は、リング及び／又はチップにより検知さ
れたデータを収集して、プローブにより横切られる組織
表面をマッピングする。インパルス経路（回路）を破壊
するため剥離されるべき場所を検出すると、スイッチ回
路１６０は、各リング（又はチップ）をＲＦ発生器１６
４と相互接続するよう切り換える。そのような相互接続
がなされると、各リング（又はチップ）は、識別された
場所をＲＦエネルギを用いて放射し、そして（以下に説
明されるように、排除されない場合）組織温度制御機能
と共に前述したような剥離機能が、実行されるであろ
う。

【００３２】この記載から、マッピング機能を実行する
ことにより位置を捜された場所を検出すると、その場所
の剥離が、カテーテル・プローブの更なる移動又は操作
なしに直ちに実行されることができる。更に、剥離機能
は、図５に図示された回路を用いて実行されて、剥離が
完了するまでその組織を所定の温度に加熱及び維持する
ことができる。

【００３３】経験的に、図５に図示されるように、組織
を剥離する回路及び装置は、医者に剥離場所での剥離の
組織温度／状態の非常に正確な指示を与える。そのよう
な正確さでもって、剥離処置は、チップの凝固、組織の
チップへの癒着、又は突き刺しの恐怖なしに薄い壁組織
について実行されることができる。更に、剥離場所での
温度の正確な表示は、もはや剥離場所でのプローブの向
きに決定的に依存せず、またプローブ・チップにより及
ぼされる圧力に応答した組織の抑圧の程度にも依存しな
い。これらの制御するのが非常に困難な変数のため、迷
走インパルス経路の完全な剥離は、医者が過度に用心深
い場合も常に達成されるものではなかった。医者がより
積極的である場合、チップ凝固、組織のくっつき、及び
時に組織への過剰な損傷及び組織への突き刺しが生じ
た。これらの結果は、主に、処置中において医者へ供給
される情報の不正確さに起因し、それ程貧弱な技術に起
因するものではなかった。

【００３４】上記の記載から明らかになるように、チッ
プ３０（及びチップ１３２）は、剥離場所の温度を設定
又は決定するためのサーミスタ又は熱電対を必要としな
い。従って、プローブは、既存のプローブより小さく且
つより融通のきくものにすることができる。更に、プロ
ーブは、それが既存のデバイスより単純であるので、実
質的に低減したコストで製造されることができる。カテ
ーテル上に配置されたリング（又は他の電極）は、迷走
インパルスの場所をマッピングするため用いられること
ができ、そしていずれのリング（又は他の電極）は、場
所の識別後に且つカテーテルの再位置決めなしにそのよ
うな場所での組織を放射するため用いられることができ
る。

【００３５】より正確で且つ拡大された信号表示と関係
した犬のインビボ試験の結果として、本発明の更に重要
な能力が明らかにされた。図７の（Ａ）を参照すると、
剥離処置中に存在する３つの信号のグラフが図示されて
いる。グラフの横座標は時間（単位は秒）を表し、縦座
標は電圧を表す。曲線１７０（パワー）は、カテーテル
のチップ３０に印加されるＲＦパワー・レベルを表し、
電圧の尺度はパワー・レベルに比例する。印加されるパ
ワーは、ステップ１７２、１７４及び１７６として示さ
れている。パワーは、これらのパワー・レベルの各々に
おいて本質的に一定に維持される。パワーは、時点Ｔ１
でターンオンされ、時点Ｔ２でターンオフされる。曲線
１８０（温度）は、（図３に示されるチップ６０内のサ
ーミスタＴのような）チップ３０内のサーミスタの出力
を表し、そして電圧の尺度は、サーミスタにより検知さ
れた温度に比例する。時点Ｔ１の前に、曲線１８０のセ
クション１８２は、本質的に静止していて、本質的に一
定温度を表す。パワーを印加すると、サーミスタにより
記録された温度は、セクション１８４により示されるよ
うに増大し、その増大は、本質的にパワー・レベル１７
２と相関される。パワー・レベル（１７４）が更に増大
すると、セクション１８６は、より高い温度を示す。同
様に、パワー・レベル１７６を印加すると、セクション
１８８は、更に高い温度レベルを示す。時点Ｔ２でのパ
ワーの印加の終了後に、サーミスタの温度は、セクショ
ン１８９により示されるように降下する。

【００３６】ガルヴァーニ電池により発生された電流
（Ｉ_O）は、曲線１９０（バイオ−バッテリ信号）によ
り表され、そして電圧の尺度は、電流に比例する。時点
Ｔ１の前に、電流は、セグメント１９２により示される
ように、本質的に一定である。時点Ｔ１でＲＦパワーを
印加すると、電流は、静止状態がパワー・レベル１７２
と一致する印加されたパワーの初期持続時間後に確立さ
れるまで、セグメント１９４に示されるように増大す
る。印加されたパワー・レベル１７４の増大の際に、電
流はセグメント１９６において鋭く増大する。パワー・
レベル１７４の後ろの時間期間中に、セグメント１９６
の間の電流の増加速度は低減する。パワー・レベル１７
６により表される追加のパワーの印加の際に、セグメン
ト１９８により示される電流レベルの増加速度は、本質
的に、参照番号２００により識別されるピークに一定の
ままである。このピークは、パワー・レベル１７６と一
致するパワーが短時間印加された後に起こることを注目
すべきである。その後、電流は定常的に低減（減衰）す
る。サーミスタの温度を表す曲線のピークであって点１
８８Ａにより示されるそのピークは、点２００における
曲線１９０のピーク温度より著しく後に生じたことを注
目すべきである。

【００３７】一定のパワー・レベルの印加中にガルヴァ
ーニ電池により生成された電流（バイオ−バッテリ信
号）のピーク化の原因は、データから直ちに理解されな
くまたそれから明らかではなかった。犬の心臓の生体内
の剥離場所を更に検査すると、ピーク化が、カテーテル
・チップと組織の間の境界で組織損傷（脱色）と同時に
生じたことが分かった。（Ｓｃｈａｒｍａ他「外傷形成
を予測し且つ急速なインピーダンス上昇を防止するため
のバイオ−バッテリ電池出力の使用（Ｔｈｅ ｕｓｅ
ｏｆ ｂｉｏ−ｂａｔｔｅｒｙ ｃｅｌｌ ｔｏ ｐｒ
ｅｄｉｃｔ ｌｅｓｉｏｎ ｆｏｒｍａｔｉｏｎ ａｎ
ｄ ｐｒｅｖｅｎｔ ｒａｐｉｄ ｉｍｐｅｄａｎｃｅ
ｒｉｓｅ）」（要約）Ｊ．Ａｍ Ｃｏｌｌ Ｃａｒｄ
ｉｏｌ、１９９８年発行、３１：１５９Ａ）。組織損傷
は、剥離場所でのイオン及び陽イオン分布の変化、又は
電荷分布の変化をもたらしたと考えられる。（Ｂａｇｏ
ｔｚｋｙ，ＶＳ．「電気化学の基礎（Ｆｕｎｄａｍｅｎ
ｔａｌｓ ｏｆ Ｅｌｅｃｔｒｏｃｈｅｍｉｓｔｒ
ｙ）」１−１０３、Ｐｌｅｎｕｍ−Ｐｒｅｓｓ、ニュー
ヨーク、１９９３年発行；Ｃｉｓａｋ他「高エネルギ非
水バッテリ（Ｈｉｇｈ Ｅｎｅｒｇｙ Ｎｏｎ−Ａｑｕ
ｅｏｕｓ Ｂａｔｔｅｒｉｅｓ）」２０−３８頁、Ｅｌ
ｌｉｓ Ｈｏｒｗｏｏｄ、ニューヨーク、１９９３年発
行；ＩｓｒａｅｌＲｕｂｉｎｓｔｅｉｎ編「物理的電気
化学：原理、方法及び応用（Ｐｈｙｓｉｃａｌ Ｅｌｅ
ｃｔｒｏｃｈｅｍｉｓｔｒｙ：Ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ，
Ｍｅｔｈｏｄｓ ａｎｄ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ
ｓ）」１−２６頁、Ｍａｒｃｅｌ Ｄｅｋｋｅｒ，Ｉｎ
ｃ．，１９９５年発行）。即ち、低減した電荷分布を有
する損傷された組織の生じた環境は、ガルヴァーニ電池
により発生された電流に著しく影響を及ぼし、そして明
瞭且つ明白な信号を与えた。

【００３８】従って、これらの結果から、人は以下の結
論を引き出すことができる。第１に、そして前述したよ
うに、ガルヴァーニ電池の出力電流は、ＲＦエネルギで
もって放射された剥離場所の温度の関数として相関可能
である。第２に、剥離処置を受ける被験者により形成さ
れたガルヴァーニ電池の電流出力は、剥離場所で剥離さ
れるため捜し求められた組織が実際に剥離された時の明
白で容易に明らかな指示（信号）を与える。第３に、剥
離処置中にバイオ−バッテリ信号のピーク２００を検出
すると直ちに、ＲＦパワーの更なる印加が終了され得
る。剥離が一般的に約５０℃から５５℃の範囲の温度を
必要とするので、チップ凝固、組織のくっつき、及び組
織の穿孔を起こすより高い温度状態は生じないであろ
う。剥離処置のその結果生じる安全特徴、及び重大な損
傷に対する深刻な可能性の排除が、以前利用可能でなか
った程度まで達成されるであろう。

【００３９】図７の（Ｂ）を参照すると、印加されたＲ
Ｆパワー・レベルを示す曲線２１０（パワー）、剥離処
置を実行するカテーテル・チップに配設されたサーミス
タの温度を示す曲線２１２（温度）、及び剥離処置中に
存在するであろうガルヴァーニ電池の電流出力を示す曲
線２１４（バイオ−バッテリ信号）が代表的に示されて
いる。曲線２１４は、パワー・レベル２１８と一致す
る、パワーの印加中に生じるピーク２１６を示す。この
パワー・レベルにおいて、曲線２１２のセグメント２２
０は、初期上昇を有し、この初期上昇に温度の低減した
上昇速度が続く。パワー・レベルが一定に印加されてい
るにも拘わらず、曲線２１４は、ピーク２１６の後に低
減する。参照番号２２２により表されるより高いパワー
・レベルを印加すると、曲線２１４の低減は、停止さ
れ、そして小さい上昇の後に本質的に静止状態を維持す
る。しかしながら、曲線２１２のセグメント２２４は、
続く低減した増加速度でもって急に増大する。時点Ｔ２
でパワーを終了すると直ちに、曲線２１４及び２１２は
低減する。

【００４０】図７の（Ｂ）に示される曲線は、曲線２１
４において生じるピーク２１６が増大したパワーが剥離
場所における組織の剥離の明白な指示を与えるにも拘わ
らず、そのような増大したパワーの後続の印加により影
響を受けないことを明らかに示す。

【００４１】電流信号（曲線１８０又は曲線２１４）の
減衰の程度は、組織外傷の関数であると現在考えられ
る。更に、剥離の深さは、剥離の発生の後のパワー・レ
ベル及び時間の関数（ピーク２００又は２１６）として
制御されることができると考えられる。

【００４２】図８を参照すると、図５に示された装置の
改良版が図示されている。改良版は、データ、２次元イ
メージ等を示す視覚的に知覚しうる表示スクリーン２５
１を含むコンピュータ２５０を具体化する。例えば、読
出し部１２３（図５に示される）は、コンピュータ２５
０により表示されるであろう１群のイメージの１つであ
り得る。コンピュータ２５０は、ブロック２５２により
表される複数のポートを含み、その複数のポートを介し
てデータが、ディジタルであれアナログであれ、入力又
は出力され得る。負荷／インピーダンス測定回路１１８
は、ブロック２５２のポート２５４に導体２５６を介し
て接続される。コンピュータ２５０は、パラメータ、動
作、又は剥離処置中に得られた結果に影響を及ぼすであ
ろうデータを手動又は別な方法で入力する能力を含む。
ポート２５６は、導体２６０を介して、ＲＦ発生器９８
のためのオン／オフ・スイッチング機能を与える。温度
を表す基準電圧は、ポート２６４を介して導体２６２を
通りサーボ増幅器９４に印加されることができる。読出
し部１２２（図５参照）により先に実行された読出し機
能は、導体２６６をポート２６８を介して相互接続する
ことによりコンピュータ２５０により与えられることが
できる。更に、図７の（Ａ）及び（Ｂ）に表示された曲
線は、コンピュータ２５０によりその表示スクリーン２
５１の使用を通して容易に表示され得る。

【００４３】コンピュータ及び関連のソフトウエアの使
用により、ここで外科医がピーク２００（図７の
（Ａ））又はピーク２１６（図７の（Ｂ））の存在を示
すことにより剥離が剥離場所で生じる正確な瞬間を実時
間ベースで決定することを可能にする。その後、ＲＦパ
ワーの更なる印加が不必要であり、そして剥離場所での
過熱の全ての潜在的危険が回避される。しかしながら、
その組織における剥離の深さは、印加されるＲＦパワー
の時間当たりのパワー・レベルの関数であり又はあり得
るので、ＲＦエネルギの放射は、外科医により所望され
る剥離のレベルが達成されるまで継続され得る。

【００４４】前述のように、図６に示されるように、複
数の要素を有するカテーテル・チップは、複数の場所の
各々を同時に又は順次に剥離するため用いられることが
できる。コンピュータ２５０の使用は、各剥離場所の実
時間モニタリングを可能にする。そのようなモニタリン
グにより、各剥離場所に印加されるＲＦパワーの制御
が、医者にとって容易に利用可能となる。

【００４５】図７の（Ａ）及び（Ｂ）に示される曲線１
９０、２１０を生成するため行った実験から、これらの
曲線のピーク値で、剥離が起こり、そして外傷が形成さ
れたことが明らかになった。この発見は、これまでその
ような明白な信号が処置を実行する医者にとって利用可
能でなかったので重要であった。しかしながら、実験
は、形成された外傷の大きさ及び深さに関連する明白で
決定的な情報を与えなかった。ガルヴァーニ電池の電流
出力信号に含まれている又はそれにより与えられる情報
の程度を更に探求するため、更に実験が行われた。更
に、ガルヴァーニ電池及びそれからの出力信号は、現譲
受人により所有されている登録商標バイオ−バッテリ
（Ｂｉｏ−Ｂａｔｔｅｒｙ）及びバイオ−バッテリ信号
（Ｂｉｏ−Ｂａｔｔｅｒｙ ｓｉｇｎａｌ）のそれぞれ
により呼称され始め、そのような命名を本明細書におい
て時折用いる。

【００４６】前述のように、バイオ−バッテリ技術の基
礎をなすメカニズムが以下に説明されるであろう。異な
る仕事関数を有する２つの異なる金属の電極が組織と接
触して置かれるとき、ガルヴァーニ電池が発生される。
この電流が負荷抵抗を通って流れるとき、電極金属の固
有特性及び温度の組合わせ、並びに局所的イオン濃度、
及びこれらのイオンの酸化形と還元形との比と関連する
出力電流信号を測定することができる。ＲＦエネルギの
印加の過程中に、出力電流信号は、心筋組織の性質の局
所的変化を表し得る特性的変化を示す。出力電流信号の
この特性的変化は、心筋の外傷形成のプロセスを示し得
る。一連の実験は、出力電流信号の特性を調査し且つそ
れを用いて心筋の外傷形成を予測し且つ外傷の深さを決
定できるか否かを決定するため開発された。その結果、
インビトロ及びインビボ実験が実行され、それらの実験
が以下に詳細に説明される。

【００４７】図９に示されるように、全てのインビトロ
実験が、７−フランス（７−Ｆｒｅｎｃｈ）ＥＰＴカテ
ーテル２５０（ＥＰテクノロジーズ（ＥＰ Ｔｅｃｈｎ
ｏｇｉｅｓ）６３０３及び６３０４、カリフォルニア州
Ｓｕｎｎｙｖａｌｅ）を用いて実行された。このカテー
テルの形態は、４ｍｍの遠端電極のチップ２５２に設け
られた熱的に隔離されたサーミスタを有する。ＲＦパワ
ーは、本譲受人により作られ且つ前述したコンピュータ
制御されたカスタムＲＦ発生器２５４を用いて供給さ
れ、そのＲＦ発生器２５４は、ＲＦパワー出力、サーミ
スタ−組織の境界温度、バイオ−バッテリ電池電流（ガ
ルヴァーニ電池の出力電流信号）及び組織インピーダン
スの生物物理学パラメータを同時にオンラインで表示し
且つ記録する能力を有する。新鮮な牛の心室心筋２５６
が、温度制御されたバスに浸され、新鮮な牛の血液２５
８を３７℃で且つ２リットル／分の流速でボウル２６０
内で循環させた。銅戻りプレート２６２が、心筋の下に
置かれた。チップ２５２は、心筋の切断表面に垂直に配
向され（そしてある一定の実験においては心外膜又は心
内膜表面上に向けられ）、そしてスタンド２６４により
適所に保持された。電極−組織の接触は、事前剥離組織
インピーダンスにより評価された。各処置は、別に言及
しない場合には、異なる場所で６回繰り返された。ＲＦ
パワー出力、サーミスタ−組織の境界温度、バイオ−バ
ッテリ電池出力（ガルヴァーニ電池の出力電流信号）及
び組織インピーダンスのオンライン・データは、図１０
に示されるように、同時に表示され且つオフライン解析
のため記録された。全ての剥離場所に形成された外傷
は、最初に総体的に測定され、そしてニトロブルーテト
ラゾリウム（ＮＢＴ）でもって染色した後再び測定され
た。外傷の寸法は、長さ×幅×深さで与えられる。外傷
の容量は、２／３πｒ１×ｒ２×ｄ（ｘｘｘ）で与えら
れる。全てのデータは、平均±標準偏差の形式で与えら
れる。一方向（ｏｎｅｗａｙ）ＡＮＯＶＡ解析及びポス
ト−ホック試験（ｐｏｓｔ−ｈｏｃ ｔｅｓｔｉｎｇ）
並びにスチューデントのｔ検定が実行された。０．０５
より小さいｐ値が、統計的に有意であると考えられる。

【００４８】外傷深さを、変化する終了基準、ＲＦエネ
ルギ、電極−組織の温度、及びＲＦ印加時間と相関させ
るため、以下のプロトコルが実行された。チップ２５２
が、図９に示されるように、心筋２５６の切断表面上に
ほぼ１２グラムの接触圧力で置かれた。以下の試験が行
われ、図１０及び図１１は一般的に、観察された信号を
表す。 １） バイオ−バッテリ出力電流信号２７０においてそ
の出力電流信号の最大値に対してそれぞれ２０、４０及
び６０パーセント降下が起こるまで、ＲＦエネルギが２
０ボルトの一定レベルで印加された。 ２） バイオ−バッテリ出力電流信号２７０におけるそ
れぞれ２０、４０及び６０パーセント降下が起こり且つ
迅速で著しいインピーダンス上昇２７２ａが起こる（イ
ンピーダンス上昇は２００オームより大きいインピーダ
ンスとして定義される。）まで、ＲＦエネルギが３０ボ
ルトの一定レベルで印加された。 ３） 最大バイオ−バッテリ出力電流信号２７０のそれ
ぞれ２０、４０及び６０パーセント降下が起こり且つイ
ンピーダンスにおける迅速で著しい上昇２７２ａが存在
するまで、ＲＦエネルギが４０ボルトの一定レベルで印
加された。 ４） バイオ−バッテリ出力電流信号２７０におけるそ
れぞれ２０、４０及び６０パーセント降下が起こり且つ
インピーダンスにおける迅速で著しい上昇２７２ａが存
在するまで、ＲＦエネルギが５０ボルトの一定レベルで
印加された。 ５） 第１の「隆起（バンプ）（ｂｕｍｐ）」２７４が
起こる（「隆起」は、バイオ−バッテリ出力電流信号の
最大値に続く低減後にバイオ−バッテリ出力電流信号に
おける瞬間的増大（変曲）により特徴付けられる。）ま
で、ＲＦエネルギが５０ボルトの一定レベルで印加され
た。

【００４９】種々のタイプの組織におけるバイオ−バッ
テリ信号についてのデータを得るため、５０Ｖ及び１２
グラム・プロトコルが、心筋の心外膜及び心内膜表面に
対して繰り返された。

【００５０】インビトロ試験が、以下の表１に要約され
ている。

【００５１】

【表１】

【００５２】

【表２】

【００５３】図１０に示されるように、ＲＦエネルギ供
給の開始で、バイオ−バッテリ出力電流信号２７０及び
電極−組織の境界温度２７６の両方は、急速に上昇し
た。同時に、組織インピーダンス２７２は、最初低減
し、次いで平らになった。７０±℃より上の温度で、バ
イオ−バッテリ出力電流信号２７０は、最大レベルに到
達し、それにインピーダンス２７２における急峻な上昇
２７２ａが観察される前に低減が続いたことが一貫して
観察された。バイオ−バッテリ出力電流信号の低減２７
０ａ（下降）の時間に、ＲＦ外傷が一貫して形成され
た。組織インピーダンス２７２ａが上昇する直前の数
秒、バイオ−バッテリ出力電流信号２７０において「隆
起」２７４が存在する。一部のケースにおいては、バイ
オ−バッテリ出力電流信号において２個以上の「隆起」
があった。「隆起」での平均温度２７６は、８５±℃で
あり、そしてインピーダンス上昇点での平均温度は、９
０±℃である。大部分のケースにおいて、ＲＦエネルギ
がこの「隆起」信号の後に継続的に印加された場合、一
連の可聴の「ポンという音（ｐｏｐｓ）」がし、そして
迅速なインピーダンス上昇が続くであろう（これらの
「ポンという音」は、同時に破裂する細胞（ｃｅｌｌ）
の音と考えられ、その破裂は、破片（凝塊）を血液に注
入し、そしてそれは卒中を起こすことができる。）最大
バイオ−バッテリ出力電流信号の点と「隆起」との間
に、及び「隆起」と迅速なインピーダンス上昇との間
に、３０±秒の「窓時間（ｗｉｎｄｏｗ ｔｉｍｅ
ｓ）」がそれぞれある（図１１も参照のこと）。この
「隆起」が迅速なインピーダンス上昇の発生に先行する
ので、それは、インピーダンス上昇及び／又は「ポンと
いう音（ＰＯＰ）」を避けるための終了信号として用い
られることができる。実験の間、バイオ−バッテリ出力
電流信号２７０の隆起２７４でＲＦエネルギ印加を終了
する１つのプロトコルが追加された。

【００５４】表１に示されるように、ＲＦエネルギ・レ
ベルが増大するにつれ、バイオ−バッテリ出力電流信号
のより高い振幅が観察された。４０Ｖ及び５０ＶのＲＦ
レベルで、心筋の外傷が一貫して形成された。例えば、
５０Ｖのグループにおいて、ＲＦエネルギ印加がバイオ
−バッテリ出力電流信号についてピークの２０、４０、
６０％の点で終了されたとき、平均外傷深さは３．６−
４．４ｍｍであった。しかしながら、ＲＦエネルギ印加
が隆起点（２７４）で終了されたとき、６．８±１ｍｍ
の深さの外傷が生成された。外傷の隆起点グループの平
均外傷深さは、外傷のインピーダンス上昇グループの深
さとは著しく異ならなかった。このデータは、バイオ−
バッテリ出力電流信号の隆起点で生成された外傷の深さ
が２０、４０及び６０％出力電流信号点と一致するＲＦ
終了点で生成された外傷の深さより殆ど２倍深いが、し
かし迅速なインピーダンス上昇点で生成された外傷の深
さとは著しく異ならないことを表している。隆起点で終
了されたＲＦエネルギ印加を用いた外傷形成のプロトコ
ルは、心筋の心外膜及び心内膜表面について繰り返され
た。心外膜及び心内膜表面に作られた外傷の深さは、切
断表面に作られた外傷の深さと統計的に異ならなかっ
た。

【００５５】インビボ実験については、雑種の犬が用い
られた。犬は、イソフルランを用いて麻酔をかけられ、
そして機械的に血液に酸素を補給された。銅戻りプレー
トが、毛を剃った後の背中の表面上の皮膚に直接接触し
て置かれた。導電性ゲルが、動物の皮膚と戻りプレート
（図１、図２、図５及び図８に示されるプレート３４及
び図９に示されるプレート２６２に似ている。）との間
に用いられた。

【００５６】遠端電極の中心に設けられた熱電対を備え
る７−フランスＥＰＴカテーテル（ＥＰＴ６３０４）及
び７−フランス・ウェブスター（Ｗｅｂｓｔｅｒ）・カ
テーテル（Ｃｏｒｄｉｓ Ｗｅｂｓｔｅｒ、カリフォル
ニア州）が用いられた。インビトロ実験において説明し
たＲＦ発生器及びオンライン・コンピュータ化制御シス
テムが用いられた。ＲＦエネルギが、単極モードで供給
され、そして銅バックプレートがＲＦ戻り電極として用
いられた。実験手順を次のように説明する。

【００５７】ＥＰＴカテーテルが左心室（ＬＶ）に右大
腿動脈を介して挿入された。ＲＦエネルギが、Ｘ線透視
により評価されるように心内膜に垂直に位置決めされた
遠端電極を用いて左心室の種々の場所に印加された。電
極−組織の接触は、単極内部心拍曲線において組織イン
ピーダンス及び損傷電流の増大を観察することにより確
認された。電極−組織の良好な接触を有する全部で６個
の位置が予測された。ＲＦエネルギが、左心室の６個の
位置に供給された。バイオ−バッテリ出力電流信号がそ
のピークから２０％降下するまで、５０±１ボルトの一
定ＲＦ電圧が印加され、その２０％降時点でＲＦエネル
ギの印加が自動的に終了された。その結果が、以下の表
２に示されている。

【００５８】

【表３】

【００５９】上記と同じ基準を用いて、ウェブスター・
カテーテルが、Ｘ線透視案内の下に右大腿静脈を介して
右心室（ＲＶ）に配置された。遠端電極が心筋に平行に
配置され、そしてＲＦエネルギがこの電極を介して供給
された。電極−組織の良好な接触を有するＲＶにおける
４つの位置が予測された。最後のＲＶ位置上で、良好な
組織接触が得られ、次いでカテーテルが最少接触を維持
するため引き出された。ＲＦエネルギが、右心室におけ
る５つの位置に供給された。５７±４ボルトの一定ＲＦ
エネルギ出力が、バイオ−バッテリ出力電流信号がその
ピークから２０％降下するまで供給され、次いでＲＦエ
ネルギ印加が自動的に終了された。その結果が、以下の
表３に示されている。

【００６０】

【表４】

【００６１】前述の同じウェブスター・カテーテルが、
Ｘ線透視案内の下に右大腿静脈を介して右心房（ＲＡ）
に配置された。電極−組織の接触が、単極内部心拍曲線
において観察された組織インピーダンス及び外傷電流に
おける上昇により予測された。ＲＦエネルギが、バイオ
−バッテリ出力電流信号がそのピークから２０％降下す
るまで供給され、その２０％降下時点でＲＦエネルギ印
加が自動的に終了された。その結果が以下の表４に示さ
れている。

【００６２】

【表５】

【００６３】これらの全ての手順において、ＲＦパワー
出力、電極−組織の境界温度、バイオ−バッテリ出力電
流信号、及び組織インピーダンスが、同時に表示され、
そして将来の解析のため記憶された。図１３はこれらの
信号を表す。心臓の全体検査は、動物を犠牲にした後に
行い、外傷の寸法が測定され、そして記録された。

【００６４】インビボ研究の結果が上記の表２、表３及
び表４に要約されている。左心室において、ＲＦエネル
ギ供給は、９から１５ワットの範囲にあり、そして持続
時間は、３０から１８０秒の範囲にあった。最大バイオ
−バッテリ出力電流信号及び信号変曲（隆起２７４）
は、６個全部のＲＦ印加において観察された。６個の白
い均質の心内膜外傷が、心臓の病理学的検査中に観察さ
れ、そして測定された（表２）。右心室において、４個
の固い（ｓｏｌｉｄ）外傷が観察されそして測定され
た。４個全ての外傷は経壁であった。これら４個の外傷
は、良好な組織接触を有すると予測され且つバイオ−バ
ッテリ出力電流信号の折り曲げ点を有するそれらの位置
に対応した（表３）。右心房において、４個の心房外傷
のうちの３個が経壁であった（表４）。

【００６５】温度モニタリングが、無線周波数経カテー
テル剥離中の外傷形成及び寸法のための制御機構として
提案された。実効的測定は、加熱された心臓組織に対す
る熱電対又はサーミスタ位置及び循環の伝導性冷却効果
に依存する。電極−組織の境界のピーク温度の尺度とし
ての単一のチップ・サーミスタの正確さは知られてな
い。また、単一のチップ・サーミスタの正確さは、カテ
ーテル−組織の配向に依存する。温度モニタリングのた
めサーミスタ及び熱電対を利用するカテーテルが、現在
入手可能であるが、しかしながら、測定された電極−組
織の境界温度は、チップの変化する向き、及び取り囲む
血液の流れの冷却効果のため正確でない。更に、複数の
電極に熱電対又はサーミスタを設けることは、技術的に
難しく且つ高価である。

【００６６】安全な動作及び最適な外傷形成を達成する
ため、組織インピーダンス、パワー消費及びオンライン
単極電気記録図モニタリングのような他の生物物理学的
パラメータがまた、ＲＦエネルギ印加を調整するため、
並びにＲＦ剥離のための外傷形成及び深さを予測するた
め探求されてきた。しかしながら、これらのパラメータ
は、実の組織温度及び組織特性の進行中の変化を表すの
に適切な感度及び一貫性に欠けているように見える。

【００６７】バイオ−バッテリ出力電流信号とサーミス
タにより測定された電極組織境界温度とは、３５℃−７
０℃の間で良く相関する。これらの結果は、ＲＦ剥離温
度が埋め込まれた熱電対又はサーミスタを持たないカテ
ーテルによりモニタリングされ得ることを示している。
これらの研究から得られた証拠は、外傷形成中の低減さ
れたバイオ−バッテリ出力電流信号が外傷形成の進行を
示したことを示唆する。従って、バイオ−バッテリ出力
電流信号は、図１０に示されるように、迅速なインピー
ダンス上昇により示されるように、カテーテル電極上の
血液凝固及び組織の炭化を避けるためＲＦ印加を制御す
るためのフィードバック制御信号を表す。バイオ−バッ
テリ出力電流信号がＲＦ印加中の外傷深さ及び大きさを
決定するのに有効であり得ること、及びバイオ−バッテ
リ出力電流信号が心臓病専門医が外傷を所望の深さ及び
大きさに生成するのを助けることがより重要である。例
えば、心房壁が心室壁よりかなり薄いので、人は、心房
における外傷を心室におけるそれより一層少ない深さで
生成することを欲するかも知れない。バイオ−バッテリ
出力電流信号のピークでのＲＦエネルギ印加の終了は、
その目標を達成するのに十分であろう。他方、心室の頻
拍を治療するため、迅速なインピーダンス上昇及び「ポ
ンという音」なしに最も深い有り得る外傷を生成するた
めバイオ−バッテリ出力電流信号２７０の隆起２７４で
ＲＦ印加を終了するのが望ましいであろう。バイオ−バ
ッテリ出力電流信号の別の特徴は、その信号の振幅及び
形態が剥離された組織と剥離されない組織との間で十分
に異なることである。この特徴は、心臓病専門医がマッ
ピング及び剥離の過程の間にこれらの２つの組織状態を
区別し、従って心筋組織に対する手術時間及び不必要な
損傷を低減するのに有効であろう。

【００６８】この研究からのデータは、バイオ−バッテ
リ技術の使用により、心筋の外傷形成を予測し且つ外傷
の深さ及び大きさを決定することが、通常のカテーテル
を用いて、ＲＦエネルギ印加中に可能である。バイオ−
バッテリ技術は、サーミスタ又は熱電対を用いることな
く、外傷形成を予測するための有用な標識を与え、それ
により一層安定で上手に操作できるカテーテルの助けと
なり得る。最大バイオ−バッテリ出力電流信号は、外傷
形成を予測するばかりでなく、フィードバックを与えて
パワー印加を調整して凝固形成及び迅速なインピーダン
ス上昇を防止するため用いられ得る。この技術は、多重
電極カテーテルを用いて長い直線の外傷を作るとき特に
有益であり得る。

【００６９】最近、食塩水洗浄カテーテルの応用が、電
極上の血液凝固及び迅速なインピーダンス上昇の危険な
しに増大したＲＦエネルギを印加するその能力故に、非
常に関心を引いている。しかしながら、生体内における
ＲＦエネルギ印加中の正確な組織温度モニタリングが存
在しないので、上記技術は、組織温度に関して事実上
「盲目状態」である。結果として、過剰のＲＦエネルギ
が供給された場合、深い組織の中での「泡及びポンとい
う音（Ｂｕｂｂｌｅ ａｎｄ ＰＯＰ）」の形成、及び
従って穿孔及び働いている筋肉繊維（ｗｏｒｋｉｎｇ
ｍｙｏｆｉｂｅｒ）の厳しい損傷が起こり得る。バイオ
−バッテリ出力電流信号が局所的組織特性の変化を表し
得るので、そしてその信号が「泡及びポンという音」形
成に対する標識を与えるので、その信号は、食塩水洗浄
カテーテルの適用を補助するための安全な尺度として有
用であり得る。

【００７０】前述の現象を更に詳細に調査するため、そ
して外傷形成と外傷の深さとを相関させるため、前述の
回路構成要素の概略図である図１４に示される装置を用
いて更なる実験が行われた。図１５は、図９に類似して
おり、以下に説明する実験を実行するため用いられる機
械的装置を図示する。

【００７１】ＲＦ放射による剥離中の外傷形成及び外傷
深さを表す正確なインディケータ（信号）を用いて決定
するため、インビトロ実験が、７−フランスＥＰＴカテ
ーテル２８０（ＥＰテクノロジーズ（ＥＰ Ｔｅｃｈｎ
ｏｌｏｇｉｅｓ）６３０３及び６３０４、カリフォルニ
ア州Ｓｕｎｎｙｖａｌｅ）を用いて実行された。このカ
テーテルは、４ｍｍ遠端電極２８２に設けられた熱的に
隔離されたサーミスタを有する。ＲＦパワーが、コンピ
ュータ制御されたＲＦ発生器２８４（Ｅｎｇｉｎｎｅｒ
ｉｎｇ Ｒｅｓｅａｒｃｈ ＆ Ａｓｓｏｃｉａｔｅ
ｓ， Ｉｎｃ．、アリゾナ州Ｔｕｃｓｏｎ）を用いて供
給された。新鮮な牛の心室心筋２８６が、温度制御され
たボウル２８８の中に浸された。その温度制御されたボ
ウル２８８は、３７℃且つ２リットル／分の流速でポン
プ２９２により圧送された新鮮な牛のヘパリン添加血液
２９０を循環させている。胴戻りプレート２９４は、血
液の中に浸された。遠端電極２８２は、図示のように、
心筋の切断、心外膜又は心内膜表面に垂直に配向され
た。電極−組織の接触は、事前剥離組織インピーダンス
により評価された。ＲＦエネルギ、サーミスタ−組織の
境界温度、バイオ−バッテリ信号及び組織インピーダン
スのオンライン・データは、同時にコンピュータ２９６
のスクリーンに表示され、そして解析のため記録され
た。外傷の寸法は、長さ×幅×深さ（単位ｍｍ）で与え
られる。外傷の容量は、２／３π×（０．５×外傷深
さ）×（０．５×外傷長さ）×外傷幅として計算され
る。（Ｍａｃｋｅｙ他「単極モードにおける同時多極無
線周波数剥離が外傷の大きさを増大する（Ｓｉｍｕｌｔ
ａｎｅｏｕｓ ｍｕｌｔｉｐｏｌａｒ ｒａｄｉｏｆｒ
ｅｑｕｅｎｃｙ ａｂｌａｔｉｏｎ ｉｎ ｔｈｅ ｍ
ｏｎｏｐｏｌａｒ ｍｏｄｅ ｉｎｃｒｅａｓｅｓ ｌ
ｅｓｉｏｎ ｓｉｚｅ）」ＰＡＣＥ、１９９６年発行、
１９（７）：１０４２−８頁）。全てのデータが平均±
標準偏差として与えられる。データは、一方向ＡＮＯＶ
Ａ並びにスチューデントのｔ検定により解析された。ｐ
値＜０．０５は、統計的に有意であると考えられる。Ｒ
Ｆ剥離がバイオ−バッテリ信号曲線の種々の異なる点で
終了されたときの外傷深さを相関させるため、以下の実
験が実行された。

【００７２】カテーテル２８０の遠端電極２８２が、カ
テーテルを可変部材３０２、３０４を介して支持するス
タンド２９８及び固定具３００により与えられるほぼ１
２グラムの一定の力で心筋２８６の切断表面に対して垂
直に置かれた。各ＲＦエネルギの印加は、別に言及がな
ければ、心筋上の種々の場所で６回繰り返された。

【００７３】ＲＦエネルギが２０、３０、４０、５０ボ
ルトのうちのいずれかの一定出力で印加され、そして図
１６に示されるように、最大バイオ−バッテリ信号３０
２から２０、４０又は６０％の低減があったとき、又は
図１７に示されるインピーダンス信号３０６の上昇３０
４が存在したとき終了される一連の実験が実行された。
２０ボルトでのＲＦエネルギの印加は、インピーダンス
上昇をもたらさなかった。

【００７４】別の一連の実験においては、ＲＦエネルギ
が、５０ボルトの一定レベルで印加され、そしてバイオ
−バッテリ信号３０２における「隆起」３０８が現れた
とき（図１６参照）手動で終了された。この点は、バイ
オ−バッテリ信号が低減し始めた後であるが、迅速なイ
ンピーダンス上昇３０４の前に生じた（図１７参照）。
「隆起」は、通常低減が続くバイオ−バッテリ信号３０
２における過渡増大により特徴付けられる。この「隆
起」は、４０ボルトを用いたときたとえインピーダンス
上昇が生じたにも拘わらず、ＲＦエネルギが５０ボルト
より下で印加されたとき一貫しては存在しなかった。バ
イオ−バッテリ信号と外傷の深さとの関係を比較する更
なるデータは、心外膜表面及び心内膜表面のそれぞれに
供給された５０ボルトを用いて前述のプロトコルを繰り
返すことにより得られた。

【００７５】電極−組織接触力のバイオ−バッテリ信号
３０２への効果を決定しそして異なる電極接触力の場合
のこれらの曲線の相違に注目するため、以下の実験が行
われた。遠端電極２８２が、ほぼ１２グラムの接触力
で、次いで５グラムの接触力で、最後に最小接触力で心
筋２８６の切断表面に対して垂直に置かれた。電極−組
織の最小接触は、最小接触を保証するためカテーテル２
８０の重さを相殺するためばね３１０（図１５において
代表的に示す）を用いることにより確立された。ＲＦエ
ネルギは、ほぼ５０ボルトの一定電圧で印加された。各
ＲＦエネルギ印加が、各接触グループに対して異なる場
所で５回繰り返された。

【００７６】第１の一連の実験の結果が以下の表５に要
約されている。

【００７７】

【表６】

【００７８】

【表７】

【００７９】データは、ＲＦエネルギが１２グラムの接
触力の状態での心筋の切断表面に印加されたときに得ら
れた。「Ｉｍｐ．」は、組織インピーダンスを示す。
「ＲＦパワー」は、用いられた平均パワーである。「Ｔ
ｅｍｐ．＠Ｃｅｌｌ Ｍａｘ．」は、バイオ−バッテリ
信号がその最大に達したときのその電極温度読取り値を
示す。「Ｔｅｍ． Ｍａｘ．」は、ＲＦエネルギ印加の
過程中の最大電極温度読取り値を示す。インピーダンス
上昇は３０ボルトの試験で起こらなかったことに注意さ
れたい。

【００８０】５０ボルトのＲＦエネルギ印加の過程中の
バイオ−バッテリ信号変化のオンライン表示の例が、図
１７に示されている。ＲＦエネルギ供給の開始で、組織
インピーダンス信号３１２が低減し、それに台地状の平
坦部分３１４が続く。バイオ−バッテリ信号３０２は、
電極−組織の境界温度信号３１６と平行に指数関数的に
上昇する。電極−組織の境界温度信号３１６がほぼ６９
±６．８℃（ｎ＝７２）に達するとき、バイオ−バッテ
リ信号３０２は、最大点３１８に達し、そしてその勾配
を反転する。それは、インピーダンス信号３１２におけ
る急峻な上昇３０４がある前に負の方向に継続する。Ｒ
Ｆ外傷は、最大バイオ−バッテリ信号の点３１８で一貫
して形成される（上記の表５及び以下の表６を参照）。
インピーダンス信号３１２の迅速な上昇前の丁度数秒、
バイオ−バッテリ信号における過渡又は隆起３０８が存
在する。隆起点での平均温度は、８６．６±５．２３℃
（ｎ＝６）である。最大バイオ−バッテリ信号の点３１
８と隆起３０８との間の時間は、４９．９±３２．３秒
（ｎ＝７）であり、そして隆起３０８から迅速なインピ
ーダンス上昇３０４までの時間は、１４．３±１０．１
秒（ｎ＝６）であった。ＲＦエネルギ印加がこの隆起３
０８後に継続されるとき、一連の「ポンという音」が聞
こえ、そして迅速なインピーダンス上昇が続く。この隆
起は迅速なインピーダンス上昇の発生に先行するので、
それは、迅速なインピーダンス上昇及びその結果生じる
組織炭化を避けるためのＲＦ終了信号として用いること
ができる。比較により、終了が４０ボルト試験における
迅速なインピーダンス上昇３０４であったとき、隆起
は、迅速なインピーダンス上昇に対して１６±２．７秒
（ｎ＝４）だけ先行した。

【００８１】４０及び５０ボルトにおいては、心筋外傷
は一貫して形成された。ＲＦエネルギの５０ボルトが印
加されそしてバイオ−バッテリ信号のピーク後に２０、
４０又は６０％で終了されたとき（図１６参照）、外傷
深さは４±０．４ｍｍであった。ＲＦエネルギが最大点
３１８後の２０、４０又は６０％で停止されたとき、外
傷深さに相違がなかった。しかしながら、ＲＦエネルギ
印加が隆起３０８で終了されたとき、全体の測定された
外傷深さは７．８±１．４ｍｍであった。これは、先の
終了点で得られたそれらの外傷より著しく深かった（ｐ
＜０．０１）。他方、図１８の（Ａ）及び（Ｂ）に示さ
れるように、ＲＦエネルギが隆起で終了されたとき、平
均外傷深さは、ＲＦエネルギが迅速なインピーダンス上
昇３０４が起こるまで継続を許されたときとは著しく異
なることはなかった（８．２±０．９ｍｍ）（ｐ＝０．
８６）。これらのデータは、バイオ−バッテリ信号の隆
起で生成された外傷の深さが、ＲＦエネルギがバイオ−
バッテリ信号３０２の最大点１８に続く２０、４０又は
６０％で停止されたときに生成された外傷の深さの殆ど
２倍であったことを示す。ＲＦエネルギがインピーダン
ス上昇で終了されたとき、外傷が、組織炭化並びにカテ
ーテル２８０の電極３８２上の凝血形成を一貫して示し
た。他方、ＲＦエネルギが隆起点で終了されたとき、時
々電極上に柔らかい凝血形成があったにも拘わらず、組
織炭化の証拠はなかった。

【００８２】詳細には、図１８の（Ａ）におけるこのヒ
ストグラムは外傷の深さを示し、図１８の（Ｂ）におけ
るヒストグラムはバイオ−バッテリ信号の異なるＲＦ終
了時点での容量を示す。これらの外傷は、５０ボルトの
一定ＲＦ電圧及び１２グラムの接触重量を用いて心室の
心筋の切断表面上に作られた。一方向ＡＮＯＶＡ解析が
両方のパラメータについて実行された。図１８の（Ａ）
におけるヒストグラムの未訂正のｐ値は次のとおりであ
る。即ち、２０％対４０％グループに対してｐ＝０．５
８；２０％対６０％グループに対してｐ＝０．１８；２
０％グループ対隆起グループに対してｐ＜０．００１；
２０％グループ対インピーダンス上昇グループに対して
ｐ＜０．０００１；４０％対６０％グループに対してｐ
＝０．３６；４０％対隆起グループに対してｐ＜０．０
００１；４０％対インピーダンス上昇グループに対して
ｐ＜０．０００１；６０％対隆起グループに対してｐ＜
０．０００１；６０％対インピーダンス上昇グループに
対してｐ＜０．０００１；隆起対インピーダンス上昇に
対してｐ＋０．４６である。図１８の（Ｂ）におけるヒ
ストグラムの未訂正ｐ値は次のとおりである。即ち、２
０％対４０％グループに対してｐ＋０．４７；２０％対
６０％グループに対してｐ＋０．２４；２０％グループ
対隆起グループに対してｐ＝０．０００２；２０％グル
ープ対インピーダンス上昇グループに対してｐ＝０．０
００２；４０％対６０％グループに対してｐ＝０．６
２；４０％対隆起グループに対してｐ＝０．０００５；
４０％対インピーダンス上昇グループに対してｐ＝０．
０００５；６０％対隆起グループに対してｐ＝０．００
０１；６０％対インピーダンス上昇グループに対してｐ
＝０．０００１；隆起対インピーダンス上昇に対してｐ
＞０．８である。

【００８３】詳細には、図１９の（Ａ）におけるヒスト
グラムは外傷の深さを示し、図１９の（Ｂ）におけるヒ
ストグラムは心室の心筋の切断、心外膜、心内膜表面の
それぞれの上に作られた外傷容量を示す。ＲＦエネルギ
が、５０ボルトの一定ＲＦエネルギ及び１２グラムの接
触重量の状態で印加され、そして隆起点で終了された。
一方向ＡＮＯＶＡ解析が、これらの３つのグループの外
傷の深さ及び容量について実行された。外傷深さの比較
に対する報告された未訂正ｐ値は次のとおりである。即
ち、心外膜表面対心内膜表面に対してｐ＝０．３２；心
外膜対切断表面に対してｐ＝０．７３；心内膜表面対切
断表面に対してｐ＝０．５である。外傷容量に対する報
告された未訂正ｐ値は次のとおりである。即ち、心外膜
表面対心内膜表面に対してｐ＝０．１２７；心外膜表面
対切断表面に対してｐ＝０．０２４；心内膜表面対切断
表面に対してｐ＝０．３７である。実験は、遠端電極２
８２が心筋２８６の心外膜表面及び心外膜表面のそれぞ
れの上に配置されたことを除いて同じプロトコルを用い
て繰り返された。これらの外傷の深さは、図１９の
（Ａ）及び（Ｂ）に示されるように、切断表面上に作ら
れたそれらの外傷の深さと実質的に相違はなかった。

【００８４】異なる接触力のバイオ−バッテリ信号への
効果の結果は、以下の表６に要約される。

【００８５】

【表８】

【００８６】データは、ほぼ５０ボルトの一定ＲＦパワ
ーで収集された。遠端電極が、心室の心筋の切断表面に
対して垂直に配置された。ＲＦエネルギは、１８０秒
で、「隆起」時に、又はインピーダンス上昇で、終了さ
れた。「最小」は、最小接触力を示す。「ＲＦパワー」
は、用いられた平均化されたパワーである。「Ｔｅｍ
ｐ．＠Ｃｅｌｌ Ｍａｘ．」は、バイオ−バッテリ信号
がその最大に達したときのその電極温度読取り値を示
す。「Ｍａｘ．Ｔｅｍｐ．」は、ＲＦエネルギ印加過程
中における最大電極温度読取り値を示す。

【００８７】ＲＦエネルギは、バイオ−バッテリ信号の
隆起３０８、インピーダンス信号３１２のインピーダン
ス上昇３０４及び１８０秒後のうちのいずれかが最初に
生じたときに終了された。遠端電極２８２が１２グラム
の重量を用いて心筋２８６との接触を維持されていると
き、指数関数的上昇、最大点３１８、下方方向の傾斜及
びそれに続く隆起３０８から成るバイオ−バッテリ信号
３０２の典型的な曲線が観察された。最小接触又は５グ
ラムの接触が電極に印加されたとき、バイオ−バッテリ
信号における初期上昇があったが、しかし下方方向の傾
斜はより緩やかであった。最小及び５グラムの電極及び
組織の接触力を用いた全てのしかし２つの試験におい
て、明らかな隆起は、たとえＲＦエネルギが１８０秒印
加されたにも拘わらず観察されなかった。印加の間隆起
３０８が観察された２つのその印加に対して、隆起３０
８が、ＲＦエネルギ印加の開始後追って１３６秒間生じ
た。異なる接触力を用いた３つのグループに対して最大
外傷深さにおいて著しい相違はなかった（最小対５グラ
ム力に対してｐ＝−０．１１；最小対１２グラム力に対
してｐ＝０．１１；５グラム力対１２グラム力に対して
ｐ＞０．８）。最小対１２グラム接触力グループに対す
る外傷容量は、著しく小さく、ｐ＝０．００３５及び５
グループ力対１２グループ力に対して境界線上の有意、
ｐ＝０．５２であった。最小対５グラム力グループにお
ける外傷容量には統計的相違がなく、ｐ＝０．１１であ
った。１２グラムの力が電極に印加されたとき深い外傷
を生成するのに平均６７秒要し、一方５グラム及び最小
接触グループにおいては等価の外傷を生成するのにそれ
の２倍から３倍長く要した。

【００８８】要約すると、温度モニタリングは、放射カ
テーテル剥離中の外傷形成のための制御機構として用い
られている。しかしながら、電極に設けられた熱センサ
の温度は、熱センサが組織境界になく且つ電極が流れて
いる血液により冷却されるので、電極−組織の境界温度
又は内部組織温度の正確な測定値でない。（前掲書にお
ける「無線周波数カテーテル剥離中の組織の決定要素と
しての温度測定：測定精度のための電極サーミスタの位
置決めの検査（Ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ ｍｅａｓｕｒ
ｅｍｅｎｔ ａｓ ａ ｄｅｔｅｒｍｉｎａｎｔ ｏｆ
ｔｉｓｓｕｅｄｕｒｉｎｇ ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅ
ｎｃｙ ｃａｔｈｅｔｅｒ ａｂｌａｔｉｏｎ：ａｎ
ｅｘａｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ
ｔｈｅｒｍｉｓｔｏｒ ｐｏｓｉｔｉｏｎｉｎｇ ｆｏ
ｒ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔａｃｃｕｒａｃｙ）」；前
掲書における「無線周波数カテーテル剥離における内部
組織温度への流れの影響（Ｉｎｆｌｕｅｎｃｅ ｏｆ
ｆｌｏｗ ｏｎ ｉｎｔｒａｔｉｓｓｕｅ ｔｅｍｐｅ
ｒａｔｕｒｅ ｉｎ ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ
ｃａｔｈｅｔｅｒ ａｂｌａｔｉｏｎ）」）。更に、熱
電対又はサーミスタを多重電極カテーテルに設けること
は技術的に難しく且つ高価であり、そして熱センサを備
えるこれらの多重電極カテーテルを操作することは一層
難しい。安全で最適な外傷形成を達成するため、組織イ
ンピーダンス、パワー消費及びオンライン単極電気記録
図モニタリングのような他の生物物理学的パラメータ
が、ＲＦエネルギ印加を調整するため並びに外傷形成を
予測するため用いられてきた。（Ｈｅ他「無線周波数エ
ネルギ印加の前及びその間における生体内での電極−組
織の接触の予測パラメータ（Ｐｒｅｄｉｃｔｉｖｅ ｐ
ａｒａｍｅｔｅｒｓｏｆ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ−ｔｉｓ
ｓｕｅ ｃｏｎｔａｃｔ ｉｎ ｖｉｖｏｐｒｉｏｒ
ｔｏ ａｎｄ ｄｕｒｉｎｇ ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅ
ｎｃｙ ｅｎｅｒｇｙ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ）」
（要約）Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ、１９９７年発行、９
６（８）：Ｉ−１４３；Ｈｕａｎｇ他「無線周波数カテ
ーテル剥離中の加熱効率を予測するため生体インピーダ
ンスを測定する有効性（Ｕｓｅｆｕｌｎｅｓｓ ｏｆ
ｍｅａｓｕｒｉｎｇ ｔｈｅ ｂｉｏ−ｉｍｐｅｄａｎ
ｃｅ ｆｏｒ ｐｒｅｄｉｃｔｉｎｇ ｔｈｅ ｅｆｆ
ｉｃｉｅｎｃｙ ｏｆｈｅａｔｉｎｇ ｄｕｒｉｎｇ
ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｃａｔｈｅｔｅｒ ａ
ｂｌａｔｉｏｎ）」（要約）Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ、
１９９７年発行、９６（８）：Ｉ−１４３；Ｓａｔａｋ
ｅ他「剥離場所での電気記録図のモニタリングを有する
洗浄されたチップ電極を用いた心房組織の経壁の剥離
（Ｔｒａｎｓｍｕｒａｌ ａｂｌａｔｉｏｎ ｏｆ ｔ
ｈｅ ａｔｒｉａｌ ｔｉｓｓｕｅｕｓｉｎｇ ａｎ
ｉｒｒｉｇａｔｅｄ ｔｉｐ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ ｗ
ｉｔｈ ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ ｔｈｅ ｅｌｅｃｔｒ
ｏｇｒａｍ ａｔ ｔｈｅａｂｌａｔｉｏｎ ｓｉｔ
ｅ）」（要約）Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ、１９９７年発
行、９６（８）：Ｉ−５７６）。しかしながら、これら
のパラメータは、迅速なインピーダンス上昇の直前に最
大ＲＦエネルギ供給を再現性良く可能にするためには十
分定量的でなく又十分に敏感ではない。バイオ−バッテ
リ信号とサーミスタで測定された電極組織境界温度と
が、３５℃−７０℃の範囲の間で良く相関する。最大バ
イオ−バッテリ出力は、生体外で７０℃と８０℃との間
（７２±４．６℃）で、そして生体内で８５℃と８９℃
との間（８８±７．３℃）で生じる。（前掲書における
「サーミスタ又は熱電対を使用しないＲＦエネルギ印加
中の温度モニタリング（Ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ ｍｏ
ｎｉｔｏｒｉｎｇ ｄｕｒｉｎｇ ＲＦ ｅｎｅｒｇｙ
ａｐｐｉｌｉｃａｔｉｏｎ ｗｉｔｈｏｕｔ ｔｈｅ
ｕｓｅ ｏｆ ｔｈｅ ｔｈｅｒｍｉｓｔｏｒｓ ｏ
ｒ ｔｈｅｒｍｏｃｏｕｐｌｅｓ）」；前掲書における
「バイオ−バッテリにより導出された温度モニタリング
を用いた無線周波数（ＲＦ）エネルギ印加のインビボ実
験（Ｉｎ ｖｉｖｏ ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔｓ ｏｆ
ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ（ＲＦ） ｅｎｅｒｇｙ
ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ ｕｓｉｎｇ ｂｉｏ−ｂａ
ｔｔｅｒｙ−ｉｎｄｕｃｅｄ ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ
ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ）」；前掲書における「無線周
波数エネルギ印加中の温度をモニタリングするためのバ
イオ−バッテリ（Ｂｉｏ−ｂａｔｔｅｒｙ ｔｏ ｍｏ
ｎｉｔｏｒ ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ ｄｕｒｉｎｇ
ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｅｎｅｒｇｙｍｏｎｉ
ｔｏｒｉｎｇ）」。犬のインビボ実験において、ＲＦエ
ネルギ印加が最大バイオ−バッテリ信号より２０％下の
点で終了されたとき、十分区別される外傷が、右心房、
及び右心室及び左心室に一貫して存在した。（前掲書に
おける「外傷形成を予測し且つ迅速なインピーダンス上
昇を防止するためのバイオ−バッテリ電池出力の使用
（Ｔｈｅ ｕｓｅ ｏｆ ｂｉｏ−ｂａｔｔｅｒｙ ｃ
ｅｌｌ ｏｕｔｐｕｔ ｔｏ ｐｒｅｄｉｃｔ ｌｅｓ
ｉｏｎ ｆｏｒｍａｔｉｏｎａｎｄ ｐｒｅｖｅｎｔ
ｒａｐｉｄ ｉｍｐｅｄａｎｃｅ ｒｉｓｅ）」）。

【００８９】本インビトロ・データは、バイオ−バッテ
リ信号３０２の最大点３１８が一貫して形成されたこと
を示す。更に、ＲＦエネルギが隆起３０８で終了された
とき、外傷は、組織の炭化又はインピーダンス上昇３０
４なしでより深かった（表５及び表６参照）。従って、
迅速なインピーダンス上昇による示されるように、カテ
ーテル電極上の血液凝固及び組織の炭化を避けるため印
加されるＲＦエネルギを調整するため、バイオ−バッテ
リ信号をフィードバック制御信号として用い得る。更
に、バイオ−バッテリ信号は、ＲＦ印加中の外傷深さ及
び大きさの案内として有効であろう。例えば、心室頻拍
を治療するために迅速なインピーダンス上昇及びポンと
いう音なしに最も深い可能な外傷を生成するため、ＲＦ
パワーの印加を隆起３０８で終了することが望ましいで
あろう。

【００９０】本研究からのデータは、バイオ−バッテリ
信号がサーミスタ又は熱電対なしの通常のカテーテルを
用いてＲＦエネルギの印加中に心筋の外傷形成を予測し
且つ最大外傷深さ及び大きさを決定する手段を与え得る
ことを示唆する。また、凝固形成及び迅速なインピーダ
ンス上昇を防止するためにＲＦパワーの印加を調整する
ためのフィードバックを与えるためバイオ−バッテリ信
号を用い得る。この技術はまた、多重電極カテーテルを
用いて長い直線状の外傷を作るとき有益である。例え
ば、多重電極カテーテルは、熱センサ、サーミスタ又は
熱電対が電極に設けられてなく一層柔軟性がある。これ
は、良好な連続的電極−組織接触を達成する可能性を有
するカテーテルの設計を可能にする。なお、その良好な
連続的電極−組織接触が、長い直線状外傷を作る上での
最も臨界的要因である。更に、各個別の電極に対するＲ
Ｆパワーの印加及び外傷形成が、各個別の電極からのバ
イオ−バッテリ信号によりオンラインで評価され、調整
され、そして最適化されることができる。

【００９１】最近、増大したＲＦパワーを印加し且つよ
り深い外傷をしかし電極上の血液凝固及び迅速なインピ
ーダンス上昇の危険なしに生成する能力の故に、ＲＦパ
ワーの供給のための食塩液で洗浄されるカテーテルの使
用にかなりの関心が出てきた。（ナカガワ他「犬の大腿
筋肉試料における、無線周波数剥離のためのインビボ組
織温度プロフィール及び外傷の幾何学的形状と食塩液洗
浄電極対温度制御との比較（Ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ ｏ
ｆ ｉｎ ｖｉｖｏ ｔｉｓｓｕｅ ｔｅｍｐｅｒａｔ
ｕｒｅ ｐｒｏｆｉｌｅ ａｎｄ ｌｅｓｉｏｎ ｇｅ
ｏｍｅｔｒｙｆｏｒ ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ
ａｂｌａｔｉｏｎ ｗｉｔｈ ａ ｓａｌｉｎｅ−ｉｒ
ｒｉｇａｔｅｄ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ ｖｅｒｓｕｓ
ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ ｃｏｎｔｒｏｌ ｉｎ ａ
ｃａｎｉｎｅ ｔｈｉｇｈ ｍｕｓｃｌｅ ｐｒｅｐａ
ｒａｔｉｏｎ）」Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ、１９９５
年、９１（８）：２２６４−７３頁）。しかしながら、
電極が冷却されるので、生体内でＲＦパワーの印加中の
内部組織温度をモニタリングすることは可能でない。従
って、食塩液洗浄カテーテルを用いるこの技術の安全性
は、組織を炭化させずに又はポンという音をたてずに印
加されることができる最大ＲＦパワーを知らないことに
より制限される。その結果、過剰のＲＦパワーが供給さ
れた場合、組織の中の深いところでの小さい破裂又は
「ポンという音」を生成し、その結果重い筋肉繊維の外
傷、又は心房内の穿孔を伴った危険が存在する。バイオ
−バッテリ信号が局所的な組織特性の変化を表すので、
食塩液洗浄カテーテルを用いたＲＦパワーの安全な印加
を許可することが可能である。

【００９２】要約すると、我々の予備的データは、バイ
オ−バッテリ技術が心臓の不整脈の治療のため安全で最
適なＲＦ剥離に有用であり得る独特の生物物理学的パラ
メータを与えることを例証した。バイオ−バッテリ技術
が、ＲＦ剥離のための制御信号及び安全標識を与えるた
め他の生物物理学的パラメータを越えた利点を有するこ
とは明らかである。

【００９３】本発明がその幾つかの特定の実施形態を参
照して説明されたが、当業者は、本発明の真の趣旨及び
範囲を離れることなく本発明の記載された実施形態に対
して種々の修正をすることができるであろう。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
実行する構成要素及びステップの全ての組合わせは本発
明の範囲内にあることを意図するものである。

【図面の簡単な説明】

【図１】図１は、本発明の単純化した図示である。

【図２】図２は、剥離処置中の剥離場所での電流密度を
図示する。

【図３】図３は、本発明に有効なサーミスタを設けてい
るカテーテル・プローブの図を示す。

【図４】図４は、サーミスタを設けているプローブの使
用による剥離場所の温度を較正するための代表的曲線を
図示する。

【図５】図５は、図１に代表的に示される回路ブロック
図である。

【図６】図６は、心内膜を順次マッピングし、剥離すべ
き場所を識別し、そしてその場所を、プローブを再配置
することなしに剥離するための、又は剥離中に剥離場所
の特性的特徴を表す種々の信号を生成するためプローブ
の２つ以上の電極を用いるための代表的カテーテル・プ
ローブを図示する。

【図７】図７の（Ａ）及び（Ｂ）は、剥離処置中におけ
る、カテーテル・チップにより印加されたパワー・レベ
ル、カテーテルに設けられたサーミスタにより検知され
た温度、及び剥離場所でのガルバニ電流のそれぞれの出
力信号を図示するグラフである。

【図８】図８は、手動で実行されるある一定の機能を図
５に示される回路を用いて実行し、且つ剥離中の剥離場
所の特性に関連するリアルタイム情報を含む信号の表示
を与えるためのコンピュータの使用を図示する。

【図９】図９は、インビトロ試験を行って、剥離処置中
のガルヴァーニ電池（バイオ−バッテリ）の出力電流信
号、及びまた導出可能であるインピーダンス、パワー及
び温度を含む他の信号を示す曲線の時間ごとの振幅を決
定するための構成要素を図示する。

【図１０】図１０は、インビトロ実験中におけるバイオ
−バッテリ信号（単位ｍＶ）、電極組織温度（単位
℃）、組織インピーダンス（単位Ω）及びＲＦエネルギ
（単位ボルト）の代表的記録を図示する。

【図１１】図１１は、インビトロ及びインビボ実験中に
発生された典型的なバイオ−バッテリ出力電流信号を図
示する。

【図１２】図１２は、図１１に示されるバイオ−バッテ
リ出力電流信号上の種々のパワー・ターンオフ点で形成
される外傷の相対的深さを図示する。

【図１３】図１３は、インビボ実験中におけるバイオ−
バッテリの出力電流信号、温度、インピーダンス及びＲ
Ｆパワー・レベルの代表的曲線を図示する。

【図１４】図１４は、組織を剥離し且つそこに外傷を形
成する装置の単純化した概略図を図示する。

【図１５】図１５は、心筋についての実験中に用いられ
る装置を図示する。

【図１６】図１６は、剥離及び外傷形成中のバイオ−バ
ッテリ信号を図示する。

【図１７】図１７は、バイオ−バッテリ信号、インピー
ダンス信号、温度信号、及びＲＦパワーの印加を表す信
号を全て時間ラインに対して図示する。

【図１８】図１８の（Ａ）及び（Ｂ）は、バイオ−バッ
テリ信号、及びＲＦパワーの印加の停止と一致するイン
ピーダンス信号についての曲線の種々の点で形成された
外傷の深さ及び容量をそれぞれ図示する。

【図１９】図１９の（Ａ）及び（Ｂ）は、心筋の切断、
心外膜及び心内膜の各表面に形成された外傷の深さ及び
容量をそれぞれ図示する。

【符号の説明】

１０ ＲＦ発生器 １４ カテーテル・プローブ １６ 血液充満室 １８ 組織 ２０ 剥離場所 ３０ チップ ３４ プレート ３８ 体

─────────────────────────────────────────────────────

【手続補正書】

【提出日】平成１２年１１月２２日（２０００．１１．
２２）

【手続補正１】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】全図

【補正方法】変更

【補正内容】

【図１】

【図２】

【図３】

【図４】

【図５】

【図６】

【図１３】

【図７】

【図８】

【図１０】

【図９】

【図１１】

【図１６】

【図１７】

【図１８】

【図１９】

【図１２】

【図１４】

【図１５】

フロントページの続き (72)発明者 ディン・シェン・ヒー アメリカ合衆国アリゾナ州85742，トゥー ソン，ウェスト・カミノ・デ・ラ・カテル バ 2631 Ｆターム(参考） 4C060 KK03 KK04 KK09 KK13 KK23 KK30

Claims (11)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 チップの凝塊、組織のくっつき又は組織
   の穿孔の可能性を避けながら人間の心臓において予測可
   能な深さの外傷を形成するため剥離場所での組織を剥離
   する装置において、 （ａ）剥離場所での組織を放射して当該剥離場所での組
   織の温度上昇を生じさせるＲＦエネルギ源と、 （ｂ）剥離場所に接触状態に係合し且つ組織にＲＦエネ
   ルギを放射して剥離場所での組織を加熱する第１の電極
   であって第１の仕事関数を有する材料の第１の電極から
   成る第１の電極を有するカテーテルと、 （ｃ）ＲＦエネルギを前記エネルギ源から前記第１の電
   極に伝送する伝送手段と、 （ｄ）前記第１の電極とは異なる位置に配置され且つ第
   １の仕事関数とは異なる第２の仕事関数を有する材料の
   第２の電極であって、人間の組織の範囲に電気的に接触
   する第２の電極と、 （ｅ）前記第１の電極、前記第２の電極、及び電気的相
   互接続する電解質として働く人間の組織とにより形成さ
   れるガルヴァーニ電池であって、剥離場所での組織への
   ＲＦエネルギによる放射の際に電気信号を発生するガル
   ヴァーニ電池と、を備え、 前記電気信号は、剥離場所での組織の剥離の初期発生と
   一致するピーク値、及びそのピーク値に続く低減値、値
   の変曲及び低減値を有し、 （ｆ）前記ＲＦエネルギ源の動作を調整して、前記電気
   信号の値の変曲の検出の際に剥離場所におけるＲＦエネ
   ルギの放射を制御する制御回路を更に備える装置。
2. 【請求項２】 前記電気信号の変曲値の発生に続く剥離
   場所での組織のインピーダンスの上昇であって、組織の
   状態を表し且つＲＦエネルギの印加の終了に対する終わ
   り限界を規定するインピーダンスの上昇を検出する手段
   を含む請求項１記載の装置。
3. 【請求項３】 生物の剥離場所での組織を放射して、剥
   離場所の温度を上昇させ、剥離の発生を検知し、剥離場
   所の加熱を終了させる装置において、 （ａ）剥離場所に配置可能な第１の電極であって第１の
   仕事関数を有する材料から形成されている第１の電極を
   有するカテーテルと、 （ｂ）前記第１の電極とは異なる位置に配置され且つ生
   物の組織と電気的接触しているよう適合された第２の電
   極であって、第１の仕事関数とは異なる第２の仕事関数
   を有する材料から形成されている第２の電極と、 （ｃ）前記第１の電極、前記第２の電極、及び前記第１
   の電極と前記第２の電極との中間の電解質として働く生
   物の組織とにより形成されるガルヴァーニ電池であっ
   て、剥離の発生及び剥離場所での組織の外傷の形成を表
   すピーク値を有し且つ剥離場所での適切な深さの組織の
   剥離の発生を表す値の特性変曲を有する出力電流信号を
   発生するガルヴァーニ電池と、 （ｄ）前記第１の電極及び前記第２の電極と相互接続さ
   れ、ＲＦエネルギを前記第１の電極を介して剥離場所で
   の組織に印加して剥離場所での組織を加熱するＲＦ発生
   器と、 （ｅ）ＲＦエネルギを前記ＲＦ発生器から前記第１及び
   第２の電極に印加し且つ前記出力電流信号の変曲後にＲ
   Ｆエネルギの印加を終了させる制御回路とを備える装
   置。
4. 【請求項４】 剥離場所での組織であってその組織の炭
   化の発生の際にインピーダンスの急激な増加を有する当
   該組織を剥離する装置において、 （ａ）ＲＦエネルギを剥離場所に印加して剥離場所の組
   織を加熱するＲＦ発生器と、 （ｂ）剥離場所の組織と接触するよう適合され剥離場所
   の組織をＲＦエネルギにより放射する第１の電極を有す
   るプローブと、 （ｃ）ＲＦエネルギを前記ＲＦ発生器から前記プローブ
   に伝送する伝送線と、 （ｄ）剥離の発生を表すピーク値と、当該ピーク値後の
   値の低減に後続する値の変曲であって剥離を表す当該値
   の変曲とを有する出力電流信号を生成するガルヴァーニ
   電池であって、前記第１の電極、前記第１の電極とは異
   なる位置に位置され且つ前記剥離場所とは異なる位置の
   組織と接触して配置された第２の電極、及び前記第１及
   び第２の電極と電気的に接触している電解質を含むガル
   ヴァーニ電池と、 （ｅ）前記ガルヴァーニ電池により生成された前記出力
   電流信号の値の前記変曲の後でＲＦエネルギの剥離場所
   への印加を終了させて、前記プローブに印加されるＲＦ
   エネルギを制御する回路とを備える装置。
5. 【請求項５】 人間の心臓における剥離場所での組織を
   剥離する方法において、 （ａ）ＲＦエネルギをＲＦエネルギ源から発生するステ
   ップと、 （ｂ）ＲＦエネルギを前記ＲＦエネルギ源から剥離場所
   と接触している第１の電極に伝達するステップと、 （ｃ）剥離場所での組織を前記第１の電極からのＲＦエ
   ネルギにより放射して、剥離場所での組織を加熱するス
   テップであって、前記第１の電極は第１の仕事関数を有
   する材料から構成されている、前記加熱するステップ
   と、 （ｄ）人間の組織の範囲を、前記第１の電極とは異なる
   位置に配置され且つ第１の仕事関数とは異なる第２の仕
   事関数を有する材料から成る第２の電極と電気的に接触
   させるステップと、 （ｅ）剥離場所での組織の剥離の発生を表すピーク値及
   び当該ピーク値の発生後の値の変曲を有する出力電流信
   号を、前記第１の電極、前記第２の電極、及び電気的に
   相互接続する電解質として働く人間の組織により形成さ
   れるガルヴァーニ電池を用いて発生するステップと、 （ｆ）剥離場所での組織炭化を防止するため、前記発生
   するステップにより発生された出力電流信号の値の変曲
   の後に剥離場所でのＲＦエネルギの印加を終了させるス
   テップとを備える方法。
6. 【請求項６】 剥離場所での組織を剥離する方法におい
   て、 （ａ）ＲＦエネルギをＲＦ発生器により発生するステッ
   プと、 （ｂ）ＲＦエネルギを前記ＲＦ発生器から伝送線を介し
   てプローブの第１の電極に伝送するステップと、 （ｃ）剥離場所に近接の前記第１の電極を介して当該剥
   離場所をＲＦエネルギにより放射するステップと、 （ｄ）剥離場所の組織での剥離の発生を表すピーク値及
   び当該ピーク値の発生後の値の変曲を有する信号を前記
   ガルヴァーニ電池を用いて生成するステップであって、
   前記ガルヴァーニ電池は前記第１の電極、当該第１の電
   極とは異なる位置に配置された第２の電極、及び前記第
   １及び第２の電極と電気的に接触している電解質を備え
   る、前記生成するステップと、 （ｅ）組織の炭化を避けるため、前記生成するステップ
   により生成された信号の変曲の後にＲＦエネルギの剥離
   場所への印加を終了するステップとを備える方法。
7. 【請求項７】 剥離場所での組織の剥離の発生を検出す
   る装置において、 （ａ）剥離場所と接触して剥離場所をＲＦエネルギによ
   り放射して組織を加熱するチップを有するカテーテル
   と、 （ｂ）ＲＦエネルギを前記チップに送るＲＦエネルギ源
   と、 （ｃ）組織を電解質として用いたガルヴァーニ電池であ
   って、剥離場所での剥離の発生を表す値の低減が続くピ
   ーク値、及び予測可能な深さの剥離を表す値の後続の変
   曲を有する電気的信号を発生するガルヴァーニ電池と、 （ｄ）電気的信号の値の前記変曲の後にＲＦエネルギの
   前記チップへの伝達を終了させる回路とを備える装置。
8. 【請求項８】 剥離場所での組織の剥離を組織の剥離処
   置中に検知する装置において、 （ａ）剥離場所をＲＦエネルギにより放射して、剥離処
   置を実行するチップを有するカテーテルと、 （ｂ）ＲＦエネルギを前記チップに送るＲＦエネルギ源
   と、 （ｃ）組織に隣接するよう適合された電極と、 （ｄ）前記チップ、前記電極及び前記組織により形成さ
   れたガルヴァーニ電池であって、剥離場所での組織の予
   測可能な深さの剥離を表す値の変曲を有する独特の電気
   信号を発生するガルヴァーニ電池と、 （ｅ）ＲＦエネルギを前記チップに伝達するのを終了さ
   せる回路とを備える装置。
9. 【請求項９】 剥離場所での組織の剥離を組織の剥離処
   置中に検知する方法において、 （ａ）ＲＦエネルギをＲＦエネルギ源からチップに送る
   ステップと、 （ｂ）剥離場所を前記チップからのＲＦエネルギにより
   放射して、剥離処置を実行するステップと、 （ｃ）電極を組織に隣接して配置するステップと、 （ｄ）剥離場所での組織の予測可能な深さの剥離を表す
   値の変曲を有する電気信号を、前記チップ、前記電極及
   び前記組織により形成されたガルヴァーニ電池を用いて
   発生するステップと、 （ｅ）前記電気信号の値の前記変曲の発生の際にＲＦエ
   ネルギの前記チップへの伝達を終了させるステップとを
   備える方法。
10. 【請求項１０】 剥離場所での組織の剥離を組織の剥離
    処置中に検知する装置において、 （ａ）剥離場所をＲＦエネルギにより放射して剥離処置
    を実行するチップを有するカテーテルと、 （ｂ）ＲＦエネルギを前記チップに送るＲＦエネルギ源
    と、 （ｃ）組織に隣接するよう適合された電極と、 （ｄ）剥離場所での組織の予測可能な深さの剥離を表す
    値の変曲を有する電気信号を発生する発生器であって、
    前記チップ、前記電極及び前記組織を備える発生器と、 （ｅ）前記電気信号の値の前記変曲に応答して、ＲＦエ
    ネルギの前記チップへの伝達を終了させる回路とを備え
    る装置。
11. 【請求項１１】 剥離場所での組織の剥離の発生を組織
    の剥離処置中に検知する方法において、 （ａ）ＲＦエネルギをＲＦエネルギ源からチップに送る
    ステップと、 （ｂ）剥離場所を前記チップからのＲＦエネルギにより
    放射して剥離処置を実行するステップと、 （ｃ）電極を組織に隣接して配置するステップと、 （ｄ）剥離場所での組織の予測可能な深さの剥離を表す
    値の変曲を有する電気信号を、前記チップ、前記電極及
    び前記組織により形成された発生器により発生するステ
    ップと、 （ｅ）前記電気信号の値の前記変曲に応答して、ＲＦエ
    ネルギの前記チップへの伝達を終了させるステップとを
    備える方法。