JP6302039B2 - 組織の治療のための発電および制御の装置 - Google Patents

Description

本発明は、一般には、エネルギーを印加する（または別のやり方で利用する）医療デバイス、システムおよび方法、ならびに電気エネルギーを正確に制御することが有益である技術分野に関係する。例示的な実施形態では、本発明は、管腔疾病、具体的には動脈硬化プラーク、脆弱なまたは「ホット」プラークなどカテーテル・ベースの治療時のエネルギー量を選択的に供給するためのエネルギー生成および制御の装置を提供する。

（関連出願の相互参照）
本出願は、２０１０年４月９日に出願された米国仮出願第６１／３４２，１９１号の優先権を、米国特許法第１１９条の下に主張するものである。

本出願の主題は、２００６年３月２８日に出願された米国特許出願第１１／３９２，２３１号、「Ｔｕｎｅｄ ＲＦ Ｅｎｅｒｇｙ ｆｏｒ Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｏｆ Ａｔｈｅｒｏｍａ ａｎｄ Ｏｔｈｅｒ Ｔａｒｇｅｔ Ｔｉｓｓｕｅｓ ａｎｄ／ｏｒ Ｓｔｒｕｃｔｕｒｅｓ」、２００４年９月１０日に出願された米国特許出願第１０／９３８，１３８号、「Ｓｅｌｅｃｔａｂｌｅ Ｅｃｃｅｎｔｒｉｃ Ｒｅｍｏｄｅｌｉｎｇ ａｎｄ／ｏｒ Ａｂｌａｔｉｏｎ ｏｆ Ａｔｈｅｒｏｓｃｌｅｒｏｔｉｃ Ｍａｔｅｒｉａｌ」、２００６年１０月１８日に出願された米国仮出願第６０／８５２，７８７号、「Ｔｕｎｅｄ ＲＦ Ｅｎｅｒｇｙ ａｎｄ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ
Ｔｉｓｓｕｅ Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ Ｆｏｒ Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ Ｏｆ Ｔａｒｇｅｔ Ｔｉｓｓｕｅｓ」、２００７年４月４日に出願された米国仮出願第６０／９２１，９７３号、「Ｔｕｎｅｄ ＲＦ Ｅｎｅｒｇｙ ａｎｄ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｔｉｓｓｕｅ Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ Ｆｏｒ
Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ Ｏｆ Ｔａｒｇｅｔ Ｔｉｓｓｕｅｓ」、２００７年１０月１８日に出願された米国特許出願第１１／９７５，６５１号、「Ｔｕｎｅｄ ＲＦ Ｅｎｅｒｇｙ ａｎｄ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｔｉｓｓｕｅ Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ Ｆｏｒ Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ Ｏｆ Ｔａｒｇｅｔ Ｔｉｓｓｕｅｓ」、２００９年１１月１２日に出願された米国特許出願第１２／６１７，５１９号、「Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ Ａｃｃｕｍｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ Ｅｎｅｒｇｙ Ｗｉｔｈ ｏｒ Ｗｉｔｈｏｕｔ Ｋｎｏｗｌｅｄｇｅ ｏｆ Ｔｉｓｓｕｅ
Ｔｏｐｏｇｒａｐｈｙ」、２００７年１０月１８日に出願された米国特許出願第１１／９７５，４７４号、「Ｉｎｄｕｃｉｎｇ Ｄｅｓｉｒａｂｌｅ Ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ
Ｅｆｆｅｃｔｓ ｏｎ Ｂｏｄｙ Ｔｉｓｓｕｅ」、２００７年１０月１８日に出願された米国特許出願第１１／９７５，３８３号、「Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ Ｉｎｄｕｃｉｎｇ Ｄｅｓｉｒａｂｌｅ Ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ Ｅｆｆｅｃｔｓ Ｏｎ Ｂｏｄｙ Ｔｉｓｓｕｅ」、２００９年１１月１３日に出願された米国特許出願第１２／６１６，７２０号、「Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ Ｄｒｕｇ Ｄｅｌｉｖｅｒｙ ｉｎ ａ Ｌｕｍｅｎ」、２００９年９月２２日に出願された米国出願第１２／５６４，２６８号、「Ｉｎｄｕｃｉｎｇ Ｄｅｓｉｒａｂｌｅ Ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ Ｅｆｆｅｃｔｓ ｏｎ Ｂｏｄｙ Ｔｉｓｓｕｅ Ｕｓｉｎｇ Ａｌｔｅｒｎａｔｅ Ｅｎｅｒｇｙ Ｓｏｕｒｃｅｓ」、および２００９年５月１３日に出願された米国仮出願第６１／１７７，７４４号、「Ｄｉｒｅｃｔｉｏｎａｌ Ｄｅｌｉｖｅｒｙ ｏｆ Ｅｎｅｒｇｙ ａｎｄ Ｂｉｏａｃｔｉｖｅｓ」の主題の改良である。

医師は、身体の内部組織、特に血管など身体の管腔内に到達し、それを修復するためにカテーテルを使用する。たとえば、バルーン血管形成カテーテルおよび他のカテーテルは
しばしば、アテローム性動脈硬化の疾病により狭くなった動脈を広げるために使用される。

バルーン血管形成は多くの場合、閉塞した血管を開くときに有効であるが、バルーン拡張に付随する外傷は、重大な損害をもたらすことがあり、したがって、バルーン拡張の利点は、時間的に制限されることがある。ステントは一般に、血管の有益な開口部を広げるために使用される。

バルーン拡張と併せてステントは多くの場合、アテローム性動脈硬化症に好ましい治療法である。ステント留置では、折り畳み式の金属製の構造物が、身体に導入されるバルーン・カテーテルに取り付けられる。ステントは、操作されて閉塞部位内に入り、下にあるバルーンの拡張によって適所で拡張される。ステント留置は、広く受け入れられており、多くの場合において、一般的に許容可能な結果をもたらす。ステントは、血管、具体的には冠状動脈の治療と共に、生殖器、胃腸および肺の生殖器の治療など、身体内の他の多くの管状閉塞を治療する際にも使用することができる。

ステント留置後に身体管腔が再狭窄し、または後に狭くなることが、かなりの数のケースで生じている。より最近では、薬剤をコーティングしたステント（Ｊｏｈｎｓｏｎ ａｎｄ Ｊｏｈｎｓｏｎの Ｃｙｐｈｅｒ（商標）ステント、Ｓｉｒｏｌｉｍｕｓ（商標）を含む関連薬剤など）が、著しく減少した再狭窄率を実証しており、その他は、代替の薬物溶出性ステントを開発し商業化している。さらに、手技的な血管形成の成功率を向上させることもできる、全身薬剤供給など（静脈内または経口）を扱う研究も開始されている。

薬物溶出性ステントは、多くの患者のアテローム性動脈硬化症の治療への大きい将来性をもたらすように見えるが、ステントを使用することができず、または大きい欠点を呈する多くのケースが依然として存在する。一般に、ステント留置は、身体内にインプラントを残す。こうしたインプラントは、特にインプラントの除去が困難であり、侵襲手術を伴う場合には、機械的疲労、腐食などを含めて、危険を呈することがある。ステント留置は、広汎性動脈疾患の治療、分岐部の治療、挫滅に脆弱な身体の部位の治療、ならびにねじれ、伸長および短縮が起こりやすい動脈の治療にとっては追加の欠点を有することがある。

バルーン血管形成および／またはステント留置としばしば組み合わせて、血管内放射線、低温治療、超音波エネルギーなどを含めて様々な修正型の再狭窄治療または再狭窄抑制閉塞治療モダリティも提案されている。これらおよび異なる手法によって、血管形成およびステント留置の後に続いて起きる血流低下の減少への様々な程度の期待が示されているが、血管形成によって組織に最初に課される外傷は、問題のままとなっている。

より最近では、拡張のさらなる欠点が明らかになっている。これらは、心筋梗塞または心臓発作を引き起こし得る物質を破裂させ放出することがある脆弱なプラークの存在を含む。

狭窄した動脈を開くためのステント留置およびバルーン血管形成に対するいくつかの代替案が提案されている。たとえば、様々なアテローム切除デバイスおよび技法が開示され、試みられている。血管形成およびステント留置に欠点および制約があるにも拘らず、アテローム切除術は、普及しておらず、また拡張ベース手法の成功率を得ていない。

さらに、アテローム切除術およびアブレーションなど、病変を減少させ、または除去するために病変組織をデバルキングする技術分野の方法では一般に、病変組織の治療が進む
につれて健康な組織が損傷を受けないように保護する手段が、あるとしてもごくわずかにしか提供されない。

上記内容を考慮して、身体の管腔、特に血管の組織をリモデリングするための新しいデバイス、システムおよび方法を提供することが有利である。極端な拡張の外傷、隣接した健康な組織への損傷を生じさせる策に頼る必要なしに体腔をリモデリングできる構造を提供しながら、かなりのコストまたは複雑さを回避すること、およびステント留置に適さない血管および他の身体管腔の開口を可能にすることがさらに望ましい。

本発明は、制御された投与量のエネルギーを供給することによって組織を治療することに関する。組織は、エネルギーを印加し、組織特徴付け解析を行い、さらにコントローラと共にエネルギー源を使用することによって複数のエネルギー供給表面に選択的にエネルギーを与えることによって標的にすることができる。

例示的な実施形態では、電力供給のための装置は、発電源と、増幅器ブロックと、電力出力設定点コントローラと、電力供給目標のインピーダンスを測定するために使用される電力供給点の電圧／電流フィードバックと、電圧／電流フィードバックを受信するピーク有効電力センサ・ブロックと、電力出力設定点コントローラおよびピーク有効電力センサ・ブロックから信号を受信する比例積分微分（ＰＩＤ：Ｐｒｏｐｏｒｔｉｏｎａｌ， Ｉｎｔｅｇｒａｌ， Ｄｅｒｉｖａｔｉｖｅ）コントローラとをさらに備える発電回路を備えてよく、ＰＩＤコントローラは、回路からの電力出力が、電力供給目標の測定されたインピーダンスに応答して、電力出力設定点付近の範囲内で維持されるように、電力増幅器ブロックへの総入力電圧を変調する。

一部の例示的な実施形態では、出力電力は、無線周波数（ＲＦ：Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）電力であるが、代替の例示的な実施形態では、電力は、超音波、マイクロ波、レーザの形、または他の適切な形のエネルギーであってよい。

一部の例示的な実施形態では、供給用の装置は、さらにカテーテルで構成されてよく、カテーテルはさらに、複数のエネルギー供給表面、最も好ましくは膨張式バルーンに取り付けられた複数のエネルギー供給表面を有するように備えられてもよい。

一つの例示的な実施形態では、発電の間の回路負荷インピーダンスのリアルタイム変化の測定が装置の電力供給目標のインピーダンスのリアルタイム変化を表し得るように、ベクトル・ネットワーク解析を用いて様々な負荷を使用して電源回路インピーダンスを計算することからなる、好ましくは装置を較正するための方法が提供される。

また別の例示的な実施形態では、接続された付属品のタイプを、そのインピーダンス特性に基づいて確認するための較正を繰り返すことによって、装置に接続された付属品を識別するステップを備える方法が提供される。

更に他の例示的な実施形態では、標的組織内で実質的に一様のバルク温度分布を達成するように制御されたやり方でエネルギーを印加する方法が提供される。
また、別な実施形態では、有益な生物学的反応を達成する目的で神経活動を変更するために神経組織にエネルギーを印加するための方法が提供される。

本発明の好ましい実施形態は、組織内で治療の生物学的効果を達成するための手技で使
用することができる。最も好ましくは、本発明は、血管形成手技の前、その間および／またはその後の任意の点および時に使用することができる。

別の態様では、本発明は、標的組織の治療のための発電装置を提供する。発電装置は、周波数信号を生成する周波数シンセサイザを備える。電力増幅器は、周波数シンセサイザを電力出力に動作可能に接続する。その出力は、標的組織に結合可能であり、電力センサは、標的組織から電圧および電力フィードバックを受信し、標的組織で測定されたインピーダンスを出力するように構成される。コントローラは、電力センサを電力増幅器に結合する。コントローラは、電力設定点を受信するための入力を有しており、電力設定点および標的組織で測定されたインピーダンスに応答して、周波数信号ごとの電力増幅器から標的組織への電力出力が電力設定付近の所望の範囲内で維持されるように変調信号を電力増幅器に送信する。

任意選択で、周波数シンセサイザは、ダイレクト・デジタル・シンセサイザ（ＤＤＳ：Ｄｉｒｅｃｔ Ｄｉｇｉｔａｌ Ｓｙｎｔｈｅｓｉｚｅｒ）などのデジタル周波数シンセサイザを備え、デジタル／アナログ変換器は、周波数シンセサイザを電力増幅器に結合する。装置から標的組織へのエネルギー出力は典型的に、ＲＦエネルギーを備えるが、別法として、マイクロ波エネルギーなどを備えてもよい。多くの実施形態では、発電装置は、システム内に含まれ、システムは、細長いカテーテルをも含む。カテーテルは、血管内へと進むように構成された遠位端を有する細長い軟性カテーテル本体を有してよい。コネクタが、本体の近位端に結合されてよく、コネクタは出力に結合されるように構成されており、したがって、使用時、カテーテルは、遠位端に隣接する標的組織に出力を結合する。システムの発電装置によって測定された標的組織のインピーダンスは、発電装置、カテーテル本体および／または類似物のインピーダンスから独立している場合が多い。

一つの態様では、本発明は、標的組織の治療に備えてＲＦシステムを較正するための較正モジュールを提供する。ＲＦシステムは、インピーダンス測定回路を含む発電装置を備える。モジュールは、発電装置のインピーダンス測定回路から第１のインピーダンスを受信するための第１の入力を備える。第１のインピーダンスは、発電装置を標的組織に結合する前の発電装置への低い回路負荷に対応する。第２の入力は同様に、インピーダンス測定回路からのものであるが、（やはり発電装置を標的組織に結合する前の）発電装置への高い回路負荷に対応している第２のインピーダンスを受信する。第３の入力は、インピーダンス測定回路から、高い負荷と低い負荷の間の類似の第３のインピーダンスを受信する。プロセッサは、標的組織に電力を印加する間の全体的な回路負荷インピーダンスのリアルタイム変化の測定に応答して、標的組織のインピーダンスの変更を容易にするために、測定されたインピーダンスを使用してシステム・インピーダンスを計算するように構成される。全体的な回路負荷インピーダンスは、発電装置のインピーダンスと標的組織のインピーダンスとを備える。

典型的には、ＲＦシステムは、発電装置を標的組織に結合するためのカテーテルまたは他の結合デバイスをさらに備える。より一般的には、本明細書に述べられたシステムの回路全体は、使用時に、発電回路と電力出力目標回路と結合回路とを含んでよく、システム回路全体のこれらの部分それぞれが、各々のインピーダンス部分をシステムの全体的なインピーダンスに寄与する。回路全体のこれらの部分のインピーダンス寄与をより正確に特徴付け、また標的組織（または他の電力出力ターゲット）のインピーダンスをより正確に測定する助けとするために、プロセッサは、カテーテルを発電装置に結合する前およびカテーテルを標的組織に結合する前に、発電装置およびカテーテルの別のシステム・インピーダンスを計算するように構成することができる。

電力システム内で電極を有するバルーン・カテーテルと共に使用する発電および制御装置の一実施形態を概略的に示す図である。 図１の装置で使用する膨張式バルーンの一実施形態を概略的に示す図である。 図２のバルーンの概略的な断面図である。 図１の装置を使用した組織解析および選択的エネルギー治療で使用する電極の一実施形態を示す図である。 発電および制御回路の一実施形態を概略的に示す図である。 図４に示されたピーク有効電力センサ・ブロックのＤＤＳダウン・コンバージョン部の一実施形態を概略的に示す図である。 図４に示されたピーク有効電力センサ・ブロックのＤＣベースバンド処理部の一実施形態を概略的に示す図である。 図４に示されたＰＩＤ制御ブロックの一実施形態を概略的に示す図である。 入射電力および反射電力を感知し制御するための２端子回路設計を概略的に示す図である。 図４に示された増幅器ブロックの一実施形態を概略的に示す図である。 図４に示された増幅器ブロックの「ソフト電流リミット」関係を示す図である。 図１に示された装置の組織治療実施形態における最小および最大測定電流の例示的なプロットを示す図である。 図１に示された装置の問題治療実施形態における最小および最大測定インピーダンスの例示的なプロットを示す図である。 図１に示された装置の組織治療実施形態における最小および最大測定電圧の例示的なプロットを示す図である。 図１に示された装置の組織治療実施形態における標的部位および発電機で測定された電力の例示的なプロットを示す図である。 図１に示された装置の一実施形態の経験的に導出されたエネルギー量およびインピーダンス制御を使用した管腔組織内の実質的に一定のバルク温度分布を概略的に示す図である。 図１に示された装置の一実施形態の経験的に導出されたエネルギー量およびインピーダンス制御を使用した管腔組織内の実質的に一定のバルク温度分布を概略的に示す図である。 図１に示された装置の一実施形態の累積損傷理論を使用して導出されたエネルギー量を使用した管腔組織内の実質的に一定のバルク温度分布を概略的に示す図である。 図１に示された装置の一実施形態の累積損傷理論を使用して導出されたエネルギー量を使用した管腔組織内の実質的に一定のバルク温度分布を概略的に示す図である。 目標電力出力でインピーダンスを正確に測定することを容易にするために発電システムを較正するための方法およびシステムを概略的に示す図である。

本発明の実施形態は、多くの場合、治療効果を達成するために標的組織を治療するための発電装置および制御システムに関する。好ましくは、標的組織は、動脈疾患に見られるものなど、患部組織をさらに備え得る管腔組織である。

本開示は、血管内で本技術を使用することに焦点を当てているが、本技術は、他の管腔閉塞にも有用である。本発明が使用され得る他の解剖学的構造は、食道、口腔、鼻咽頭腔、耳管、鼓室、脳洞、動脈系、静脈系、心臓、喉頭、気管、気管支、胃、十二指腸、回腸、結腸、直腸、膀胱、尿管、射精管、輸精管、尿道、子宮腔、膣管および頸管である。

ＲＦ、超音波、マイクロ波およびレーザ・エネルギーを使用して組織を加熱するためのデバイスは、２００７年１０月１８日に出願された米国特許出願第１１／９７５，４７４号、「Ｉｎｄｕｃｉｎｇ Ｄｅｓｉｒａｂｌｅ Ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ Ｅｆｆｅｃｔｓ ｏｎ Ｂｏｄｙ Ｔｉｓｓｕｅ」、２００７年１０月１８日に出願された米国特許出願第１１／９７５，３８３号、「Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ Ｉｎｄｕｃｉｎｇ Ｄｅｓｉｒａｂｌｅ Ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ Ｅｆｆｅｃｔｓ Ｏｎ Ｂｏｄｙ Ｔｉｓｓｕｅ」、２００５年５月３日に出願された米国特許出願第１１／１２２，２６３号、「Ｉｍａｇｉｎｇ ａｎｄ Ｅｃｃｅｎｔｒｉｃ Ａｔｈｅｒｏｓｃｌｅｒｏｔｉｃ Ｍａｔｅｒｉａｌ Ｌａｓｅｒ Ｒｅｍｏｄｅｌｉｎｇ ａｎｄ／ｏｒ Ａｂｌａｔｉｏｎ Ｃａｔｈｅｔｅｒ」、および２００９年９月２２日に出願された米国出願第１２／５６４，２６８号、「Ｉｎｄｕｃｉｎｇ Ｄｅｓｉｒａｂｌｅ Ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ Ｅｆｆｅｃｔｓ ｏｎ Ｂｏｄｙ Ｔｉｓｓｕｅ Ｕｓｉｎｇ Ａｌｔｅｒｎａｔｅ Ｅｎｅｒｇｙ Ｓｏｕｒｃｅｓ」に開示されており、これらの開示された技術は本発明と組み合わせて利用することができる。
発電および制御
本発明の多くの実施形態では、発電および制御装置は、内部回路４００と、制御ソフトウェアと、ユーザ・インターフェース１０２と、回路４００およびユーザ・インターフェース１０２を収容する発電および制御筺体１０１とを含んでよい。

図１および図４を参照すると、筺体１０１内に収容された内部回路４００が、ダイレクト・デジタル・シンセサイザ（ＤＤＳ）ブロック４０１を含んでよく、このＤＤＳブロック４０１のデジタル・コード出力は好ましくは、デジタル／アナログ変換器（ＤＡＣ）４０２を通過させることができる。ＤＡＣ ４０２は、ＤＤＳブロック４０１からのデジタル・コード信号をアナログ電圧信号４１４に変換する。電圧信号４１４およびアナログ変調電圧信号４１３は好ましくは、増幅器ブロック４０３を通過し、目標電力出力４０４がもたらされる。目標電力出力４０４の電圧負荷および電流負荷の測定は、電圧センサ４０５および電流センサ４０７によって測定することができ、電圧センサ４０５および電流センサ４０７からの信号は好ましくは、それぞれアナログ／デジタル変換器（ＡＤＣ）４０６および４０８を通過させることができる。ＡＤＣ ４０６からのデジタル電圧信号およびＡＤＣ ４０８からのデジタル電流信号は好ましくは、ピーク有効電力センサ４１０によって受信され、このピーク有効電力センサ４１０で、電力供給目標４０４上の発電および制御装置の有効電力出力をリアルタイムに測定することができる。電力設定点制御４０９は、ソフトウェアによってプログラムされた運転パラメータに基づく。

図５および図６に示された好ましい一実施形態では、ピーク有効電力センサ・ブロック４１０は、（４０６からの）電圧センス信号Ｖと（４０８からの）電流センス信号Ｉを混合して、ＤＣベースバンド信号にして、好ましくはローパス・フィルタ５０２で電圧出力を、またローパス・フィルタ５０４で電流出力を生成するために使用されるＤＤＳ ５００を備えてよい。ピーク有効電力センサ・ブロック４１０からの電圧出力および電流出力は、同相電流５０７成分と、同相電圧成分５０５と、直交電流成分５０８と、直交電圧５０６成分とを含む。回路４１０内のブロックがその結果、瞬間振幅、周波数信号、ならびに信号の成分間および回路４１０のブロックを通過するいくつかの信号間の位相シフトを認識できるので、回路４１０内の信号が同相成分と直交成分とを備えるのが好ましい。次いで、ピーク有効電力センサ４１０のローパス・フィルタ５０２およびローパス・フィルタ５０４からのデジタル出力信号は、図６に示された電力計算回路に送信されてよい。

次に図６を参照すると、電圧振幅は、同相電圧信号５０５と直交位相電圧信号５０６の二乗を合計し、和を平方根回路６０２を通過させることによって計算することができる。電流振幅は、同相電流信号５０７と直交電流信号５０８の二乗を合計し、和を平方根回路
６０６を通過させることによって計算することができる。未補正の電力は好ましくは、電圧振幅と電流振幅を掛けることによって計算することができる。

電圧信号の位相は好ましくは、電圧信号の直交成分５０６および電圧信号の同相成分５０５を逆タンジェント・ゲート６０３に通すことによって計算することができる。同様に、電流信号の位相は好ましくは、電流信号の直交成分５０８および電流信号の同相成分５０７を逆タンジェント・ゲート６０７に通すことによって計算することができる。コサイン・ゲート６０８は好ましくは、力率補正を計算できるように逆タンジェント・ゲート６０３および６０７から差分出力を受信する。ピーク有効電力は、未補正の電力にコサイン・ゲート６０８の出力を掛け、ゲート６０９で結果を丸めることによって計算することができる。

図５および図６は最も好ましい一実施形態を示しているが、ピーク有効電力は、瞬間ＲＦ電圧波形とＲＦ電流波形を掛けて、結果として生じる信号を積分して、平均値を得るなどの他の手段；使用される電力のタイプに適しており、また本明細書に開示され述べられた装置の回路を備えるコンポーネントに適している任意の使用可能な手段から選択されるピーク有効電力を計算する手段を使用して計算することができる。

次に図９Ａおよび図９Ｂを参照すると、増幅器ブロック４０３が、ＤＤＳブロック４００から電圧入力４１４を受信し、ＰＩＤコントローラ４１１からの電圧信号４１３を変調する可変利得増幅器９０１と、電力増幅器９０２とを含み得る。電力増幅器９０２は、図９Ｂに示された「ソフト電流リミット」を有し、それによって、使用可能な出力電圧は、必要な出力電流が増加するにつれて、場合に応じたやり方で（ｉｎ ａ ｔａｉｌｏｒｅｄ ｍａｎｎｅｒ）減少する。ソフト電流リミットを有する電力増幅器９０２の利点は、供給される最大出力電力を電流リミット回路の特性によって本質的に制限できることであり、最も好ましくは約１０倍の負荷インピーダンスを超える幅広い範囲の負荷インピーダンスに渡って実質的に一定の最大使用可能出力電力を提供することができる。ソフト電流リミット方式の追加の利点は、スイッチ・モード電源技術を使用して実装される場合、好ましくは約１０倍の負荷インピーダンスを超える幅広い範囲の負荷インピーダンスに渡って極めて高い電力増幅器の効率を達成できることである。

目標電力出力４０４の制御は、好ましくは、ＰＩＯコントローラ４１１に信号を送出する電力設定点制御４０９と、ピーク有効電力センサ・ブロック４１０を介して行われる。このＰＩＤコントローラ４１１は、最終的に増幅器ブロック４０３に供給される変調電圧信号４１３を生成することができる。電力出力設定点制御４０９は、プログラムされた運転パラメータに基づいてソフトウェア制御信号を供給することができ、この運転パラメータは、多くの実施形態において、周囲の健康な組織への損傷を回避するやり方で病変組織のリモデリングを促すように設定されてよい。電力出力４０４で同相および直交のリアルタイム負荷測定を行うことにより、回路４００はそれによって、負荷変化を特徴付け、設定点から比較的に小さい範囲内で出力が変化し得るように出力を変調することによって負荷変化に応答することができる。しかし、設定点付近での電力出力の変化は、約±２％であってよいが、好ましい実施形態は、約±５％、約±１０％、約±１５％および約±２０％以上など、他の範囲で出力変化を調整してもよい。

次に図４および図７を参照すると、ＰＩＤコントローラ４１１は好ましくは、電力出力設定点４０９およびピーク有効電力出力ブロック４１０から出力信号を受信する。ＰＩＤコントローラ４１１は好ましくは、比例７０１（「Ｐ」）、積分７０２（「Ｉ」）および微分７０３（「Ｄ」）の計算、それぞれＫ_pｅ（ｔ）、

およびＫ_dｄｅ（π）／ｄｔを実施するハードウェア・モジュールおよび／またはソフト
ウェア・モジュールを備えてよく、それは、理想的な形の数式

で表現することができ、ただし、Ｖ_m（τ）は、出力４０４、ピーク有効電力計算４１０
および電力設定点４０９で測定された電力に応答して、計算された変調電圧４１３を時間の関数として表す。
上式において、
Ｋ_pｅ（ｔ）は、所望の電力に対する測定／計算された電力の誤差への比例反応を表し、

は、所望の電力に対する測定／計算された電力の誤差の和への積分反応を表し、ただしτは、積分される期間を表し、ｅ（ｔ）は、現在の時間ｔにおける計算された電力を表し、Ｋ_dｄｅ（τ）ｄｔは、所望の電力に対する測定／計算された誤差の変化率への微分反応
を表す。

最も好ましい実施形態では、ＰＩＤ方程式は、より一般的な「標準とされる式」または「業界で使用されている式」

で表すことができ、ただし、定数Ｋ_iおよびＫ_dは、Ｔ_iおよびＴ_dで置換され、それぞれ積分時間値および微分時間値を表す。標準の式は、微分を単純化し、制御等式の定数を使用する利点を提供する。

好ましい一実施形態では、約１６０マイクロ秒の時間間隔「ｔ」は、目標電力出力４０４における電力の測定と計算の間に存在する。４１１のＰＩＤ制御ループの出力計算は、「操作された変数」または変調電圧４１４と呼ばれることがあり、この変調電圧４１４は好ましくは、出力電力を設定点付近に調整するように増幅器ブロック４０３を駆動するために使用される。定数Ｋ_i、Ｋ_pおよびＫ_dは、回路４００が出力４０４の誤差の増加にど
れほど迅速に応答できるか、または設定点４０９と比較して、４０４で出力の誤差を減少させるように増幅器ブロック４０３をどれほど迅速に変調できるかを定義するのに役立つ。電力計算７０４は好ましくは、ＤＤＳブロック４０１の直交電圧成分５０６および同相電圧成分５０５、ならびに直交電流成分５０７および同相電流成分５０８に基づく。

次に図１および図８を参照すると、筺体１０１の発電機および制御装置と、接続された付属品１００’（たとえば図１のカテーテル・アセンブリ１０８とコネクタ１０３とを備えてよい）の両方を含む装置全体１００は、図８に示されたものなどの通信方式を使用することができる。図８は２端子回路８００を使用する好ましい一実施形態を示しているが、所与の電力制御応用に望ましい構成に応じて他の数の端子を使用してもよい。一般に、電圧センサ４０５と電流センサ４０７と標的負荷（組織）４０４の間に著しいＲＦ損失、反射および位相シフトが通常存在する。これらのＲＦ損失、反射および位相シフトは、負荷（組織）４０４に供給された実際の電力に著しい偏差を引き起こし、さらに、負荷（組織）インピーダンスの測定に著しい誤差を引き起こす。好ましい一実施形態では、一般化された２端子反射率測定は、負荷（組織）電力を正確に制御することと、負荷（組織）インピーダンスを正確に測定することの両方に関して、ＲＦ経路におけるすべてのＲＦ損失、反射および位相シフトを補償するために使用される。このために、２端子回路８００は、筺体１０１の発電機および制御装置と、接続された付属品１００’と、目標電力出力４０４上の負荷との間の入射電力波および反射電力波を使用した一連の制御計算を備えてよく、好ましくは、筺体１０１の発電機および制御装置によって電圧および電流出力８００Ｖ＆Ｉが制御されることになる。

入射電力波は、添字に「ａ_n」で示されて、反射電力波は、添字「ｂ_n」で示され、４０４上の入射電力および反射電力は、それぞれ「ａ_L」および「ｂ_L」で示される。図８に表された数学操作についての下記の説明において明確にする目的により、数学的方程式では、記載された方程式の意味を簡単にするために、図８に示された記述要素番号「８００」を省略するものとする。

入射電力波および反射電力波（それぞれａ_nおよびｂ_n）に関して散乱パラメータの２端子回路は、下記のように定義される。

上式において、ａ₁およびｂ₁は、発生器１０１の入射電力波および反射電力波であり、ａ₂およびｂ₂は、負荷（たとえば電極１１２）における入射電力波および反射電力波である。

展開された数式と共に２端回路のＳ−パラメータ行列は、下記の通り定義することができる。

ｂ₁＝Ｓ₁₁ａ₁＋Ｓ₁₂ａ₂ ６．
ｂ₂＝Ｓ₁₂ａ₁＋Ｓ₂₂ａ₂ ７．
回路４００を備え得る発生器１０１、および負荷４０４の複素インピーダンスは、それぞれロー（ρ）およびガンマ（Γ）として定義することができる。次いで、ローとガンマは好ましくは、下記の通り、反射電力波および反射電力波を使用して定義することができる。

次にロー空間からガンマ空間への逆変換は、下記に示されたように、数式１から数式９における関係を使用して導出することができる。

数式１８は、ロー空間からガンマ空間への逆変換の明示的な式を提供している。散乱パラメータは、グループ化され、好ましくは下記の式で、逆変換係数Ａ、ＢおよびＤとして定義することができる。
Ａ＝Ｓ₁₁ １９．
Ｂ＝Ｓ₁₂ ²−Ｓ₁₁Ｓ₂₂ ２０．
Ｄ＝−Ｓ₂₂ ２１．
数式１８は、係数Ａ、ＢおよびＤを、逆変換の好ましい明示的な式に代入して、それによって、逆変換の好ましい一般的な式を提供することによって単純化することができる。

数式２２を使用し、ガンマについて解き、順方向変換を好ましい形で導出することができる。
ρ＋ＤΓρ＝Ａ＋βΓ ２３．
ＤΓρ−ＢΓ＝Ａ−ρ ２４．
Γ（Ｄρ−Ｂ）＝Ａ−ρ ２５．

数式１９から数式２１の同じように、順方向変換係数Ａ’、Ｂ’およびＤ’は好ましくは、下記に示されたようにガンマ空間とロー空間の間の数式を単純化する働きをすることができる。

数式１２は、Ａ’、Ｂ’およびＤ’を、順方向変換の好ましい明示的な式に代入して、それによって、順方向変換の好ましい一般的な式を提供することによって単純化することができる。

負荷４０４の順方向電力は好ましくは、負荷４０４に入射する電力波の二乗の大きさとして定義することができる。
Ｐ_FL＝｜ａ_L｜²＝｜ｂ₂｜² ３２．
同様に、負荷４０４からの逆方向電力は、負荷４０４によって反射された電力波の二乗の大きさとして定義することができる。
Ｐ_RL＝｜ｂ_L｜²＝｜ａ₂｜² ３３．
上記に定義された関係によって、目標電力出力負荷４０４で吸収される電力は、下記の関係により、入射電力から反射電力を引いた値として定義することができる。
Ｐ_L＝Ｐ_AL−Ｐ_RL ３４．
Ｐ_L＝｜ａ_L｜²−｜ｂ_L｜² ３５．

数式７、数式９および数式３２を、数式３４から数式３６に代入して、関係の展開式を提供する。
Ｐ_L＝｜ａ_L｜²｛ｌ−｜Γ｜²｝ ３７．
Ｐ_L＝Ｐ_FL｛１−｜Γ｜²｝ ３８．
Ｐ_L＝｜ｂ₂｜²（１−｜Γ｜²） ３９．
Ｐ_L＝｜Ｓ₁₂ａ₁＋Ｓ₂₂ａ₂｜²（１−｜Γ｜²） ４０．
最も好ましい２端子回路では、次に、端子１の入射電力および反射電力を定義することができる。８００_a1の入射電力は好ましくは、８００_a1に入射する電力波の二乗の大きさとして定義することができ、
Ｐ_F1＝｜ａ₁｜² ４１．
また、８００_b1の入射電力は好ましくは、８００_b1で反射された電力波の二乗の大きさとして定義することができる。
Ｐ_R1＝｜ｂ₁｜² ４２．
端子１（「Ｐ₁」）で吸収された電力は、数式４１および数式４２を使用して、端子１
の入射電力から端子１の反射電力を引いた値として定義することができ、
Ｐ₁＝｜ａ₁｜²−｜ｂ₁｜²＝｜ａ₁｜²（１−｜ρ｜²） ４３．
上式は、吸収電圧の大きさと、吸収電流の大きさと、吸収電圧と吸収電流の角度のコサインとを掛けた値として定義することもできる。
Ｐ₁＝｜Ｖ｜｜Ｉ｜｜ｃｏｓφ｜＝｜ａ₁｜²（１−｜ρ｜²） ４４．

数式９を数式７に代入し、ｂ₂について解くことによって、図８の８００_b2について定
義された下記の関係を定義することができる。
ｂ₂−Ｓ₂₂ａ₂＝Ｓ₁₂ａ₁ ４６．

ｂ₂（１−Ｓ₂₂Γ）＝Ｓ₁₂ａ₁ ４８．

次に、図８の負荷４０４の電力は、数式４９を数式３９に代入し、数式４５を数式５１に代入して分子を展開することにより定義することができる。

本発明の好ましい一実施形態では、図１６を参照して理解できるように、図４の回路４００の既知のインピーダンスの測定は、変換係数Ａ、Ｂ、ＤおよびＡ’、Ｂ’、Ｄ’を定義するために行うことができる。最も好ましくは、既知の回路負荷４０４で、３つの測定が行われ、最も好ましくは、インピーダンスＺ_ρOは、約１０００Ωの負荷で取られ、イ
ンピーダンスＺ_ρは、約５０Ωの負荷で取られ、インピーダンスＺ_ρLは、約１５０Ωの
負荷で取られ、ただし、発電機および制御装置１０１の複素電圧および電流測定（図８の８００_V&I）は、数式５３を使用してインピーダンスＺ_ρO、Ｚ_ρSおよびＺ_ρLを計算するために使用され、ただし、ＳＹＳＴＥＭ_IMPEDANCEには、値１５０Ωが代入される。しか
し、Ｚ_ρO、Ｚ_ρSおよびＺ_ρLを計算するための既知の回路負荷および代入されるＳＹＳ
ＴＥＭ_IMPEDANCEは、約ゼロ・オームと約無限大オームの間の範囲の他の値で実施するこ
とができる。図１６に示されたように、こうした較正方法は、発電コンポーネントを標的組織に結合する前に、理想的にはアタッチメント１００’を筺体の発電回路４００に結合する前に開始してよい１６０１。３つの異なる負荷がかけられ、各負荷でインピーダンスが取られる１６０２、１６０３、１６０４。これらの測定は、回路４００のコンポーネントで取られ、本明細書に述べられたシステム特徴付け計算用のハードウェアおよび／またはソフトウェア・モジュールに入力される。

数式５３を解くには好ましくは、約１０００Ω、約５０Ωおよび約１５０Ωの各々の負荷で好ましくはインピーダンスＺ_ΓO、Ｚ_ΓSおよびＺ_ΓLを供給するために、最も好まし
くはネットワーク解析を使用して、最も好ましくはベクトル・ネットワーク解析を使用して、予備の１組のインピーダンス測定を行うことを伴い得る。次いで、６つの好ましいインピーダンス測定Ｚ_ΓO、Ｚ_ΓS、Ｚ_ΓL、Ｚ_ρO、Ｚ_ρSおよびＺ_ρLが好ましくは、変換係数Ａ’、Ｂ’、Ｄ’を計算するために使用されてよい。

Ａ’＝Ｚ_ΓS−Ｂ＊Ｚ_ρS＋Ｄ＊（Ｚ_ΓS＊Ｚ_ρS） ５６．
次に、好ましくは数式５４から数式５６によって定義された係数の値は好ましくは、数式３１を使用して図４の目標電力出力４０４の実際の負荷インピーダンスを、また数式５２を使用して目標電力出力４０４で印加された実際の電力を計算するために使用することができ、それによって好ましくは、４０４の出力が負荷のリアルタイムの変化に基づいて設定点付近で正確に調整され、電力供給が、本明細書に述べられた範囲内に維持されるように、ＰＩＤコントローラ４１１からの計算された変調出力電圧４１３を提供する。

好ましい実施形態では、電力供給点の実際の電力出力は最も好ましくは、出力４０４で印加された負荷の測定された複素インピーダンス角度に基づく。その場合、負荷は、最も好ましくは組織を示し、複素インピーダンス角度は好ましくは、組織の健康または疾患、および／または装置１００を使用している間の組織状態の変化を示す。さらに、インピーダンスはキャパシタンスおよび抵抗の関数であるので、リアルタイム組織キャパシタンスおよびリアルタイム組織抵抗もまた、インピーダンスとキャパシタンスと抵抗の関係によって、測定データに基づいて知ることができる。

インピーダンスが実成分と虚成分とを有し得ることを想起して、数式５７における関係は、下記のようにさらに表現し、展開することができる。

ただし、ωは、回路の固有振動数を示し、Ｃは、負荷で測定されたリアルタイムの組織キャパシタンスを示し、Ｒは、負荷で測定されたリアルタイムの組織抵抗を示す。

数式６１をＣ²について解き、数式６３を数式６２に代入し、数式６４をＣについて解
く。

数式６５をω²Ｃ²Ｒ²について解き、数式６１に代入することによって、簡略化された
関係を得ることができる。

次に、数式６６を単純化し、Ｒについて解くことによって、数式５７からのインピーダンスＺの既知の値によって、リアルタイムの組織抵抗を決定することができ、

また、リアルタイム組織キャパシタンスは、数式６７を数式６５に代入し、Ｃについて解くことによって決定することができる。

も好ましい実施形態では、図１のシステムまたは装置１００全体は、図４の回路４００、および結合装置または付属品１００’を含んでよく、それらは、治療反応を促すために、組織の特徴付けおよび選択的な治療で共に使用することができる。インピーダンス、イメージング・モダリティおよびエネルギー・モダリティに基づく組織の特徴付けおよび選択的処理は、２００７年１１月６日に発行された米国特許第７，２９１，１４６号、Ｓｔｅｉｎｋｅ他、「Ｓｅｌｅｃｔａｂｌｅ Ｅｃｃｅｎｔｒｉｃ Ｒｅｍｏｄｅｌｉｎｇ ａｎｄ／ｏｒ Ａｂｌａｔｉｏｎ ｏｆ Ａｔｈｅｒｏｓｃｌｅｒｏｔｉｃ Ｍａｔｅｒｉａｌ」、および上記に言及された米国出願第１１／３９２，２３１号、第１１／９７５，６５１号、第１１／６１７，５１９号、第１１／９７５，４７４号、第１１／９７５，３８３号、１２／５６４，２６８に記載されており、これらの特許の完全な開示を、参照により本明細書に組み込む。しかし、最も好ましい実施形態では、電力出力は、ＲＦエネルギーであるが、上記言及に開示され述べられた超音波、レーザ、マイクロ波なども、本発明の範囲内である。

次に図４を参照すると、一部の実施形態では、ＤＤＳブロック４０１、電力出力設定点制御４０９およびピーク有効電力センサ４１０は、埋込み型プロセッサなしのフィールド・プログラマブル・ゲート・アレイを備える。フィールド・プログラマブル・ゲート・アレイが内部プロセッサを備える他の実施形態では、ＤＤＳブロック４０１、電力出力設定点制御４０９、ピーク有効電力センサ・ブロック４１０およびＰＩＤコントローラは、フィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ内に備えられてよい。

一部の実施形態では、発生器および制御装置１０１は、プロセッサを含んでもよいし、治療を制御または記録するためにプロセッサに結合されてもよい。プロセッサは典型的に、本明細書に述べられた実施形態および方法の一部またはすべて、１つまたは複数を実施するためのマシン読取り可能プログラム命令またはコードを実行する１つまたは複数のプログラマブル処理装置をしばしば含むコンピュータ・ハードウェアおよび／またはソフトウェアを備える。コードは、メモリ（任意選択で読取り専用メモリ、ランダム・アクセス・メモリ、不揮発性メモリなど）、および／または記録媒体（フロッピー（登録商標）・ディスク、ハードドライブ、ＣＤ、ＤＶＤ、不揮発性ソリッドステート・メモリ・カードなど）などの有形媒体でしばしば具現化される。コードならびに／あるいは関連するデータおよび信号は、ネットワーク接続（ワイヤレス・ネットワーク、イーサネット（登録商標）、インターネット、イントラネットなど）を介してプロセッサに、またはプロセッサから送信することもでき、コードのうちの一部またはすべては、カテーテル・システムのコンポーネント間で、また１つまたは複数のバスを介してプロセッサ内で送信することもでき、適切な標準またはプロプラエタリの通信カード、コネクタ、ケーブルなどがしばしば、プロセッサに含まれる。プロセッサはしばしば、少なくとも一部はソフトウェア・コードでプロセッサをプログラミングすることによって、本明細書に述べられた計算および信号送信ステップを実施するように構成されてよく、このソフトウェア・コードは、単一のプログラム、一連の別個のサブルーチンまたは関連プログラムなどとして書くことができる。プロセッサは、標準またはプロプラエタリのデジタルおよび／またはアナログ信号処理ハードウェア、ソフトウェアおよび／またはファームウェアを備えてよく、本明細書に述べられた計算を患者の治療中に実施するのに十分な処理電力を好ましくは有することができ、プロセッサは任意選択で、パーソナル・コンピュータ、ノート型コンピュータ、タブレット・コンピュータ、プロプラエタリの処理装置またはその組合せを備える。現代のコンピュータ・システムに関連する標準またはプロプラエタリの入力デバイス（マウス、キーボード、タッチスクリーン、ジョイスティックなど）および出力デバイス（プリンタ、スピーカ、ディスプレイなど）も含まれてよく、複数の処理装置（さらには別個のコンピュータ）を有するプロセッサが、広範囲の集中型または分散型データ処理アーキテクチャで使用されてよい。

最も好ましい実施形態では、装置１００の制御ソフトウェアは、システムの使いやすさ、柔軟性および信頼性をさらに向上させるために、クライアント・サーバ・スキーマを使用することができる。「クライアント」は、システム制御論理であり、「サーバ」は、制御ハードウェアである。通信マネージャは、加入しているクライアントおよびサーバにシステム状態の変化を伝える。クライアントは、現在のシステム状態がどうであるか、および状態の特定の変化に基づいてどんなコマンドまたは決定を実施すべきかを「知る」。サーバは、クライアント・コマンドに基づいてシステム機能を実施する。通信マネージャが集中型の情報マネジャであるので、新しいシステム・ハードウェアは好ましくは、既存のクライアントーサーバ関係の前に変更を必要としないことがあり、次いで、新しいシステム・ハードウェアおよびその関連する制御論理は単に、通信マネージャを介して管理された情報への追加の「加入者」になってよい。この制御スキーマは好ましくは、固定されるベース・ルーチンを備えた堅牢な中央の動作プログラムを有する利点をもたらし、システムで動作するように設計された新しい回路部品を動作させるのにベース・ルーチンへの変更は必要ないことが好ましい。
組織治療用の付属品
一部の実施形態では、図１の装置１００のシステム全体は、発電装置と共に、接続された付属品をさらに含んでよく、この付属品は最も好ましくは、エネルギー供給表面が備えられた腔内カテーテル１０８を含んでよい。

多くの実施形態では、エネルギー供給表面は好ましくは、間隔を置いて配置された複数の電極１１２を備えてもよい。図１に示された発電装置１０１は、好ましくは選択された電極に選択的にエネルギーを与えることを可能にするためにコネクタ１０３によって複数の電極に動作可能に結合される。

多くの実施形態では、エネルギー供給表面は、バルーンが膨張して管腔の組織などの組織に接触するとき、標的組織内で複数のリモデリング・ゾーンを定義するために、図３Ａに示されたように、膨張可能なバルーン２００の周りに置かれた複数の電極１１２を備える。

次に図１および２を参照すると、組織への所望の温度効果を誘発するカテーテル・システムの例示的な一実施形態が示されている。カテーテル・システムは、近位端１０７および遠位端１１１を備えたカテーテル本体１０９を有するバルーン・カテーテル１０８を含む。カテーテル体１０９は、柔軟であり、カテーテル軸１１３を定義し、ガイドワイヤ管腔２０６および膨張管腔２０１など、１つまたは複数の管腔を含んでよい。灌流、液体供給、イメージングなど、他の治療あるいは応用に望ましい場合、さらなる管腔が提供されてもよい。カテーテル１０８は、遠位端１１１に隣接した膨張式バルーン２００と、近位端１０７に隣接した筺体１０６とを含む。筺体１０６は、ガイドワイヤ管腔２０６と連通している第１のコネクタ１０４と、膨張管腔２０１と流体連通している第２のコネクタ１０５とを含む。膨張管腔２０１は、バルーン２００と第２のコネクタ１０５の間に伸びている。第１のコネクタ１０４と第２のコネクタ１０５の両方は任意選択で、ＬＵＥＲ−ＬＯＣ（登録商標）コネクタなど、標準のコネクタを備えてよい。遠位端は、ガイドワイヤの通過を可能にする一体型のチップ・バルブなどを含んでよい。

筺体１０６は、電気コネクタ１０３を収容することもでき、この電気コネクタ１０３は好ましくは、それぞれが伝導体２０３を介して電極１１２に結合されている複数の電気接続を含んでよい。この構成は好ましくは、電極１１２にエネルギーを容易に与えることを可能にし、電極はしばしば、囲まれたコントローラおよび電源１０１によってエネルギーが与えられ、この電源１０１は好ましくは、単極またはバイポーラＲＦエネルギー、マイクロ波エネルギー、超音波エネルギーの形、または他のこうした適切な形のエネルギーを生成してよい。こうした一実施形態では、電気コネクタ１０３は、図４の回路４００に結
合されており、この回路４００はその最も好ましい形では、図３Ｂに示されたようにエネルギーを電極１１２に選択的に向けることを可能にできるやり方でＲＦエネルギーを生成することができる。単極ＲＦエネルギーが使用される場合、患者接地は、たとえば外部電極によって提供されてもよいし、カテーテル本体１０９上の電極によって提供されてもよい。

次に図３Ｂおよび図１を参照すると、電極１１２は、好ましくは生物学的反応を開始するためにエネルギーが電極１１２Ａ、１１２Ｂ、１１２Ｃ、１１２Ｄと組織３００の間で送信され得るように、好ましくは周囲の組織３００と結合される。バルーン２００は典型的には、バルーン・カテーテル１０８の遠位端１１１を備え、バルーン２００の電極１１２など、エネルギー供給表面は一般に、カテーテル１０８の近位端１０７に結合されたエネルギー源を使用してバルーン２００上でエネルギーが与えられる。エネルギー導管２０３は、近位端１０７とバルーン２００の間でカテーテル本体１０９に沿って伸びてよく、エネルギー導管２０３は、ＲＦエネルギーなどを印加するための電気伝導体、あるいはレーザや他の光エネルギーを伝えるためにカテーテル本体内で管腔に沿って進む光ファイバー・フィラメントなど光伝導体などをしばしば備える。

図３Ｂに示されたように、電極１１２は好ましくは、バルーン２００の周辺に位置してよい。エネルギー３０１、最も好ましくはＲＦエネルギーは、最も好ましい実施形態では、隣接した電極対１１２Ａと１１２Ｃ、または１１２Ａと１１２Ｄ、あるいは電極１１２Ａ〜１１２Ｄの任意の組合せに向けられてよく、周囲の組織３００内の組織の健康な部分３０３と組織の疾患部分３０２の両方を治療する。この構成は好ましくは、エネルギー経路３０１を作成し、このエネルギー経路３０１は、特定の治療ゾーンまたはセグメント内のエネルギーまたは熱（「組織リモデリング・エネルギー」）を、特定の深さの電極対１１２Ａ〜１１２Ｄの間の容積を有する電極対１１２Ａ〜１１２Ｄ間の組織３００（「リモデリング・ゾーン」）に伝えることができる。電極対１１２Ａ〜１１２Ｄの様々な組合せの使用は、重複した対を使用することによってリモデリング・ゾーン間のギャップを減少させ、または取り除くことができる。電極対１１２Ａ〜１１２Ｄをバイポーラ・エネルギーと共に使用することは好ましくは、それによって、単極手法と比べて向上した性能を提供することができる。病変組織３０２は、健康な組織３０３より高い抵抗率を有すると知られている。単極のシステムで、１１２Ａと１１２Ｂなどの電極対１１２を使用することによって、組織リモデリング・エネルギーは好ましくは、リモデリング・ゾーンを作成できるように健康な組織３０３、病変組織３０２またはその組合せを通過することができる。任意の数のリモデリング・ゾーンを作成するために、任意の数の電極１１２を様々なパターンまたはアレイで使用することができる。発電機および制御装置１０１は、一定の電力、一定の電圧、一定の電流を印加してもよいし、一定温度を生成するように変調してもよく、そのいずれもが、組織のタイプおよび所望の治療効果に最も有利である。

図２に、バルーン２００がより詳細に示されている。バルーン２００は一般に、膨張管腔２０１に結合された近位部分２０２と、ガイドワイヤ管腔２０６に結合された遠位部分２０５とを含む。バルーン２００は、液体またはガスで膨張されたとき、放射状に拡張する。一部の実施形態では、バルーン２００は、組織３００に接触するように加圧される低圧バルーンであってよい。他の実施形態では、バルーン２００は、組織３００を熱することと、組織３００管腔を膨張させることの両方のために圧力の上昇が可能な血管形成術用バルーンであってよい。バルーン２００は、特に使用後に取り除くために、放射状に拡張した膨張した構成から低プロファイルの構成へとバルーンを再構成することを容易にする折り目を有する準拠型または非準拠型のバルーンを備えてよい。

電極１１２は、バルーン２００の表面に取り付けられ、関連する伝導体２０３が電極１１２から近位に伸びる。電極１１２は、バルーン２００上に、多くの異なるパターンまた
がアレイで配置することができる。このシステムは、エネルギーの単極またはバイポーラ印加に使用することができる。単極エネルギーの供給では、接地電極は、カテーテル１０８のシャフト上で使用されてもよいし、接地電極パッドなど、患者の皮膚上で使用されてもよい。バイポーラ・エネルギーの供給では、隣接した電極１１２は、バイポーラ・エネルギーを隣接した周囲の（軸方向にオフセットされた）電極１１２間に向けることを可能にするように軸方向にオフセットされてよい。他の実施形態では、電極１１２は、バイポーラ・エネルギーを隣接した遠位の電極１１２と近位の電極１１２の間に向けることを可能にするように、バルーン２００の周りの帯に配列することができる。
組織感知および治療エネルギー量の選択的供給
多くの実施形態では、電極１１２は、好ましくは治療結果を達成するために、標的となる組織３００、３０２、３０３を評価し選択的に治療するためにエネルギーが与えられてよい。たとえば、インピーダンス測定を用いて組織治療領域を識別するために、組織シグニチャが使用されてよい。図３Ｂに示されたものなど、管腔内で周囲に間隔を置いて配置された電極１１２を利用したインピーダンス測定を使用して、組織３００、３０２、３０３を解析することができる。隣接した電極１１２対の間（および／または分離された電極１１２Ａ〜１１２Ｄ対の間）のインピーダンス測定は、電流路が病変組織３０２を通り抜ける場合、および電流路がたとえば管腔の壁の健康な組織３０３を通り抜ける場合には異なることがある。したがって、病変組織３０２の両側の電極１１２間のインピーダンス測定によって病変を示すことができ、隣接した電極１１２の他の対の間の測定によって健康な組織３０３を示すことができる。インピーダンス測定と併せて、またはその代替物として血管内超音波、光コヒーレンス断層撮影法など、他の特徴付けを使用して、治療すべき領域を識別することができる。一部の場合では、組織シグネチャおよび／またはシグネチャ・プロファイルは人によって異なることがあるので、好ましくは隣接した組織を区別する助けとするために、治療すべき組織３００、３０２、３０３のベースライン測定を得ることが望ましいことがある。さらに、組織シグネチャおよび／またはシグネチャ・プロファイル曲線は、それぞれ異なる組織間の関連した傾斜、オフセットなどの識別を容易にするように正規化することができる。その完全な開示が参照により本明細書に組み込まれる、２００６年１０月１８日に出願された米国特許出願第６０／８５２，７８７号、「Ｔｕｎｅｄ ＲＦ Ｅｎｅｒｇｙ ａｎｄ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｔｉｓｓｕｅ Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ Ｆｏｒ Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ Ｏｆ Ｔａｒｇｅｔ Ｔｉｓｓｕｅｓ」、２００７年４月４日に出願された米国仮出願第６０／９２１，９７３号、「Ｔｕｎｅｄ ＲＦ Ｅｎｅｒｇｙ ａｎｄ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ
Ｔｉｓｓｕｅ Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ Ｆｏｒ Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ Ｏｆ Ｔａｒｇｅｔ Ｔｉｓｓｕｅｓ」に開示された技法のいずれかを、本発明と組み合わせることができる。

発電機および制御装置１０１は、約１秒から約１８０秒の間、約０．００１のワットから５０ワットの範囲、約０．２５ワットから５ワットの平均電力の好ましい例示的な範囲で、または約４ジュールから約４５ジュールで電極１１２に選択的にエネルギーを与えるために使用することができる。より高いエネルギーの治療は、約０．５ワットで約９０秒間、または約０．２５ワットで約１８０秒間など、より低い電力でより長い継続時間で行われる。２ワットから４ワット範囲のほとんどの治療は、約１秒から約４秒で実施される。より広い電極１１２間隔を使用する場合、治療の平均電力および継続時間を拡大することが望ましく、その場合に、平均電力は、約５ワットより高くなることがあり、エネルギーの合計は、約４５ジュールを超えることがある。同様に、より短く、またはより小さい電極対１１２Ａ〜１１２Ｄを使用する場合、平均電力を縮小することが望ましく、またエネルギーの合計は、約４ジュール未満であり得る。電力および継続時間は、大きい損傷を引き起こすものより小さくなるように、最も好ましくは、特に血管内の病変組織を焼灼できるほど小さくなるように構成される。

標的組織の所望の加熱を行い、かつ／または側副組織への加熱を制限するのに適した電力範囲は、電極１１２（または他のエネルギー伝達表面）ジオメトリにエネルギーが印加される時間などに、少なくとも一部依存することがある。まず、本明細書に述べられた治療を電極で組織に適用する場合、特に本明細書に述べられた範囲内の電力を印加するとき、所望の範囲外の電圧および／または電流を適用する必要性を回避するために、回路内に組織に好ましい負荷インピーダンスがあってよい。適切な負荷インピーダンス範囲は一般に、約２０オームから約４５００オームの範囲内にあり、より典型的には約４０オームから約２２５０オームの範囲にあり、好ましくは約５０オームから約１０００オームの範囲にある。

電極のジオメトリおよび極性が、回路内に有効に含まれた組織のジオメトリに影響を及ぼすので、回路内の組織の負荷インピーダンスは、組織の特性に、たとえば組織に係合する（ｅｎｇａｇｅ）電極のジオメトリにも依存することがある。エネルギーが向けられる組織は、約０．２ジーメンス／ｍから約０．５ジーメンス／ｍの範囲の比伝導率を有することがある。それぞれ異なるタイプの病変組織がそれぞれ異なる範囲の比伝導率を有することがあり、あるタイプの病変組織は約０．２ジーメンス／ｍから約０．３５ジーメンス／ｍの範囲の比伝導率を有し、他は、約０．３５ジーメンス／ｍから約０．５ジーメンス／ｍの範囲内にある。

治療の所望の電力、エネルギーおよび時間は同様に、相互関連しており、少なくとも電極１１２のジオメトリに関連することもある。非常に一般的に述べると、より低い電力の治療を長時間適用すると、総エネルギーが比較的に高い治療となる傾向があり、より高い電力の治療をより短い時間で行うと、エネルギーが低下した治療となる傾向がある。より具体的には、比較的低い平均電力（１Ｗ以下）では、治療当たりの総エネルギー供給は、約８ジュールから約４５ジュールの範囲であり得る。より高い電力（１Ｗ超）では、治療当たりの総エネルギー供給は、約４ジュールから約１５ジュールの範囲であり得る。電極間隔が２倍になった場合、電力は４倍増加し得る。組織に伝達される電力は、しばしば電力およびエネルギー密度を所望の範囲に維持するために、特定の電極構成に合わせて較正およびスケーリングされてよい。例示的な電力範囲は、たとえば約１ワットから約５ワットであってよい。より低い電力設定の継続時間は典型的に、約１秒から約８秒まで変化する。さらに、約１０秒より遥かに長い継続時間を使用して、約１ワット未満の非常に低い電力設定も可能である。

電極１１２の構成を変えることによって電力設定を大幅にスケーリングすることも可能である。たとえば、電極１１２の内側エッジ間距離が増加する場合、組織の容積がおよそ４倍大きくなるので、およそ４倍の電力を印加してよい。したがって、本明細書に述べられた例示的な実施形態と異なる電極構成を、約４ワットから約２０ワットの電力範囲内で使用することができる。電極１１２を短くし、したがってリモデリング・ゾーンの容積を短くし減少させることによって、組織容積に印加するのに適した電力の大きさにも影響を及ぼす。

この複雑な１組の関係を定量化し、例示的な装置が動作できる空間を制限するために、これらのパラメータのうちのいくつかの安全な値の間の経験的関係を生成し、テーブルの形で、または数学的な関係によってグラフィカルに示すことができる。特に有利な関係を表す例示的な数式は、下記の通りである。
電力＝ｂｘ²Ｌｔ^-0.59
ただし、ｂは、０．２から０．６の範囲内のパラメータであり、ｘは、電極１１２のミリメートル単位の内側エッジ間の間隔であり、Ｌは、電極１１２のミリメートル単位の電極１１２の長さ（またリモデリング・ゾーンの近似の長さ）であり、電力はワット単位であり、秒単位の時間であり、ｂは、（ワット／ｍｍ³）＊（秒^0.59）の単位を有する。この
数式によって表された範囲内の例示的な治療は、４ワットを２秒間、３ワットを３秒間の、２ワットを４秒間、および１ワットを１２秒間などの治療を含む。

回路４００の較正は、既知の回路負荷４０４で３つの測定を行うことによって実施することができ、最も好ましくは、約１０００Ωの負荷でインピーダンスＺ_ρOが取られ、約
５０Ωの負荷でＺ_ρSが取られ、約１５０Ωの負荷でＺ_ρLが取られ、ただし、発電機および制御装置１０１の複素電圧および電流測定（図８の８００_V&I）は、インピーダンスＺ
_ρO、Ｚ_ρSおよびＺ_ρLを計算するために使用される。好ましい較正方法は、本明細書に
開示され述べられたようにインピーダンスが組織特徴付けおよび治療制御の手段を提供するように、組織の治療前および治療中にインピーダンスの正確なリアルタイム測定を可能にすることができる。

装置１００の較正は、接続された付属品のタイプを、そのインピーダンス特性に基づいて確認するための較正を繰り返すことによって、装置に接続された付属品を識別するステップをさらに備えてよい。たとえば、接続された付属品が、さらに電極１１２で構成されたカテーテル１０８を備える図１では、存在する電極１１２の数は、コネクタ１０３によって発電機および制御装置１０２に動作可能に接続されたカテーテル１０８内の電極回路（図２に示された電極１１２および伝導体２０３など）の数を多重感知することによって決定することができる。図１、図４、図８および１６図をもう一度参照すると、付属品１００’（典型的にはカテーテル１０８）なしの発電機回路４００の較正の後、カテーテルは、発電機回路１６０３に接続されてよく、装置全体１００の３つのインピーダンス測定を再び行うことができる。

いくつかの利点は、好ましくは較正を自動的に再実施することによって得ることができる。たとえば、回路４００の様々な要素などの単一のサブコンポーネントではなく、装置アセンブリ１００全体を較正させることによって、負荷４０４で取られたインピーダンス測定は、接続された付属品に関係なく、組織特徴付けおよび電力制御の正確な指標のままとなり得る。さらに、接続された付属品の感知された構成は、電極１１２の様々な種類の構成の依存性が、本明細書に開示され述べられた好ましい継続時間およびエネルギー供給パラメータに対応し得るように、プログラムされた治療ルーチンに対応してよい。さらに、接続された付属品の認識を事前にプログラミングすることによって、付属品の不適切な使用、または互換性のないアタッチメントの使用を防止する。さらに、接続された付属品のタイプを検出できることによって、滅菌、または他の機器のオペレーションとインターフェースする間に劣化し得る無線周波数識別など、他の識別方法に付随する合併症を回避する堅牢で単純な付属品識別方法を可能にすることができる。さらに、自己識別方法によって、ユーザ・コマンドの必要性を減少させ、または取り除き、それによって、使いやすさを向上させ、ユーザと装置の間の言語障壁などの問題を最小限に抑えることができる。さらに、グラフィカル・ユーザ・インターフェース１０２の使用は、言語依存性を取り除き、または減少させ、使いやすさを向上させるためのさらなる手段として使用することができる。

多くの実施形態では、発電および制御装置１０１は、設定された限界より上または下になるとシステムが自動的にシャット・ダウンし得るように、電力供給目標４０４で測定されたインピーダンス値の範囲内で動作するようにプログラムすることができる。たとえば、装置１０１は、最も好ましい約５０オームから約５００オームの範囲を有する、約５オームから約１０００オームの負荷インピーダンスの範囲に渡って動作するようにプログラムすることができ、範囲の下限は、健康でありまたは組織に応答し得る組織を示唆することができ、範囲の上限は、組織の不十分な電気的接触または破壊を示唆することができる。インピーダンス制限がプログラムされることによって、エネルギーが所望の投与量を超えて制御されずに位置に印加されることを回避する際のさらなる防止策となるという利点
をもたらすことができる。

図１０〜図１３は、図１の装置アセンブリによって制御され供給される弱い加熱を用いた典型的な組織治療における電流、インピーダンス、電圧、位相角および電極電力反応をそれぞれ示している。図１３では、標的で測定された電力が、発生器の電力出力と比較して示されている。

本明細書に述べられた血管治療デバイス、システムおよび方法の実施形態は、弱いまたは標準の拡張と組み合わせた弱い加熱によってアテローム性動脈硬化の疾病を治療するために使用することができる。たとえば、電極１１２を配置されている血管形成術用バルーン・カテーテル構造１０８は、標準の非加熱の血管形成膨張圧力の、またはそれより著しく低い拡張圧力と任意選択により組み合わせて、拡張前、拡張の間および／また拡張後に血管壁に電位を印加してよい。約１０気圧から約１６気圧のバルーン２００膨張圧が、たとえば特定の病変の標準の血管形成拡大に適し得る場合、本明細書に述べられたバルーン２００上の柔軟な回路電極１１２、２０３、バルーン構造２００上に直接置かれた電極１１２などを通る適切な電位と組み合わされた修正型の拡張治療は、約１０気圧から約１６気圧を使用してもよいし、約６気圧以下の圧力、また恐らくは約１気圧から約２気圧と同じくらい低い圧力で行われてもよい。こうした適度な拡張圧力は、組織特徴付け、調整されたエネルギー、偏心治療、の１つまたは複数の態様、および血管の疾病の治療について本明細書に述べられた他の治療態様の１つまたは複数の態様と組み合わせてもよいし、組み合わせなくてもよい。

多くの実施形態では、血管の拡張前、拡張の間および／または拡張後に加えられた弱い加温エネルギーによって、合併症を減少させながら拡張効果を高めることができる。一部の実施形態では、バルーン２００を用いたこうした制御された加温によって、反動の減少が示され、インプラントの欠点なしにステントライクな拡張の利点の少なくとも一部を提供することができる。加熱の利点は、血管外膜層の加熱を有害反応しきい値より下に制限することによって向上され、かつ／または合併症が抑制され得る。多くの場合、血管内膜および／または血管媒体のこうした加熱は、約１０秒未満、しばしば約３秒（さらには２秒）未満である加熱時間を使用して提供することができる。他の場合では、非常に低い電力を、より長い継続時間の間、使用してよい。回路の駆動電位を標的組織位相角に一致させることでエネルギー３０１を標的組織３００、３０２、３０３に効率的に結合することによって、所望の加熱効率を向上させて、電力曲線より下の領域を有効に最大化することができる。位相角の一致は絶対的である必要はなく、特徴付けられた標的組織に位相が完全に一致することには利点があり得るが、代替なシステムは、典型的な標的組織に実質的に一致するように適切な電位を事前に設定することができ、実際の位相角に厳密には一致し得ないが、標的組織内の加熱の局所化は、標準の電力形式を使用するよりも著しく向上され得る。

リモデリングは、最も好ましくはＲＦの形であるが、マイクロ波および／超音波エネルギーの形でも電極１１２にエネルギーを印加することなどを伴い得る。このエネルギーは、標的および／または側副組織の温度を制限し、たとえば脆弱なプラークの線維性被膜または動脈構造の内膜層の加熱を制限するために制御される。

一部の実施形態では、表面組織の温度範囲は、約５０℃から約９０℃である。弱い加熱では、組織表面温度は、約５０℃から約６５℃に変化し得るが、より強い加熱では、表面組織の温度は、約６５℃から約９０℃の範囲であってよい。バルク組織温度がほとんど約５０℃から約５５℃未満にとどまるように免繊維性被膜や内膜層など他の組織の加熱を約５０℃から約６５℃の範囲内の組織表面温度未満に抑制しながら脂質プールの溶解を誘発するのに十分なほどに、脆弱なプラークの脂質に富んだプールの加熱を制限することによ
って、さもなければ再狭窄などにつながり得る免疫反応を抑制することができる。約５０℃と約６５℃の間の比較的に温和な表面温度は、より血管腔を大きくし、血流を改善するための治療に対する組織の治癒反応によって、治療中、治療の直後、および／または治療の１時間超後、１日超後、１週間超後、さらには１ヶ月超後にタンパク質結合を変性させ断つのに十分であり得る。

本明細書に述べられた方法およびデバイスは、血管の組織治療において選択的ではないが、装置１００は、アテローム性動脈硬化症が時間の５０％を超えて、恐らくはケースの７５％（さらには７５％超）の程度まで血管の軸に対して偏心していることがあるので、同心的と偏心的の両方のアテローム性動脈硬化症の治療に使用することができる。

したがって、アテローム性動脈硬化物質のリモデリングは、アテローム性動脈硬化および他の収縮、融解などを備え得る。動脈の層の内のアテローム性動脈硬化物質は、変性させ、融解することができ、かつ／または治療は、血流を改善するために性動脈硬化物質の収縮および／または動脈層内の生物活性の付与を伴い得る。本発明は、偏心性病変を備え得る脆弱なプラークまたは脆弱なプラークが関係する血管の治療に特定の利点をもたらすこともできる。本発明は、脂質に富んだプラークのリモデリング、変性、融解、収縮および／または再分配を行うために、キャップの肥厚化を誘発し、プラークの破裂に対する脆弱さを減少させるためにキャップ構造を弱く加熱し、かつ／または脆弱なプラークの脂質に富んだプールを加熱することにも応用される。
実質的に一様のバルク温度を達成するように制御されたエネルギーの印加
次に図１４Ａ〜図１５Ｂを参照すると、投与量として制御されたエネルギーの供給は好ましくは、エネルギーを選択的に分散して供給することによってバルク組織内で実質的に一様の温度分布を得るために使用することができる。最も好ましくは組織は、より高い温度で引き起こされ得る組織の損傷を回避しながら、好ましくはタンパク質を変質させ、治癒反応を促進できるほど高い温度を達成するために約５０℃から約７０℃の範囲内で加熱することができる。組織温度の調整は、熱電対、サーミスタなどの手段を使用した直接温度測定によって遂行することができる。しかし、装置を単純化し、好ましくは、管腔内デバイス内にワイヤまたは他の感知ハードウェアを含むことによって引き起こされるデバイス・プロファイルの潜在的な増加を回避することが有利であり得る。本発明は、電力供給点で厳密なエネルギー量を供給する能力、および電力供給点におけるインピーダンスのリアルタイム変化を測定する能力を有するので、これらの手段によって一様の温度分布を達成することもできる。

好ましい一実施形態では、組織インピーダンスを使用して、組織温度状態を推測することができる。時間の関数としてのインピーダンスの変化、またはインピーダンス・スロープの導関数（ｄｚ／ｄｔ）を使用して、組織温度の変化を感知することができる。具体的には、組織が冷えるにつれて組織コンダクタンスが減少することを考慮すると、インピーダンスの増加は、組織の冷却を示唆している。反対に、組織が熱くなるにつれて組織コンダクタンスが増加することを考慮すると、インピーダンスの減少は、組織の加熱を示唆している。したがって、実質的に一様の組織インピーダンス、または約ゼロに等しいｄｚ／ｄｔを、電力供給点でインピーダンスを感知することによって概して一様の温度分布を得る手段として使用することができる。

バルク温度の均一性を得るさらなる助けとするために、好ましくは分散型のエネルギー供給が使用されてよい。たとえば、電極１１２Ａ〜Ｌは、バルーンの周面に分散されてよい。電極１１２Ａ〜Ｌは、エネルギーの第１の順次印加において、離散的期間の間、離散的エネルギー・レベルで１電極対おきに電力供給されるように、交互の電極対が電力供給されるバイポーラ・モードで電力供給されてよい。エネルギーの第２の順次印加では、エネルギーの第１の順次印加で点火されなかった電極対に電力供給される。特定の温度、た
とえば５０℃、６０℃または７０℃を達成する電極対への電力の構成および順序付けは、経験的に決定することができる。次いで、好ましくはバルク組織内で実質的に一様の温度を維持するために順次投与量の形でエネルギー供給を行う継続時間は、組織インピーダンス測定によって制御することができる。

加熱される組織の特定の性質に基づいて任意の様々な電力時間、電力間時間、電力供給される電極間の空間、供給される総エネルギーを使用できるが、図１４Ａに示された好ましい一実施形態は、１電極おきに約４ワットで約１．５秒間、電力供給し、それに引き続いて、前に電力供給されていない電極に約４ワットで約１秒間、順次電力供給することによる実質的に一様の温度分布を示している。間隔を置いた順次点火の利点は、選択的分散なしに電力を印加することに比べて熱の高い集中が好ましくは回避されるように、組織が自然に熱くなり、保たれ、冷却し始め得ることである。初期の電力量が供給されると、調整されたトラフの組織インピーダンス測定として、追加の電力が印加されてよい。図１４Ｂに示された例示的な一代替実施形態では、電力は、図１４Ａについて述べられたのと同じ順次に行うやり方で供給されるが、第２の順次電力印加の後に約３０秒の休止が続き、第２の順次電力印加は、約１．５秒に増加させてよい。

図１５Ａ〜図１５Ｂに示される別の例示的な実施形態では、アレニウスの方程式によって示されたものなど累積損傷理論の使用が、累積された組織温度効果を使用して電力量ルーチンをモデリングできるようにエネルギー量を数値的に予測するのに用いられてよい。１電極対おきの間に約４ワットで約５秒間行われる第１の順次電力供給の後には、以前に電力供給されていない電極対への第２の順次電力供給が続くことができ、第２のシーケンスの各電極対の電力レベルおよび継続時間は、実質的に一様の温度分布を達成できるよう組織の累積した加熱および冷却が好ましくは考慮されるように、位置によって異なってよい。たとえば、電極対の順序付けられた第２のエネルギー供給シーケンスは、シーケンスの第１の電極対については約４ワットで約０．４５秒、シーケンスの第２の電極対については約２．６ワットで約０．６５、第３の対では約１．８ワットで約１．１５秒、第４の対では約１．５ワットで約１．６５秒、第５の対では約１．３ワットで約３．１５秒、また約１．１ワットで約５秒である。この例において、累積効果によって好ましくは、バルーンの外周面に１２個の電極が分散されているバルーンを使用して約６０℃の組織温度が結果として生じる。

累積損傷理論の使用は、具体的には特定の組織タイプにおいて特定の温度を達成するために電力量ルーチンが開発され得るように、特徴付けられた組織応答曲線に基づいて特定のタイプの組織に適合されてよい。

さらに、実質的に一様の分布でバルク組織温度を維持するために損傷累積モデルを使用するにせよ、組織インピーダンス測定を使用するにせよ、エネルギー量は、本明細書に上述されたように、電極構成に一部基づいて変化してよい。
神経活動を修正するためのエネルギー印加
本発明の別の例示的な実施形態では、有益な生物的反応を達成するために、エネルギーを目標とされた投与量で供給する能力が神経組織に使用されてよい。たとえば、慢性痛、泌尿器機能不全、高血圧症および様々な他の持続的な状態が、神経組織の手術によって影響を受けると知られている。たとえば、薬物治療に反応しないことがある慢性高血圧症は、腎動に近い過度の神経活動を不能にすることによって改善し、また取り除くことができることが知られている。神経組織が再生特性を自然にはもたないことも知られている。したがって、神経組織の伝導路を閉ざすことによって過度な神経活動に有益な効果を及ぼすことが可能であり得る。神経伝導路を閉ざす場合、隣接した神経または器官組織への損傷を回避することは特に有利である。エネルギー量を指示し制御する能力は、神経組織の治療によく適している。エネルギー量を加熱するにせよ、焼灼するにせよ、本明細書に述べ
られ開示されたエネルギー供給の厳密な制御は、神経組織を対象とすることができる。さらに、向けられたエネルギーの印加は、典型的な焼灼プローブを使用する場合に求められるように正確に接触していることを必要とせずに、神経を標的とするのに十分であり得る。たとえば、偏心的な加熱は、焼灼を引き起こさずに、また管腔組織に穴をあける必要なしに神経組織を変性させるほど十分に高い温度で印加することができる。しかし、組織に穴をあけ、電力制御および生成装置１０１によって厳密なエネルギー量が制御される焼灼プローブに類似の焼灼エネルギーを供給するように本発明のエネルギー供給表面を構成することも好ましいことがある。

過度の神経活動を減少させることを伴う腎性高血圧の例に再び言及すると、図３Ｂを用いて、神経活動に影響を及ぼすようにエネルギーを向けるための、穴をあけず、焼灼しないやり方について述べることができる。神経組織は、腎動脈の管腔を囲む組織３００、３０２、３０３内のある場所に位置することがある。影響を受ける神経の既知の向きでエネルギー３０１を供給するためにバルーン２００上の電極１１２に電力供給することができ、エネルギー浸透の深さはエネルギー量の関数である。さらに、装置１０１を使用して、開示され本明細書に述べられたように標的とされるやり方でまず特徴付けし、次いで治療することができるように、経験的解析を使用して神経組織のインピーダンス特性を決定することができる。エネルギーの供給および調整はさらに、累積損傷のモデリングも要することがある。

例示的な実施形態について、例を挙げて、また理解を明確にするために、いくらか詳細に述べられているが、様々な修正、適応および変更を用いてよいことが当業者には認識されよう。

＜付記＞
［付記１］
回路を有する、組織の治療のための発電装置であって、
電力増幅器に動作可能に結合されたダイレクト・デジタル・シンセサイザ（ＤＤＳ）と、
信号を供給する電力出力設定点コントローラと、
電力供給目標で測定された電圧および電流フィードバックを受信し、前記フィードバックに基づいて信号を供給する、有効電力センサと、
前記電力出力設定点コントローラおよび前記有効電力センサから前記信号を受信するように動作可能に結合され、前記有効電力センサから受信した前記信号に基づいて、前記回路からの電力出力が電力出力設定点付近の範囲内で維持されるような変調電圧信号を前記電力増幅器に向けるように動作可能に結合されたＰＩＤコントローラとを備え、
前記電力増幅器は、直列に動作可能に結合された利得可変増幅器と線形電力増幅器で構成される、発電装置。

［付記２］
デジタル／アナログ変換器は、前記ＤＤＳと前記電力増幅器の間で結合される、付記１に記載の発電装置。

［付記３］
エネルギー出力はＲＦエネルギーである、付記１に記載の発電装置。
［付記４］
前記電力供給目標は組織で構成される、付記１に記載の発電装置。

［付記５］
前記ＤＤＳ、電力出力設定点コントローラ、および有効電力センサは、フィールド・プ
ログラマブル・ゲート・アレイを備える、付記１に記載の発電装置。

［付記６］
前記電力増幅器は、その最大出力電圧が前記電力増幅器内に流れる電流によって制御される線形電力増幅器で構成される、付記１に記載の発電装置。

［付記７］
使用時の前記線形電力増幅器から前記電力供給目標への出力電圧は、５０オームから５００オームの負荷インピーダンス範囲に渡って最大可能出力制限を有するＲＦ出力電圧を備える、付記６に記載の発電装置。

［付記８］
前記線形電力増幅器は、前記電力増幅器内の電力消失を制限するように前記最大出力電圧を提供する、付記６に記載の発電装置。

［付記９］
前記線形電力増幅器は、スイッチ・モード技術を使用して前記最大出力電圧を制御する、付記６に記載の発電装置。

［付記１０］
前記ＰＩＤコントローラからの前記変調電圧信号は、前記利得可変増幅器によって受信される、付記１に記載の発電装置。

［付記１１］
前記有効電力センサは、ＤＤＳと、平方根ゲートおよび逆タンジェント・ゲートを並列にさらに備える電流回路と、平方根ゲートおよび逆タンジェント・ゲートを並列にさらに備える電圧回路とを備え、前記有効電力センサの前記ＤＤＳは、前記電流回路に対して提供される電流出力と、前記電圧回路に対して提供される電圧出力とをそれぞれ生成する、付記１に記載の発電装置。

［付記１２］
前記有効電力センサの前記ＤＤＳは、ローパス・フィルタを有する電圧出力と、ローパス・フィルタを有する電流出力とを有する、付記１１に記載の発電装置。

［付記１３］
前記電流回路および前記電圧回路用の前記逆タンジェント・ゲートの出力は、コサイン・ゲートを通過するように動作可能に結合される、付記１１に記載の発電装置。

［付記１４］
前記電力供給目標から前記有効電力センサへの前記電圧および電流フィードバックはそれぞれ、同相信号成分と直交信号成分とを備える、付記１に記載の発電装置。

［付記１５］
前記有効電力センサからの前記信号は、前記電力供給目標の前記回路の有効な前記電力出力を表す、付記１に記載の発電装置。

［付記１６］
前記ＰＩＤコントローラは、比例積分微分計算モジュールを有し、前記モジュールは、変調電圧信号が前記設定点付近の範囲内で前記回路の前記電力出力を調整するように生成されるように、前記有効電力センサおよび電力設定点コントローラから前記信号を受信す
る、付記１に記載の発電装置。

［付記１７］
前記電力出力設定点が０．００１ワットから５０ワットである、付記１に記載の発電装置。

［付記１８］
前記電力出力は、前記設定点から最大±２０％の範囲で変化する、付記１に記載の発電装置。

［付記１９］
前記電力出力は、前記設定点から最大±１０％の範囲で変化する、付記１に記載の発電装置。

［付記２０］
前記電力出力は、前記設定点から最大±５％の範囲で変化する、付記１に記載の発電装置。

［付記２１］
前記電力出力は、前記設定点から最大±２％の範囲で変化する、付記１に記載の発電装置。

［付記２２］
組織の治療のための発電装置であって、
ＲＦ電力増幅器に動作可能に結合されたＤＤＳと、
信号を供給するＲＦ電力出力設定点コントローラと、
ＲＦ電力供給目標で測定された電圧および電流フィードバックを受信し、前記フィードバックに基づいて信号を供給する有効ＲＦ電力センサと、
前記ＲＦ電力出力設定点コントローラおよび前記有効ＲＦ電力センサから前記信号を受信するように動作可能に結合され、前記有効ＲＦ電力センサから受信した前記信号に基づいて、回路からのＲＦ電力出力がＲＦ電力出力設定点付近の範囲内で維持されるような変調電圧信号を前記ＲＦ電力増幅器に向けるように動作可能に結合されたコントローラとを備え、
前記ＲＦ電力増幅器は、直列に動作可能に結合された利得可変増幅器と線形電力増幅器で構成される、発電装置。

［付記２３］
回路を有する、管腔の組織の偏心リモデリング治療のための発電および制御装置であって、
ＲＦ電力増幅器に動作可能に結合されたＤＤＳと、
信号を供給するＲＦ電力出力設定点コントローラと、
前記組織の電圧および電流フィードバックを受信し、前記フィードバックに基づいて信号を供給する有効ＲＦ電力センサと、
前記ＲＦ電力出力設定点コントローラおよび前記有効ＲＦ電力センサから前記信号を受信するように動作可能に結合され、前記有効ＲＦ電力センサから受信した前記信号に基づいて、前記回路からのＲＦ電力出力がＲＦ電力出力設定点付近の治療組織リモデリング範囲内で維持されるような変調電圧信号を前記ＲＦ電力増幅器に向けるように動作可能に結合されたコントローラとを備え、
前記ＲＦ電力増幅器は、直列に動作可能に結合された利得可変増幅器と線形電力増幅器で構成される、発電および制御装置。

［付記２４］
標的組織の治療のための発電装置であって、
周波数信号を生成する周波数シンセサイザと、
前記周波数シンセサイザを電力出力に動作可能に結合する電力増幅器であって、前記出力が前記標的組織に結合可能である、電力増幅器と、
前記標的組織から電圧および電流フィードバックを受信し、前記フィードバックに基づいて信号を供給するように構成された電力センサと、
前記電力センサを前記電力増幅器に結合するコントローラであって、電力設定点を受信するための入力を有しており、前記電力設定点および前記電力センサからの信号に基づいて、前記周波数信号ごとの前記電力増幅器から前記標的組織への電力出力が電力設定点付近の範囲内で維持されるように、変調信号を前記電力増幅器に送信するコントローラとを備え、
前記周波数シンセサイザは、デジタル周波数シンセサイザを備え、デジタル／アナログ変換器は、前記周波数シンセサイザを前記電力増幅器に結合し、
前記電力増幅器は、直列に動作可能に結合された利得可変増幅器と線形電力増幅器で構成される、発電装置。

［付記２５］
前記標的組織へのエネルギー出力はＲＦエネルギーを備える、付記２４に記載の発電装置。

［付記２６］
付記２４に記載の発電装置を備えるＲＦシステムであって、細長いカテーテルをさらに備え、該カテーテルは、血管内へと進むように構成された遠位端、および近位端を備えた細長い軟性カテーテル本体と、前記近位端に結合されており、使用時に前記カテーテルが前記出力を、前記遠位端に隣接する前記標的組織に結合するように前記出力に結合するように構成されたコネクタとを有する、ＲＦシステム。

Claims (25)

1. 回路を有する、組織の治療のための発電装置であって、
   電力増幅器に動作可能に結合されたダイレクト・デジタル・シンセサイザ（ＤＤＳ）と、
   信号を供給する電力出力設定点コントローラと、
   前記回路から電力供給目標に対する電力の供給中に測定された電圧および電流フィードバックを受信し、前記フィードバックに基づいて信号を供給する、有効電力センサと、
   前記電力出力設定点コントローラおよび前記有効電力センサから前記信号を受信するように動作可能に結合され、前記有効電力センサから受信した前記信号に基づいて、前記回路からの電力出力が電力出力設定点付近の範囲内で維持されるような変調電圧信号を前記電力増幅器に向けるように動作可能に結合されたＰＩＤコントローラとを備え、
   前記有効電力センサは、ＤＤＳと、平方根ゲートおよび逆タンジェント・ゲートを並列にさらに備える電流回路と、平方根ゲートおよび逆タンジェント・ゲートを並列にさらに備える電圧回路とを備え、
   前記回路からの前記電力出力が治療期間中に常時維持され、前記電力増幅器は、直列に動作可能に結合された利得可変増幅器と線形電力増幅器で構成される、発電装置。
2. デジタル／アナログ変換器は、前記ＤＤＳと前記電力増幅器の間で結合される、請求項１に記載の発電装置。
3. エネルギー出力はＲＦエネルギーである、請求項１に記載の発電装置。
4. 前記電力供給目標は組織で構成される、請求項１に記載の発電装置。
5. 前記ＤＤＳ、電力出力設定点コントローラ、および有効電力センサは、フィールド・プログラマブル・ゲート・アレイを備える、請求項１に記載の発電装置。
6. 回路を有する、組織の治療のための発電装置であって、
   電力増幅器に動作可能に結合されたダイレクト・デジタル・シンセサイザ（ＤＤＳ）と、
   信号を供給する電力出力設定点コントローラと、
   前記回路から電力供給目標に対する電力の供給中に測定された電圧および電流フィードバックを受信し、前記フィードバックに基づいて信号を供給する、有効電力センサと、
   前記電力出力設定点コントローラおよび前記有効電力センサから前記信号を受信するように動作可能に結合され、前記有効電力センサから受信した前記信号に基づいて、前記回路からの電力出力が電力出力設定点付近の範囲内で維持されるような変調電圧信号を前記電力増幅器に向けるように動作可能に結合されたＰＩＤコントローラとを備え、
   前記回路からの前記電力出力が治療期間中に常時維持され、前記電力増幅器は、直列に動作可能に結合された利得可変増幅器と線形電力増幅器で構成され、
   前記電力増幅器は、その最大出力電圧が前記電力増幅器内に流れる電流によって制御される線形電力増幅器で構成される、発電装置。
7. 使用時の前記線形電力増幅器から前記電力供給目標への出力電圧は、５０オームから５００オームの負荷インピーダンス範囲に渡って最大可能出力制限を有するＲＦ出力電圧を備える、請求項６に記載の発電装置。
8. 前記線形電力増幅器からの前記最大出力電圧は、前記電力増幅器内の電力消失を制限する、請求項６に記載の発電装置。
9. 前記線形電力増幅器は、スイッチ・モード技術を使用して前記最大出力電圧を制御する、請求項６に記載の発電装置。
10. 前記ＰＩＤコントローラからの前記変調電圧信号は、前記利得可変増幅器によって受信される、請求項１に記載の発電装置。
11. 前記有効電力センサの前記ＤＤＳは、ローパス・フィルタを有する電圧出力と、ローパス・フィルタを有する電流出力とを有する、請求項１に記載の発電装置。
12. 前記電流回路および前記電圧回路用の前記逆タンジェント・ゲートの出力は、コサイン・ゲートを通過するように動作可能に結合される、請求項１に記載の発電装置。
13. 前記電力供給目標から前記有効電力センサへの前記電圧および電流フィードバックはそれぞれ、同相信号成分と直交信号成分とを備える、請求項１に記載の発電装置。
14. 前記有効電力センサからの前記信号は、前記電力供給目標の前記回路の有効な前記電力出力を表す、請求項１に記載の発電装置。
15. 前記電力出力設定点が０．００１ワットから５０ワットである、請求項１に記載の発電装置。
16. 前記電力出力は、前記設定点から最大±２０％の範囲で変化する、請求項１に記載の発電装置。
17. 前記電力出力は、前記設定点から最大±１０％の範囲で変化する、請求項１に記載の発電装置。
18. 前記電力出力は、前記設定点から最大±５％の範囲で変化する、請求項１に記載の発電装置。
19. 前記電力出力は、前記設定点から最大±２％の範囲で変化する、請求項１に記載の発電装置。
20. 組織の治療のための発電装置であって、
    ＲＦ電力増幅器に動作可能に結合されたＤＤＳと、
    信号を供給するＲＦ電力出力設定点コントローラと、
    ＲＦ電力供給目標に対するＲＦ電力の供給中に前記ＲＦ電力供給目標で測定された電圧および電流フィードバックを受信し、前記フィードバックに基づいて信号を供給する有効ＲＦ電力センサと、
    前記ＲＦ電力出力設定点コントローラおよび前記有効ＲＦ電力センサから前記信号を受信するように動作可能に結合され、前記有効ＲＦ電力センサによって提供された前記信号に基づいて、回路からのＲＦ電力出力がＲＦ電力出力設定点付近の範囲内で維持されるような変調電圧信号を前記ＲＦ電力増幅器に向けるように動作可能に結合されたコントローラとを備え、
    前記回路からの前記ＲＦ電力出力が治療期間中に常時維持され、前記ＲＦ電力増幅器は、直列に動作可能に結合された利得可変増幅器と線形電力増幅器で構成され、
    前記有効ＲＦ電力センサは、ＤＤＳと、平方根ゲートおよび逆タンジェント・ゲートを並列にさらに備える電流回路と、平方根ゲートおよび逆タンジェント・ゲートを並列にさらに備える電圧回路とを備える、発電装置。
21. 管腔の組織の偏心リモデリング治療のための発電および制御装置であって、
    ＲＦ電力増幅器に動作可能に結合されたＤＤＳと、
    信号を供給するＲＦ電力出力設定点コントローラと、
    前記管腔の周囲に対するＲＦ電力の供給中に前記組織で測定された電圧および電流フィードバックを受信し、前記フィードバックに基づいて信号を供給する有効ＲＦ電力センサと、
    前記ＲＦ電力出力設定点コントローラおよび前記有効ＲＦ電力センサから前記信号を受信するように動作可能に結合され、前記有効ＲＦ電力センサによって提供された前記信号に基づいて、回路からのＲＦ電力出力がＲＦ電力出力設定点付近の治療組織リモデリング範囲内で維持されるような変調電圧信号を前記ＲＦ電力増幅器に向けるように動作可能に結合されたコントローラとを備え、
    前記回路からの前記ＲＦ電力出力が治療期間中に常時維持され、前記ＲＦ電力増幅器は、直列に動作可能に結合された利得可変増幅器と線形電力増幅器で構成され、
    前記有効ＲＦ電力センサは、ＤＤＳと、平方根ゲートおよび逆タンジェント・ゲートを並列にさらに備える電流回路と、平方根ゲートおよび逆タンジェント・ゲートを並列にさらに備える電圧回路とを備える、発電および制御装置。
22. 標的組織の治療のための発電装置であって、
    周波数信号を生成する周波数シンセサイザと、
    前記周波数シンセサイザを電力出力に動作可能に結合する電力増幅器であって、前記出力が前記標的組織に結合可能である、電力増幅器と、
    前記標的組織に対する電力出力供給中に前記標的組織から電圧および電流フィードバックを受信し、前記電圧および電流フィードバックに基づいて信号を出力するように構成された電力センサと、
    前記電力センサを前記電力増幅器に結合するコントローラであって、電力設定点を受信するための入力を有しており、前記電力設定点および前記電力センサからの信号に基づいて、前記周波数信号ごとの前記電力増幅器から前記標的組織への電力出力が電力設定点付近の範囲内で維持されるように、変調信号を前記電力増幅器に送信するコントローラとを備え、
    前記電力増幅器からの前記電力出力が治療期間中に常時維持され、
    前記電力増幅器は、直列に動作可能に結合された利得可変増幅器と線形電力増幅器で構成され、
    前記電力センサは、ＤＤＳと、平方根ゲートおよび逆タンジェント・ゲートを並列にさらに備える電流回路と、平方根ゲートおよび逆タンジェント・ゲートを並列にさらに備える電圧回路とを備える、発電装置。
23. 前記標的へのエネルギー出力はＲＦエネルギーを備える、請求項２２に記載の発電装置。
24. 請求項２２に記載の発電装置を備えるＲＦシステムであって、細長いカテーテルをさらに備え、該カテーテルは、血管内へと進むように構成された遠位端、および近位端を備えた細長い軟性カテーテル本体と、前記近位端に結合されており、使用時に前記カテーテルが前記出力を、前記遠位端に隣接する前記標的組織に結合するように前記出力に結合するように構成されたコネクタとを有する、ＲＦシステム。
25. 前記周波数シンセサイザは、デジタル周波数シンセサイザを備え、デジタル／アナログ変換器は、前記周波数シンセサイザを前記電力増幅器に結合する、請求項２２に記載の発電装置。