JPH07500025A - 多相の無線周波数を用いた離解用の装置および方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 発明の名称 多相の無線周波数を用いた離解用の装置および方法発明の背景 本発明は医学的な装置、さらに詳しく言えば、多数の電極カテーテルとその技術 を用いることにより多相の無線周波数の出力源を用いて、心臓内の組織の離解を 行う装置に関連する。

心臓のリズム異常は一般的に不整脈またはレーシングハートとして知られている 。２つのそのような心臓脈拍の不規則性はｗｐｗ　＜ウルツ−パーキンソン−ホ ワイト）症候群および房室（ＡＶ）の結節性の頻脈である。これらの病状は、筋 肉繊維組織の心臓中の筋肉繊維の束の異常によって通常、心臓中に存在する電気 的なインパルスに対して異常な短絡経路を提供することによる。例えば、ＷＰＷ 症候群の１つの形では、付属の経路が、通常は上から下の心臓の部屋に送られ、 さらに上に送り戻される通常の経路の電気信号を、上の部屋に送り戻してしまう 。

他の通常の心臓のリズム異常は、心室頻脈（ＶＴ）であって、それは心筋梗塞ま たは心臓の筋肉のある領域への血液の供給不足の合併症であって、それは生命を 危険にする不整脈となってあられれる。

心臓の不整脈の処置にあたっては、外科的でない処置、たとえば薬による管理が 好まれている。

しかしながらこのような心臓のリズム異常は薬によって処置できないものである 。これらの患者は頻脈の場所の外科的な手術による削除または埋め込み可能な電 気除細動器で自動化された埋め込み可能な電気除細動器（Ａ　Ｉ　ＣＤ）を用い ることによって成される。

各々の処置は、疾病率と致死率を増大させるものであり、しかも極端に高価な処 置となる。ＡｌＣＤでさえも、大きな外科的な侵襲が必要とされる。これに加え て高齢または病弱な患者は頻脈の病巣であり、不整脈の原因となっている部位を 侵襲的な外科手術により処置することに耐えることができない。

頻脈の領域を見つけ出して、そしてそれらの短絡機能を不作動にする技術が開発 された。

電気的エネルギーのショックがその心臓組織であって、そこに傷をつくって導通 をな（して離解を促すために供給される。

離解されるべき領域は、通常心臓内の写像をすることによって決定される。その 技術は典型的には経皮的に電極カテーテルを患者に挿入することによる技術を含 んでいる。電極カテーテルは血管を通じて通過させられ、その血管は大腿部、ま たは大動脈の様なものであって、それによって心臓内部たとえば心房または心臓 内の心房に導かれる。頻脈を誘導し、そして連続的な刺激を多チャンネルのレコ ーダでもって、電極カテーテルを心臓内の異なった位置に配置することによって 記録をすることができる。頻脈の病巣が心電図の記録によってその位置が見出さ れた場合にそれはＸ線透視像によって記録される。

頻脈の病巣を位置づけるために通常、標準的な電極カテーテルを用いて心臓の不 整脈の離解が成される。

電気的なエネルギーのショックは心臓内の組織であって、近くの（すなわち下部 の）心臓組織に標準的な電極カテーテルでもって傷をつくることによって行われ る。この様にして１つまたは２以上の傷を用いることにより頻脈の病巣は死んだ 組織の領域に変換され、これによって間違った動作を不能にする。

通常のカテーテルを用いた開示の技術は１つの電極の先端に１つの電極を用いた カテーテルが典型的に用いられてきた。その他の電極は患者の体の外側の部分に 接触されて配置されるバックプレートによって形成されている。これらの技術は 房室に新設するＡＶ節のりエンドラント頻脈に異なった導通領域を用いるために 行われており、患者の中の付属の経路を妨げることによってリエントラント型の 頻脈は、頻脈であって、ＷＰＷ症候群に属するものの治療に有効に利用されてお り、そしてこのい（つかの患者の心房の頻脈のために頻繁に用いられてきた。

１つの技術において、高い電圧の直流電流（ＤＣ）であって、１００から３００ ジユールの範囲にあるものが電極とバックプレートの間に離解をおこさせるため に印加されている。直流電流エネルギー源は標準的な電極カテーテルを用いるこ とによって、傷の領域であって電極の跡よりも大きいものをつ（り出すことがで きる。しかしながら、傷の領域はエネルギー出力によって可変であり、それらは まわりの組織から明確な境界をもっていない。さらに高い電圧の技術は他の好ま しくない副作用であって、たとえば圧力障害および形成された傷がまた不整脈の 原因となるという副作用をもつものである。

他の技術は無線周波数（ＲＦ）の電源を標準的な電極カテーテルに供給する技術 である。前記ＲＦの電源として典型的には６００ＫＨ２の領域のものであって、 ２つの電線間に制限波を誘起するものが典型的である。

これが標準的な電極カテーテルの先端とバックプレート間に供給されたならば、 そこにおいて高周波加熱効果１局所的な高周波加熱効果が発生する。これによっ て非常に極限された明確な領域であってその電極の先端よりも僅かに大きいもの が形成される。この簡単なＲＦ離解技術はＡＶ接合または付加的な経路を妨げる に十分な大きさの傷の大きさを形成することができる。

ＲＦの離解はＤＣの離解に比べて有利であるとされている。その理由は麻酔を必 要としない上に制限された明確な傷をつ（ることかできて、高電圧直流のショッ クによってつくり出すような傷を避けることができるからである。一般的に言っ て、カテーテル離解によるＡＶ接合部は標準の電極カテーテルをＤＣまたはＲＦ エネルギーで薬品に対する抵抗性をもっている上心房の頻脈に対して高い成功率 でかつ低い合併症の発生率を得ている。

しかしながら心室性の頻脈（ＶＴ）における心臓内の写像を標準的なカテーテル をもって行うことによって、心室性の頻脈の存在位置をつきとめることができ、 ４から８ｃｍ”の初期の領域において履行されたものをカテーテルによってつき とめることができる。標準的な電極カテーテルは典型的には最大の電極チップ領 域はほぼ０．３ｍｍ”である。

したがってその様な簡単なＲＦ技術によって形成される傷は標準的な電極カテー テルを通じて伝達されるものであって、心室性頻脈を離解させるには十分に大き いとは言えない。電力の形状を増大させるとか電極端の温度を増大調整すること によって損傷する領域を拡大させる試みは一部成功している。

損傷の大きさを増大させるために垂直な電極カテーテルアレイ（ＯＥＣＡ）であ って、４つの周辺の電極と１つの中心の電極を用いるものが提案されている。

ジャワバール　プサイ博士によって米国特許第４，９４０．０６４号であって、 １９９０年７月１ｏ日に発行されたものにその様な０ＥＣＡで心臓内における写 像および損傷を離解の発生の両方に用いられるものが提案されている。

前記４つの周辺電極は引き込み可能であり、または押しつぶされた状態から付勢 されることができる。

それらが突出させられたときには４つの周辺の電極と中心の電極のアレイは典型 的にほぼ０．８ｃｍ’の領域を覆う。それが通常のＲＦ電源とバックプレートに 関連して用いられるならば５つの接続された電極は典型的には５つの傷の点を電 極のアレイの展開された領域に形成する。しかしながらこの配列は望ましいもの ではなく、なぜならば実質的な電極間の領域が離解されないからである。電力を 増大することは単に組織を焦げさせるか、あるいは凝固形成による初期の電極不 作動をもたらすだけである。

か（して心室性頻脈を治療するためには通常のＲＦ処理より、より大きく、より 深く、かつより均一なカテーテル離解をする必要がある。

発明の要約 したがって、本発明の一般的な目的はカテーテル離解を改良することである。

本発明の１つの目的は心臓カテーテル離解を改良することである。

本発明のさらに他の目的はＲＦカテーテル離解を用いることによって傷の発生さ せる領域の大きさ、深さ。

均一性を増大させることである。

本発明のさらに他の目的は、ＲＦカテーテル離解の効率を改良することである。

本発明のさらに他の目的は、心室性の頻脈をＲＦカテーテル離解を用いて治療す ることである。

これらおよび付加的な目的は、多相の高周波電力源を２または３次元配列の電極 アレイであって、カテーテルから展開できるものに適用することによって完成さ せられる。

１つの実施形態においては各々の電極には高周波電源で異なった位相のものが供 給される。この方法により電圧の差が各々の対の電極アレイの中の対の電極間に 発生し、これによって各々のアレイの中の電極間に電流が流れることによってさ らに一様な加熱パターンがそこに発生させられる。

他の実施形態によれば、簡単化された電力形態に接続することによって近接する 電極間に位相の異なるものを供給することである。この方法によって電圧差が少 な（とも隣接する２つのアレイ中の電極間に発生させられ、これによって各々の 隣接する対の電極間に電流を流れさせることによってより均一な加熱パターンを 発生させる。

本発明による多相のＲＦ処装の非常に重要な特徴は、従来用いられている外部接 触型のバックプレートが回路の電源供給ターミナルを接地させて、回路を形成す るためには用いられない。その代わり、多相のＲＦ電源の接地点にアレイ中の１ または２以上の電極が接続される。こうすることにより通常の手続きとは異なり 、種々の高周波電流が電極とバックプレート間の組織に向かう方向には流れず、 その代わり異なった対の電極間の組織の表面に平行に流れる。この配列は電流の 経路であって、組織の表面に形成されるものについての種々の異なる組み合わせ が許容され、これによって十分に前記アレイに囲まれる領域内に損傷ゾーンを満 たすことができる。

本発明の好ましい実施形態によれば２相のＲＦｔ力源が直角な電極カテーテル配 列であって、四辺形の損傷領域にほぼ１．２ｃｍ”の領域を形成することができ るのに用いられ、大きなサイズの損傷領域は引き続いて隣接するような位置に電 極を配列することによって形成できる。直角な電極カテーテル配列は中心の電極 と、４つの周辺電極を含んでいる。中心の電極は電源供給の接地点に接続されて いる。４つの周辺電極は２つの直行する対であって、それらは各々２つの個々の 層の電圧供給源に接続されている。この配列によりＲＦ電流は全ての隣接する電 極に実質的にアレイ中の損傷領域に広がる様に配置される。

本発明の他の特徴は、温度センサが少な（とも１つの電極に設けられて温度をモ ニタし、かつ予め定められた損傷領域の温度を監視し維持することである。

本発明の付加的な目的および特徴は引き続く好適な実施形態の記述によって明ら かにされ、その具体例は添付の図面を参照して記述される。

図面の簡単な説明 図１ａは従来の単相の無線周波数離解に用いられる標準的な電極カテーテルを示 している。

図１ｂは図１ａに示された離解領域をより詳細に図示したものである。

図１ｃは多数の電極カテーテルであって、通常のＲＦｔ極配列配列配列１ａ応す る配列のものを図示している。

図１ｄは図１ｃの多相電極アレイの配列で通常の垂直方向の離解電流による損傷 を図示している。

図２ａは多数の電極カテーテルで多相のＲＦｗ＆解のために用いられるものを図 示している。

図２ｂは多相電極カテーテルで図２ａに示されているものを多相の電源装置に接 続する本発明によるものを略図的に示している。

図３ａは図２ｂの多相無線周波数電力供給の一具体例、一実施例を示している。

図３ｂは図３ａにおける位相をシフトする回路のブロックダイヤグラムを示して いる。

図４は図２ｂのＲＦ電力供給装置の多相方式の他の具体例を示している。

図５ａは図２ｂの７つの電極構造の平面図であって、多相の電力が供給されるも のを示している。

図５ｂは図５ａに示した多数の電極アレイの隣接する電極の１組のセットの電流 分布状態を図示している。

図５ｃは正弦波ｖ１°、■！、の時間的変化を示している。

図６ａは多相の電力供給源によって供給される７つの電極構造の電流分布を図示 している。

図６ｂは７つの電極構造であって、単相の無線周波数電力供給装置によるものを 図示している。

図６０は７つの電極構造であって、単相の無線周波数電力供給がされるものの変 形例の電流分布を図示している。

図７ａは５つの垂直電極カテーテルアレイ（ＯＥＣＡ）であって、その広げられ た状態を示している。

図７ｂは５つの電極０ＥＣＡの跡を示している。

図８ａは５つの０ＥＣＡ電極が本発明による好適な実施形態である２相の離解装 置に用いられる場合を図示している。

図８ｂは図８ａの２相形態の電流分布状態を図示している。

図９ａは５つの電極の０ＥＣＡであって、１相形態のものを２相形態のものと比 較の目的で、図８ａの２相形態のものと比較して示しである。

図９ｂは図９ａの単相形状の電流分布を図示している。

図１０は２相と単相のＲＦ応用を５つの電極の０ＥＣＡに異なるパラメータで利 用した場合の損傷の大きさおよび離解エネルギーの関係を示すグラフである。

図１１はさらに大きな損傷を引き続く隣接する離解によっておこなう場合を図示 している。

図１２は多相のＲＦＩＩＩ解システムシステムシステムップが温度コントロール 機能をもっているものを図示好適な実施例の詳細な説明 図１ａは従来の単相の無線周波数（ＳＰＲＦ）を用い、離解を通常の電極カテー テル１０を用いておこなう技術を示している。１つの電極２０がカテーテルの一 端に設けられており、そしてその電極は単相のＲＦ電源またはエネルギー源また は電源３０に接続されている。電源３０の他端は、バックプレート４０に接続さ れている。電極２０は典型的には半球状であって、直径は０．３ｍｍを超えるも のではなく容易に患者の体内に挿入できるものである。手術の間に電極２０は離 解されるべき領域の近辺に接触して、たとえば生体組織５０であって、心臓の内 部（心内膜心筋）に配置される。バックプレート４０を患者の心臓の近くの外側 ２体の外側に配置することによって閉回路が形成される。ＲＦ電流は電極カテー テル２０からバックプレート４０に垂直に広がり、心内膜心筋に損傷を与える。

図１ｂは図１ａに示された離解領域をより詳細に図示している。電極カテーテル ２０のところでＲＦ電流の密度は最大であって、バックプレートに向かって流れ るにしたがって急速に減少するから、電極カテーテルをとりま（比較的小さい領 域に損傷６０をつくるのには十分な電流密度が得られる。

先に議論したようにこの損傷は多分心筋頻脈（ＶＴ）のための処置には小さすぎ る。損傷の大きさを増加させる１つの可能性は米国特許第４．９４０．０６４号 に示されている電極アレイを使用することである。

図１ｃには、その様な多くの電極カテーテルを図１ａに示されている従来のＲＦ 電源供給配置に使用した例を略図的に示している。それは２つの交差する対の電 極６３．６５と５番目の中心電極６７を含んでいる。

複数の電極は心内膜心筋５０の上に均一に広がり、それらの全ては電源供給装置 ３０の１つのターミナル７１に接続され、そしてバックプレート４０は他のター ミナル７３に接続されている。心内膜心筋５０の表面に対して垂直方向に流れる ＲＦ電流はより広がるであろう。

図１ｄはそのような電極アレイであって、垂直な離解電流をもつものによって形 成された損傷領域を図示している。離解は明らかにわかる損傷８１を形成し、各 々は１つの電極に対応する。電極間に実質的な領域８３が離解されないものとし て残されている。

多相ＲＦ離解 図２ａは、多相電極カテーテル２００で、多相の離解に適したものの１つの実施 例を略図示したものである。前記カテーテル２００は複数の電極２０１と中心に 存在する電極２０３を含んでいる。前記電極はカテーテルが患者の体内に導入さ れていくときに、カテーテル本体内に畳みこまれるようになっている。離解手術 の間にそれらは２次元または３次元に図示されているように広げられる。

図２ｂは図２ａの多数の電極カテーテルの電極の多相電源に対する電気的接続を 略図示したものである。

−殺性をなくすことなしに２次元的なアレイである７つの電極２０１が示されて いる。手術の間に電極のアレイは生体組織６０に近接して配置され、その領域は その離解を行うための６内心筋の領域である。電極２０１は離解領域２１１を形 成するために、好ましくは均一に配置されている。各々の電極２０１は電圧出力 端子ｖ１°−Ｖ・。であって、多相の無線周波数エネルギー源または電源２２０ に接続ワイヤ２２１で接続されている。中心に存在している電極２０３は電源供 給手段２２０の接地電圧点■。。に接続線２２５を介して接続されている。多相 ＲＦ電源２２０は好ましくはＲＦ周波数、好ましくは６００ＫＨ２のＲＦ周波数 で動作させられている。

図３ａは図２ｂに示されているように多相無線周波数電源の１つの実施例を示し ている。それは主たる単相の電源２３１を含み、その出力２３３は並列的に移相 回路２４１に送り出される。出力電圧Ｖ、。−ｖｌ、であってこれらの移相回路 ２４１からのものは、実質的に同じ振幅であるが、その相は互いに相対的にずれ ている。図２ｂを参照すると、各々の位相電圧、例えばＶｌｌ＋は２２１を介し て電極２０１に接続される。

中心の電極は接続線２２５を介して電源供給装置２２０のターミナル２５１の接 地電圧ｖ０°に接続されている。

図３ｂは図３ａの移相回路２４１の略図的ブロックダイヤグラムである。それは ２つのリアクティブな要素Ｚ　Ｉ、　Ｚ　Ｌを含んでいる。それらはＲＣあるい はＲＬの対である。もしＺＬが電極の負荷インピーダンスであったとするならば 、位相角度で次式で与えられる。

ＺＩ　ＺＬ　／［ＺＩ　ＺＬ　＋　Ｚｌ（Ｚｌ　＋　ＺＬ　）］図４は図２ｂに 示されている多相無線周波数電源２２０の他の実施例を示している。それは複数 の個々のＲＦ電源２６１を含んでいる。個々のＲＦ電源２６１のうちの１つは、 独立した波長と位相をもち、Ｖｌ。−■、。の各々独立した振幅と位相をもつ電 圧がそれぞれの電極２０１に接続されている。

本発明による多相ＲＦ処装の１つの重要な特徴は、外部接触のバックプレートが 回路を形成するために電源の接地点に接続される必要がないことである。

その代わりアレイ中の１または２以上の電極が多相ＲＦｔ源の接地端子に接続さ れる。このようにして図１ａと図１ｂに示されているような通常の装置、すなわ ち種々のＲＦ電流が電極とバックプレート間の組織に垂直に流れることはなく、 異なった対の電極間の組織の表面に平行に流れる。この配列は組織の表面に形成 される電流経路の多種類の組合せを許容することにより、アレイによって広げら れた範囲の理解を充分に可能にする。

図５ａは多相の電源によって供給される図２ｂに示される７つの電極構造の平面 図である。この構造は中心の電極２０３または（０）でそれが周辺の電極２０１ または（１）−（６）によって均一に囲まれている。

多相のＲＦ電源が明確に示されていないが、これらは各電極（０）−（６）が各 々図２ｂに示されている電源２２０のＶ　、、−Ｖ　、。に接続されているとい うように理解されたい。

図５ａから理解されるように電極（０）は全ての６個の周辺電極（１）−（６） に接近している。一方、周辺の電極、例えば電極（１）は電極（０）、（２）お よび（６）に近接している。残りの電極（３）、（４）および（５）はそれぞれ 電極（１）からは取り外された電極である。

多相の電源を適当に印加することによって印加電極は容易に周辺電極、たとえば １とその隣接する電極（０）、（２）および（６）間を流れる。

それは実質的に周辺の電極、例えば（１）とさらに他の電極たとえば（３）、（ ４）、（５’）についても同様である。これはアレイ中の各電極について適当な 電圧の振幅と位相を各々調整することによりて可能である。

電極間の電流の流れと位相の関係を、周辺の電極、例えば、電極（１）およびそ れの隣接する電極（０）および（２）に注意を向けて図解する。

図５ｂは隣接するサブセットの電極（０）、（１）。

（２）であって、図５ａに示されている他電極アレイ間の電圧分布を示している 。電極（０）、（１）、（２）は各々図２ｂに示されている電源ｖ０°＋　Ｖｌ 。ｌ　ｖｚ。

に接続されている。したがって電極（１）と（０）にあられれる電圧差はＶｌ。

である。そしてそれが経路３１０を通して電極（１）と電極（０）間に電流を流 す。

同様にして電極（２）と電極（１）間にあられれる電位差はｖ２°であってそれ が経路３２０を電極（２）と（０）間に電流を流す。第３の電流経路３１２、電 極（１）と電極（２）間の電流は図５Ｃを参照することによってより良く理解で きる。

図５ｃはｖｌ。Ｉ　Ｖｔ。を時間の関数としての制限電圧変化を図示したもので ある。

位相差δθ＋ｚ（＝２πｆδｔ１．）は対の電圧ｖ１°とＶ、。

間に存在し、電位差ＶＩ２がその電極（１）と（２）間に発生する。もしＶｌ。

とＶ、。が同じ電圧Ｖをもっていたとすると、 Ｖ　、、＝　２　Ｖ　Ｓｉｎ　（δθ１ｘ／　２）　５ｉｎ（２πｆ　ｔ）ここ において、ｆは周波数をヘルツで示したものである。この電圧は電極（１）、（ ２）間の経路３１２間に電流を流す。

図６ａは７電極構成であって、多相電源によって電源が供給される形態の電流分 布を図示している。

各々の隣接する電極間の位相差の電圧差としてあられれ、それらの間に電流を流 すことを許容する。

か（して電流経路３３３が各々の隣接する対の電極間に存在し、これがかなり完 全な離解領域をアレイ上の電極でつなぐことによって完全なカバーが成されてい る。

反対に、もし単相のＲＦ電源がこの７電極構造に用いられたならば、電流は僅か な対の電極間にしか流れないことになる。

図６ｂは７電極構造が単相の無線周波数電源によって電力が供給された場合を図 解している。

単相のＲＦ電力であれば、電力通路の最大数は電極（０）を単相の電源供給部の 接地電圧■。。に接続することによって得られ、そして全ての周辺の電極（１） −（６）にＶ、。−Ｖ、。がそれぞれ接続される。結果的な電流経路３３３は直 列のスポークの形であられれ、全ては中心の電極（０）と周辺の電極（１）−（ ６）の１つにおいてあられれる。これによりかなりの領域に電流が流れないこと になり、その結果その領域は充分なＲＦ加熱にさらされないことになる。

１つの損傷がこれらによって形成されるのであるが非常に均一でな（て効果的で ない。

図６０は単相の無線周波数電源によって電力が供給された７電極構成の電流分布 の変形例を示している。

この場合において電極（０）、（２）、（４）、（６）は単相の電源の接地電圧 ｖ０°に接続され、一方電極（１）、（３）、（５）は電圧Ｖｌｅｉ：接続され る。

結果としてあられれる電流経路３３３は図６０に示すようにあられれる。これも また実質的にかなりの領域で電流の流れない所ができて、その領域は充分なＲＦ 加熱にさらされない。この方法によって形成される損傷もまた大変不均一なもの であって、効果的でない。

より均一な損傷からの利益から異なる観点からも多相のＲＦ損傷は単相の離解よ りもより一層有効であるということが見出されている。典型的には損傷の形成は 単相のケースに比べて４分の１程度の時間（例えば５ないし２０秒）でつ（り出 された。これは離解の手術中にカテーテルの移動がおこるリスクを減少させると いう点で利点がある。

多相のＲＦ離解は典型的には１０から４０ワツトの電力を供給することによって おこなわれる。より高い電力セツティングはより短い期間におこなわれ、その結 果各々で与えられるエネルギーは１００ジユール程度である。

多相のＲＦ離解はある電極が押しつけられる大きさに対するある制限をしなけれ ば満足できないものであることがわかった。１つの制限はアレイ中の小さい電極 の直径が大きい電極のほぼ０．７倍程度にすべきであるということである。他の 制限は電極の全体の組織に対する接触領域はアレイによって広げられた領域の０ ．２倍程度であることである。さらに他の制限は電極間の距離は平均的にはアレ イ中の電極の平均的な直径の２．５倍より少な（することである。

２相ＲＦ離解 好適な実施形態において合理的な大きさの損傷が５つの電極の多相ＲＦ離解によ って形成される。さらにまた電極を思慮深（組み合わせることによって、２相の ＲＦ電源においてもかなり均一な損傷を電極アレイによってカバーされた離解領 域についておこすことができる。

好ましい電極配置であって、５電極の直交電極カテーテルアレイ（ＯＥＣＡ）に ついては前述した。

この５電極０ＥＣＡは米国特許第４，９４０，０６４号に示されている。前記開 示のうちの関連する部分についてはここにおいて参照のために示してお（。

図７ａは５電極の０ＥＣＡがその広げられた状態で図示されている。この０ＥＣ Ａはエイトフレンチ５極電極カテーテル４０１を含んでいる。それは中心の針４ ０２であって、それはこの先端から引きだされており、４つの横腕４０３は直角 形状になっている。

各々の４つの腕４０３は電極４０５をもっており、一方５番目の電極４０９は中 心の探り針４０２の先端に設けられている。全ての５つの電極は半球状である。

各々周辺の電極４０５は直径２ｍｍであって、中心の電極は直径２．７ｍｍであ る。電極間の中心の電極と周辺の電極間の距離は０．５ｃｍであって、周辺の電 極間の距離は０．７ｃｍである。カテーテルチップが開いている位置の表面領域 は０．８ｃｍ”である。

図７ｂは５つの０ＥＣＡ電極の跡を示している。

４つの周辺の電極４０５または（１）−（４）は十字配列を形成している。５番 目の電極４０９または（０）は十字の中心に位置させられている。直行する電極 のアレイによってＲＦ離解領域４１１が形成される。

図８ａは５電極０ＥＣＡが本発明の好ましい実施形態である２相の難解装置に利 用されている状態を示している。６００ＫＨ２のＲＦで２相の電源は電圧Ｖ、。

。 ■、。、■２°をつ（り出し、ｖｏ。はＯフェイスであって接地点である。電圧 ■１°、ｖ２°はほぼ同じ振幅であって、それぞれ位相差δθ１．でその範囲は ７０’から１１０°の範囲である。中心の電極４０９はＶ・０に接続されている 。周辺の電極４０５は２つの対角線対をもっており、１つの対はＶ、。に、そし て他の対はＶ、。に接続されている。

図８ｂは図８ａの２相構造で形成される電流の分布を図示している。図８ａに対 応して２つの対角電極は（１）、（３）および（２）、（４）であって、それら は電圧ｖ１°ｌ　Ｖｌ。にそれぞれ接続されている。

先に説明したようにこれは充分な電位差が存在する限り、電極間にＲＦｔ流を流 す。このケースにおいて議論のためにＲＦ電流は２つのセットに関連して流れる とすることができる。

１つのセットは中央電極４０９をクロスするもので他の各々の周辺電極４０５で ある。他のセットは周辺電極の近接するものと違う電圧でもって、電流は全ての ４つの周辺電極４０５において異なっている。電流経路３３３が近接する電極間 を接続して、実質的に離解領域４１１を形成する。か（して四辺形の損傷領域、 はぼ１．２ｃｍ”の領域がＲＦ離解領域４１１に形成される。

反対にもし、単一のＲＦ電極の２つが７つの電極構造に接続されたとすると電流 はわずかの対の電極間にしか流れない。

図９ａは５電極０ＥＣＡであって、比較のために単相であって、図８ａの２相の ものと比較のために単相に接続したものを示している。この例において単相の電 源は単位電圧ｖ０°とｖｌ。であって、■をつくり出し、Ｖｌｏは接地電圧に接 続されて位相がない。中心の電極４０９はＶｏ。に接続され周辺の全ての電極４ ０５はｖｌ。

に接続される。

図９ｂは図９ａの単相の形状の結果としてあられれる電流分布を示している。単 に十字形に電流が流れるだけである。この電流セットは中心の電極４０９または （０）と各々の周辺電極４０５あるいは（１）−（４）間におこる。ここでは周 辺の電極（１）−（４）間には電位差が生じないから電流経路が４つの周辺電極 間には形成されない。この配置は不満なものである。

なぜならばそれはＲＦの離解ゾーン４１１を実質的に覆わないからである。

図１０は損傷領域に対する離解エネルギーであって、それらが種々の例の動作例 で２相および単相のＲＦ印加であって５電極０ＥＣＡに関するものを示している 。

２泪のＲＦＩＩＩＩ解はユニットごとに付加的なエネルギーが使用されると単相 の場合より付加的なエネルギー（０、ＯＯ８１ｃｄ／Ｊ　対　０．　ＯＯ１２５ ａｌｆ／Ｊ）　に１ジユールあたりのこれだけおよびこれだけの場合の損傷領域 の大きな変化を示している。

２相離解によって形成される損傷は１相の離解によって製造されるものに対する 半分のエネルギーで倍のサイズの離解が可能である。２相の離解においては形成 される損傷のサイズを太き（制限するために電力の設定をｌＯワット（０，００ ７９ａｄ／Ｊ）よりむしろ２０ワツト（０，００５５ｃａｆ／Ｊ）または４０ワ ツト（０，００２０ｃｎｆ／Ｊ）にする方が好ましい。もっと大きな損傷であっ て２相のＲＦ形状（２０ワット２０秒）はほぼ１．２ｃｍ”に供給される。

図１１はより大きな損傷を引き続く隣接離解によって形成する例を図示している 。例えば６ｃｍ”程度の損傷が心内膜心筋（ＶＴ）の離解治療のために必要とな る。大きな損傷４５１のサイズが６個の隣接する正方形の損傷４１１によって製 造される。それらは５電極０ＥＣＤで２相ＲＦエネルギーを用いたものを順次移 動させることによって形成したものである。各々の離解の後で電極カテーテルは 通常引き出されて電極上の血液の凝固を次の使用のために除去される。離解され るべき次の点にいかせるために心臓内の写像技術が例えばプサイ等によって（直 交電極カテーテル配列アレイ）であって、心臓内治療病巣写像のための電極で一 ５７４ページで１９９１年４月に示されている。

このプサイ等の関連する部分をここに参照文献とじて挙げておく。

温度制御された多相ＲＦ離解 ２相のＲＦ離解処理は初期のインピーダンス上昇が電圧供給に起因して効果的に 死亡した組織を発生することによっておこり、そして早い電極チップへの凝固形 成が成される。この凝固形成は損傷形成領域の深さの制限および電流の流れを制 限する。この問題はきちんと離解温度を制御することによって減少させることが 可能である。

電極チップの温度は通常の単相のＲＦのために用いられた標準電極カテーテル離 解に用いられている。これはハイネとワトソンによって学術史に“繊維加熱中鎖 線周波数による繊維加熱カテーテル離解：熱力学的なモデルおよび観察であって 犬の右の心房の自由の壁に対して行われたもの”、ＰＡＣＢの１２巻１９８９年 の９６２−９７６ページである。このハイネとワトソンの記事の関連する部分は 参照をする。

図１２は多相ＲＦ離解システムであって、チップの温度制御電極をもつ本発明に 関連するものを示している。１つの電極カテーテルアレイ５０１は電気的な接触 が多相の電源５１１と接続手段５２１において成されている。１または２以上の 温度モニタ、例えばサーミスター５３１が電極アレイの電極５４１に内装されて おり、離解中の温度をモニタするために埋め込まれている。ＲＦ電源５１１は電 力制御回路５５１をもっており、これが電極カテーテルアレイ５０１の出力をモ ニタの温度５３１にしたがって変更する。温度モニタ５３１からの信号は線５５ ３を通じてカテーテルから電源制御回路５５１に送られる。かくして離解温度は 理想的な予め定められたレベル、好ましくは８０６に維持される。これは早期の 凝固の形成を防ぎ、より大きくより深い損傷をより均一に設けることに寄与して いる。

本発明の種々の特徴がここで具体例にしたがって説明されているが、これは好ま しい実施形態であって、当業者ならばこれに変形が可能なことが容易に理解され よう。この装置およびここに記述されている方法および装置は生物学的な組織に 一般に通用するものである。したがって、本発明は添付の請求の範囲の全般にお いて保護されるべきである。

Ｆｌに、２ａ。

Ｆｉｇ、　３ａ Ｆｉｇ・４ ＦＩＧ、５ａ。

ｔ　（ＭＩＣＲＯ５ＥＣ） ＦＩＧ、５ｃ。

ＦＩＧ　６ａ。

ＦＩＧ、弘　ＦＩＣ必 ″Ｆ″Ｉ今９６ 補正書の写しく翻訳文）提出書（特許法第１８４条の８）平成６年　１月　５日 づシ

Claims (28)

【特許請求の範囲】
1. １．生体粗織のための無線周波数の離解装置であって： 複数の電極を含み、前記複数の電極は２次元または３次元のアレイとして展開可 能である電極カテーテルアレイと；および 一定の予め定められた期間、実質的な電圧差が各々のアレイの対の電極間に存在 し、ＲＦ加熱をその間に前記電極カテーテルアレイに近接する生体組織に均一な 離解を起こさせるための前記複数の電極に個々の位相を持ったＲＦ電圧を供給す る手段とからなる生体組織のための無線周波数の離解装置。
2. ２．請求項１記載の生体組織のための無線周波数離解装置において： 前記複数の電極は異なった直径を持つことが許容され；および 前記より小さい電極はアレイ中のより大きい電極の０．７倍以上である生体組織 のための無線周波数の離解装置。
3. ３．請求項１記載の生体組織に無線周波数による離解を行う装置であって： アレイのカバー領域は電極の展開した範囲内によって覆われ、そして１つの電極 の接触領域は前記電極が生体組織に接触することによって規定され、全ての電極 が生体組織に接触することによって規定され；および全ての電極の接触面積の総 和は前記アレイのカバー領域の０．２倍である生体組織のための無線周波数の離 解装置。
4. ４．請求項１記載の生体組織に無線周波数による離解を行う装置において： 前記アレイ中の電極間の平均の距離はアレイ中の電極の平均の直径の２．５倍以 下である生体組織のための無線周波数の離解装置。
5. ５．請求項１記載の生体組織に無線周波数による離解を行う装置であって： 離解の温度を検出するために電極アレイの中に設けられた温度センサと；および 前記個々の位相を持つＲＦ電圧を予め定められた離解の温度に維持するために前 記検出温度にしたがって前記位相の異なるＲＦ信号を調整する手段とをさらに含 む生体組織のための無線周波数の離解装置。
6. ６．生体組織に無線周波数による離解を行う装置であって： 複数の電極を持ち、前記複数の電極は２次元または３次元アレイに展開可能であ る１つの電極カテーテルアレイと； 前記電極カテーテルアレイ間の複数の隣接する電極対で各々は１つの電極とそれ の近接する電極から形成されるものである複数の近接電極対と；および前記隣接 する対の複数の電極に位相の異なるＲＦ電圧を供給する手段であって、ある予め 定められた期間，実質的に各隣接する電極対間に存在する電圧差によってそれら の間にＲＦ加熱を電極カテーテルアレイに近接する生体組織に均一な離解を達成 するために行うＲＦ電圧を供給する手段とを含む生体組織のための無線周波数の 離解装置。
7. ７．請求項６記載の生体組織に無線周波数の離解を起こさせる装置であって： 複数個の電極は異なった直径を持っており；およびより小さい電極の直径はアレ イ中のより大きい電極の０．７倍より大きいものである生体組織のための無線周 波数の離解装置。
8. ８．請求項６記載の生体組織に無線周波数で離解を行う装置において： アレイのカバー範囲は展開された電極アレイによって規定され、そして電極の接 触領域は前記電極が生体組織と接触することよって規定され；および全ての電極 の接触領域の面積の総和はアレイのカバー領域の０．２倍以上である生体組織の ための無線周波数の離解装置。
9. ９．請求項６記載の生体組織に無線周波数で離解を行う装置において； アレイ中の電極間の平均の距離はアレイ中の電極の平均直径の２．５倍以下であ る生体組織のための無線周波数の離解装置。
10. １０．請求項６記載の生体組織に無線周波数で離解を行う装置において： 前記電極アレイ中に離解の温度を検出するために設けられた１つの温度センサと ；および 前記温度センサに応じて予め定められた離解温度に保つために前記個々の位相を 持つＲＦ電圧を調整するための手段とをさらに含む生体組織のための無線周波数 の離解装置。
11. １１．生体組織に無線周波数で離解を行う装置において： １つの電極カテーテルアレイは５本の電極を持ち、前記５本の電極は第１および 第２の離れた電極対を形成するために２次元的アレイを構成するために展開させ られ、前記第１および第２の電極の対は実質的に直交する形態であって、そして 残りの電極が前記交差点の真ん中に設けられている； ２相の電圧を前記第１の極および第２の極と共通の電極間に供給する無線電源と ； 前記第１の極を前記第１の対の電極に接続し、前記第２の極を前記第２の電極に 接続し、そして前記共通の電極を前記残りの電極に接続する手段と；および前記 無線周波数の電源ソースを前記２相電圧で予め定められた周波数と電圧と位相差 を持っており、予め定められた期間中に実質的に電圧差が前記残りの奇数の中央 電極と前記第１および第２の電極間が前記電極カテーテルアレイに接触する生体 組織に均一な離解を発生させるためにその間にＲＦ加熱を起こさせるように調整 される手段とからなる生体組織のための無線周波数の離解装置。
12. １２．請求項１１記載の生体組織に無線周波数で離解を起こさせる装置であって ： 前記２相電圧の位相差は７０から１１０度の範囲にある生体組織のための無線周 波数の離解装置。
13. １３．請求項１１記載の生体組織に無線周波数の離解を起こさせる装置において ： 複数の電極は直径を変えることが許容されており；および 前記より小さい電極は前記アレイ中のより大きい電極の直径の０．７倍以上であ る生体組織のための無線周波数の離解装置。
14. １４．請求項１１記載の生体組織に無線周波数で離解を起こさせる装置において ： 前記アレイがカバーする範囲は展開した電極アレイの範囲によって規定され、前 記電極の接触は生体組織と前記電極が接触することによって規定される；および 前記全ての電極の総和は前記アレイのカバー領域の１２倍以上である生体組織の ための無線周波数の離解装置。
15. １５．請求項１１記載の生体組織に無線周波数で離解を行う装置において： アレイ中の前記電極間の平均の距離は前記アレイ中の電極の平均直径の２．５倍 以下である生体組織のための無線周波数の離解装置。
16. １６．請求項１１記載の生体組織に無線周波数で離解を行う装置において； 離解の温度を検出するための電極アレイ中に設けられた１つの温度センサと；お よび 予め定められた離解の温度を保つために前記温度センサの出力に応答して位相が 異なるＲＦ電圧を調整するための手段とをさらに含む生体組織のための無線周波 数の離解装置。
17. １７．心臓の組織を離解するための無線周波数カテーテル離解装置において： ５個の電極を持ち前記５個の電極は２次元アレイを形成するために間隔を保って 電極の第１および第２の対と残りの１つの電極に展開され、前記第１および第２ の電極の対は実質的に交差形状を形成するように配置され、そして残りの電極は 前記交点に配置させられる電極カテーテルアレイと； 前記第１の極と第２の極および共通の極に２相の電圧を供給するための無線周波 数エネルギー源と；第１の極と第２の極および共通の極に２相の電圧を供給する ための無線周波数電源と； 前記第１の極と前記第１の対の電極を接続し、そして前記第２の極を接続し、前 記中央の極と前記残りの極を接続するための接続手段と；および前記無線周波数 の電源は前記２相の電圧であって、予め定められた周波数電圧および位相差を持 っているものを予め定められた期間，実質的に前記残りの中心の電極と前記第１ および第２の電極間および前記第１および第２の電極間に電圧差が存在して、電 極カテーテルアレイに近接する生体組織に均一な離解を起こさせるためにＲＦ加 熱を起こさせるようにする制御手段とからなる生体組織のための無線周波数の離 解装置。
18. １８．請求項１７記載の心臓組織を離解するための無線周波数離解装置において ： 前記２相電圧の位相差は７０から１１０度の範囲である生体組織のための無線周 波数の離解装置。
19. １９．請求項１７記載の心臓組織を離解するための無線周波数カテーテル離解装 置において、前記複数の電極は異なる直径を持つことが許容され；および前記よ り小さい電極は前記アレイ中のより大きい電極の直径の０．７倍以上である生体 組織のための無線周波数の離解装置。
20. ２０．請求項１７記載の心臓組織を離解するための無線周波数カテーテル離解装 置において、アレイのカバー領域は電極アレイの展開範囲によって規定され、そ して１つの電極の接触領域は前記電極が生体組織と接触することによって規定さ れる；および前記電極の接触領域の全領域は前記アレイのカバー範囲の０．２倍 以上である生体組織のための無線周波数の離解装置。
21. ２１．請求項１７記載の心臓組織を離解するための無線周波数カテーテル離解装 置において：前記アレイ中の電極の平均的な距離は前記アレイ中の電極の平均的 な直径の２．５倍以下である生体組織のための無線周波数の離解装置。
22. ２２．請求項１７記載の心臓組織を離解するための無線周波数カテーテル離解装 置であって：離解の温度を検出するための温度に電極アレイ中に設けられた１つ の温度センサと；および離解の温度を予め定められた一定値に保つために前記温 度センサに応答して前記個々の相を持つＲＦ電圧を調整するための手段とからな る生体組織のための無線周波数の離解装置。
23. ２３．生体組織を離解するための方法において：複数の電信を持つ電極カテーテ ルアレイを提供するステップと； 前記電極カテーテルアレイを離解されるべき生体組織の領域に配置するステップ と； 前記電極カテーテルアレイを２次元または３次元に展開するステップと； 写像装置に関連して前記離解されるべき生体組織の領域を前記電極カテーテルア レイを走査するステップと； 前記写像装置により１またはそれ以上の病巣をそれに接触された電極カテーテル アレイの電気的応答に応答して離解されるべき１または２以上の病巣の位置を突 き止めるステップと； 前記個々の電極に予め定められた期間，実質的な個々の前記アレイ中の電極対に 実質的な電位差が存在して前記カテーテルアレイに近接する１またはそれ以上の 病巣を均一に離解することを完成するために位相の異なるＲＦ電圧を各々の電極 に供給するステップとを含む生体組織のための無線周波数の離解方法。
24. ２４．請求項２３記載の生体組織を離解するための方法において： 複数個の電極は異なった直径を持つことが許容され；および 前記より小さい電極はアレイ中のより大きい電極の０．７倍である生体組織のた めの無線周波数の離解方法。
25. ２５．請求項２３記載の生体組織を離解する方法において： アレイのカバー範囲は展開された電極アレイの広がりの範囲に規定され、そして 電極の接触領域は前記電極が生体組織と接触することによって規定される；およ び 前記電極の接触領域の総和は前記アレイのカバー範囲の０．２倍以上である生体 組織のための無線周波数の離解方法。
26. ２６．請求項２３記載の生体組織を離解する方法において： 前記アレイ中の電極間の平均距離はアレイ中の電極の平均直径の２．５倍以下で ある生体組織のための無線周波数の離解方法。
27. ２７．請求項２３に含まれる生体組織を離解するための方法においてさらに次の ステップを含む：前記電極アレイ中の１またはそれ以上の温度センサによって離 解中の温度を検出するステップと；および前記異なった位相を持つＲＦ電圧を前 記温度センサに応答して予め定められた離解温度に保つために調節するステップ とを含む生体組織のための無線周波数の離解方法。
28. ２８．請求項２３記載の生体組織を離解するための方法であって、次のステップ を含む： 生体組織中の隣接する離解領域を順次離解して、予め定められた大きさの損傷が 発生するまで行う生体組織のための無線周波数の離解方法。