JPH07500756A - 位相敏感電力検出を伴うラジオ波切除 - Google Patents

Abstract

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Description

【発明の詳細な説明】 位相敏感電力検出を伴うラジオ波切除 １１上旦肌里笈互 本発明は、一般的にはカテーテル及び関連する電力源に関する。さらに特定的に は、本発明は、身体の内部領域で操縦及び操作された後、治療を目的とする損傷 を形成するようにエネルギーを伝達する切除カテーテルに関する。 ＆五旦互見 今日の医療処置において、医師は、目的とする組織範囲を切除するように身体の 内部領域へアクセスするために、カテ、−チルを用いている。医師にとっては、 組織を切除するために用いられる体内でのエネルギー放射を慎重且つ正確に制御 することが重要である。 カテーテルに対する慎重且つ正確な制御の必要性は、心臓内の組織を切除する処 置の間は特に重大である。電気生理学的治療と呼ばれるこれらの処置は、心臓の リズム障害を治療ｒるためにさらに広く用いられてきている。 これらの処置の間、医師はカテーテルを大静脈又は大動脈（典型的には、大腿動 脈）を通して、治療されるべき心臓の内部領域へ進める。次に、医師は操縦機構 をさらに操作して、カテーテルの末端に取り付けられた電極が、切除されるべき ＝ｐ−織に直接液するようにする。医師は、組織を削除して損傷を形成するよう に、ラジオ波エネルギーを電極の先端から組織を通して不関電極へ放射する。 心臓の切除は、切除電極からのエネルギーの放射を正確にモニタして制御するよ うな性能を特に、必要とする。 従来のシステムは、急速に変動するラジオ波電圧及び電流の二乗平均された結果 に基づいて切除電極へのラジオ波電力を制御する。これらの二乗平均された結果 は、ラジオ波電圧がラジオ波電流と同位相である場合にのみ実際の電力を表す。 位相シフトが起こると、二乗平均された電圧及び電流の積は、位相角の余弦の係 数の分だけ、実際の電力とは異なる。それらは、切除電極での所望の電力レベル を維持しようとする制御決定に直接用いられなくなる。実際に、大きな位相シフ トが起こると、二乗平均された結果が、誤った制御決定を導き得る。 灸朋ヱ日」丘 本発明は、ラジオ波エネルギーを用いて組織を切除するための改良されたシステ ムを提供する。この／ステムは、送達されている実際の位相敏感電力の測定に基 づいて切除電極へのラジオ波エネルギーの送達を制御する。システムはまた、ラ ジオ波電圧とラジオ波電流との間に位相シフトが発生する時点を検出し、適切な 作用を開始する。 一実施例において、システムはラジオ波エネルギーの供給源を備えている。電極 アセ／ブリが、供給源によって送達されるラジオ波エネルギーを切除部位で放射 する。システムは電極アセンブリへ送達されるラジオ波電流を測定し、測定され たラジオ波電流信号を発生させる。システムはまた、電極アセンブリでのラジオ 波電圧を測定し、測定されたラジオ波電圧信号を発生させる。 本発明の一局面によれば、システムは、測定された電流信号に測定された電圧信 号を掛ける電力モニタを備えている。 これによって、モニタは、電極手段へ伝送される実際の位相敏感電力を表す位相 敏感電力信号をめる。システムは、実際の電力信号に基づいて機能を実行する制 御装置を備えている。 一構成において、制御装置が位相敏感電力信号の値をユーザが判読できる形式で 表示する。 他の構成において、制御装置は、位相敏感電力信号に基づいて、供給源の電圧出 力を制御するフィードバックループを有している。 本発明の他の局面によれば、システムはラジオ波位相／フト検出器を備えている 。検出器は、測定されたラジオ波電流信号及びラジオ波電圧信号に基づいて、二 乗平均された電流受び電圧信号をめる。検出器は、二乗平均された電流信号に二 乗平均された電圧信号を掛ける。これによって、二乗平均された電力信号が得ら れる。この信号は、電極手段へ伝達される見かけ上の電力を表す。　検出器は、 二乗平均された電力信号を、電力モニタによって発生される位相敏感電力信号と 比較する。検出器は、測定されたラジオ波電圧信号と測定されたラジオ波電流信 号との間の位相シフトの大きさを°表すズレ信号を発生させる。検出器は、位相 ／フトズレ信号に基づいて、機能を実行する。 一構成において、位相検出器は、位相シフトズレ信号が所定値を越える場合に、 ラジオ波エネルギーの伝導を中断させる。 好ましい構成において、供給＃電力フィードパックループは、位相シフトズレ信 号が所定範囲のままである場合に、位相敏感電力信号に基づいて供給源の電圧出 力を制御する。位相シフトズレ信号がこの範囲を越えると、フィードバックルー プは供給源の出力電圧を低下させる。位相シフトズレ信号が所定の最大量を越え ると、フィードバックループは電極アセンブリへの電力を中断させる。 本発明によれば、システムは、実際の位相敏感電力測定に応じて、切除電極への ラジオ波電力を制御する。また、システムは、ラジオ波電圧とラジオ波電流との 位相差を検出して、この係数をその制御決定を作成する際に組み込む。 殴ｉΔ１１星説里 図１は、本発明の特徴を実施する、組織を切除するだめのシステムを示す斜視図 、 図２は、このシステムのための発生器並びに付随するモニタ及び制御回路を示す 概略図、 図３は、このシステムのための電力モニタ及び制御回路を示す概略図、 図４は、このシステムのための組織インピーダンスモニタ及び制御回路を示す概 略図、 図５Ａ及び図５Ｂは、この７ステムのための組織温度モニタ及び制御回路を示す 概略図、 図６ＡからＣは、組織の温度を測定するためにこのシステムと共に用いられ得る 電極であって、熱的に絶縁された温度感知素子を有する電極を示す図、 図７ＡからＣは、組織の温度を測定するためにこのシステムと共に用いられ得る 電極であって、熱的に絶縁された温度感知素子を複数個有する電極を示す図、並 びに、図８ＡからＣは、組織の温度を測定するためにこのシステムと共に用いら れ得る電極であって、心臓の弁部分において用いられるような空間的形状を有し ており、熱的に絶縁された温度感知素子を複数個有する電極を示す図である。 伍り見り夫嵐五二脱皿 図工は、本発明の特徴を実施する、人体の組織に対して切除を行うためのシステ ム１０を示している。／ステムｌＯは、ラジオ波エネルギーを送達するう／オ波 発生器１２を備えている。／ステム１０はまた、ラジオ波放射用先端電極１６を 有する操縦可能なカテーテル１４を備えている。 図示される実施例において、システムｌＯは単極モードで動作する。この構成に おいて、／ステム１０は、スキンバッチ電極を備えている。この電極は茶間第２ 電極１８として機能する。使用に際して、不関電極１８は、患者の背中又はその 他の外部皮膚領域へ付着する。 或いは、システムｌＯは、双極モードにおいて動作することもできる。このモー ドにおいては、カテーテル１４に両方の電極が設けられている。 図示される実施例において、切除電極工６及び不関電極１８はプラチナからなる 。 システム１０は、多くの異なる環境において用いられ得る。 本明細書では、心臓の切除治療を行うために用いられる場合のシステムｌＯを説 明する。 この目的で使用される場合、医師は、大静脈又は大動脈（典型的には大腿動脈） を通してカテーテル１４を治療されるべき心臓の内部領域へ進める。次に、医師 は、先端電極１６が切除対象の心臓内の組織に接するように配置するためにカテ ーテル１４をさらに操作する。ユーザは、接触した組織上に損傷を形成するため に、先端電極１６内へ発生器１２からラジオ波エネルギーを送る。 図１に示される実施例において、カテーテル１４は、ハンドル２０、ガイドチュ ーブ２２、及び先端２４を備えており、先端２４には先端電極１６（以下では切 除電極とも呼ばれる）か設けられている。ハンドル２０はカテーテル先端２４の ための操縦用機構２６を内蔵している。ノンドル２０の後方から延びているケー ブル２８はプラグ（不図示）を有している。 プラグは、切除電極１６へラジオ波エネルギーを送るために、カテーテル１４を 発生器１２に接続する。ラジオ波は、損傷を形成するように組織に熱を加える。 左右の操縦用ワイヤ（不図示）が、操縦用機構２６を先端２４の左右側に相互接 続するように、ガイドチューブ２２を通って延びている。操縦用機構２６を左に 回転させると左操縦用ワイヤが引っ張られ、先端２４が左へ曲げられる。同様に 、操縦用機構２６を右へ回転させると右操縦用ワイヤが引っ張られ、先端２４が 右へ曲げられる。このように、医師は、切除されるべき組織に接するように切除 電極１６を操縦する。 発生器１２は、主分離型変圧器３２を通して第１及び第２の伝導線３４及び３６ に接続されているラジオ波電力供給源３０を備えている。 図示される環境において、電力供給源３ｏは、５００ｋＨ７の周波数で５０ワツ トまでの電力を送達する。第１の伝導線３４は切除電極１６まで続いている。第 ２の伝導線３６は茶間バッチ電極１８まで続いている。 ２、の　び　かけ上のラジオ電　のモニタ図２及び図３に示すように、システム ｌＯは、発生器１２によって患者へ送達されるラジオ波電流及びラジオ波電圧を 測定するための第１のモニタ手段３８を備えている。第１のモニタ手段３８はま た、ＲＭＳ　（二乗平均された）電圧（単位ボルト）、ＲＭＳ電流（単位アンペ ア）及び実際の位相敏感電力（単位ワット）を示す制御信号を導出し、発生器１ ２の他の制御機能を支援する。 第１のモニタ手段３８は、各種構造及び構成とすることができる。図示される実 施例において、第１のモニタ手段３８は、第１の線３４から組織を通って第２の 線３６へ通過する（つまり、切除電極１６から茶間パ、チ電極１８への）ラジオ 波電流を測定するための電流モニタ手段４ｏを備えている。 第１のモニタ手段３８はまた、電圧モニタ手段４２を備えている。電圧モニタ手 段４２は、第１及び第２の伝導線３４及び３６の間（つまり、切除電極Ｉ６と下 関パッチ電極１８との間）に発生されるラジオ波電圧を測定する。 第１のモニタ手段３８は、３個の制御出力４４．４６及び４８を有している。　 第１の制御出力４４は、切除電極１６によって伝導されるＲＭＳ電流を表す信号 を伝える。 第２の制御出力４６は、切除電極】６と下関パッチ電極１８との間のＲＭＳ？４ 圧を表す信号を伝える。 第３の制御出力４８は、切除電極１６によって伝送される実際の位相敏感電力を 表す信号を伝える。 図示される実施例において（図２及び図３に示すように）、’ｉｓモニタ手段４ ０は、第２の伝導線３６において接続される分離された電流感知変圧器５０を有 している。この構成において、電流感知変圧器５０は、切除電極１６を通して茶 間バッチ電極１８へ通過するラジオ波電流を直接測定する。 測定される値は選択された速度で変化するラジオ波信号であり、図示される実施 例においでは５００ｋＨｚである。 電流感知変圧器５０は、第１の制御出力４４へ接続されており、ＲＭＳ電流をめ る。第１の制御出力４４は、この機能を行うために集積回路のＲＭ　Ｓコンバー タ５２を備えている。ＲＭＳ電流コンバータは先ず、電流感知変圧器５０からの ラジオ波電流入方信号を二乗し、次に、二乗された信号をユーザ規定の期間にわ たって平均化するく図示される実施例においては約０．０１秒に一度である）。 ＲＭＳ電流コンバータ５２は次に、平均二乗値の平方根を取る。得られる出力は ＲＭＳ電流を表す。 ＲＭＳ電流信号は、急速に変化するラジオ波電流入カ信号１こ比べて、比較的ゆ っくりと変化する信号の形態をとる。 図２及び図３に示すように、電圧モニタ手段４２は、第１及び第２の伝導線の間 に接続される分離された電圧感知変圧器５４を備えている。この構成において、 電圧感知変圧器５４は、切除電極１６と茶間バッチ電極１８との間の身体組織に かかるラジオ波電圧を直接測定する。 電流感知変圧器５０によって測定される値と同様に、測定された電圧値は、選択 された５　００　ｋＨｚの速度で変化するラジオ波信号である。 電圧感知変圧器５４は、第２の制御出力４６へ接続されており、ＲＭＳＩ圧をめ る。第２の制御出力４６は、この機能を行うための集積回路のＲＭＳコンバータ ５６を有している。ＲＭ　Ｓ電圧フンバータ５６は、ラジオ波電圧入力信号を二 乗し、次に、電流コンバータ５２によって用いられる期間と同一のユーザ規定期 間にわたってそれを平均化する。次に、ＲＭＳ電圧コンバータ５６は、平均二乗 電圧値の平方根を取る。 得られるＲＭＳ７ｒＬ圧信号は（ＲＭＳ電流信号と同様に）、比較的ゆっくりど 変化する信号の形態をとる。 電圧感知変圧器５４は、第３の制御出力４８にも接続されており、実際の位相敏 感電力をめる。第３の制御比力４８は、この機能を行うためのアナログ乗算器集 積回路５８を有している。乗算器回路５８は、−人力として、電流感知変圧器５ ０からのラジオ波入力電流信号を直接受は取る。乗算器回路５８は、第２の入力 として、電圧感知変圧器５４からのラジオ波入力電圧信号を直接受は取る。 乗算器回路５８の出力は、これら２つの入力の積であり、切除電極１６によって 伝送される実際のラジオ波電力を表す。 電力値はくその成分電流及び電圧入力と同様に）、比較的高いラジオ波の速度で 変化するラジオ波信号である。 第３の制御出力４８は、ローパスフィルタ６０も有している。５００　ｋ　Ｈｚ のラジオ波速度で動作する図示される実施例において、フィルタ６０の選択され た遮断周波数は、約１００Ｈｚである。急速に変化する測定される人力電力値は 、フィルタ６０によってローパスフィルタされ、比較的ゆっくりと変化する信号 となる。 この信号は、切除電極１６か目的の組織へ送達するラジオ波エネルギーの実際の 位相敏感電力信号を表す。 第１、第２及び第３の制御出力４４．４６及び４８は、そ２′ｔぞれ、適切なイ ンラインスケーリング回路６２を備えてい乙。スケ−ソング回路６２は、ＲＭＳ 電流信号、ＲＭＳ電圧信号、及び実際の位相敏感電力信号を、発生器１２の残り の回路構成によって使用可能となるような特定の電圧範ｌｆｆ１ｌｌケールする 。図示される実施例において、スケールされる範囲は０．０から５．　０ボルト である。 第１のモニタ手段３８は、アナログからデジタルへのコンバータ６４も備えてい る。コンバータ６４は、アナログＲＭＳ電流出力信号、ＲＭＳ電圧出力信号、及 び実際の位相敏感電力信号のうち選択される１つ又はそれ以上をデジタル化する 。 コンバータ６４の単数又は複数のデジタル出力は、測定結果を表示するために用 いられることができる。図示される実施例において、ユーザに実際の位相敏感電 力信号を示すために、システムｌＯは、発生器１２上に第１のデジタル表示装置 ６６を備えている。 コンバータ６４の単数又は複数のデジタル出力は、発生器１２の動作を制御する ためにも用いられることができる。図示される実施例において、システム１０は 、切除電極１６でのラジオ波電力を制御するためにラジオ波出力電圧を所望の範 囲又は一定値に維持するフィードバックループ内で、デジタル化された出力を用 いる。発生器１２によって送達される′電力を制御することによって、医師は、 切除処置の間に、所望の深さの損傷を再現可能に形成することができる。 この構成において、／ステム１０は、発生器１２のための実際の位相敏感電力に 対する所望の動作値をユーザが入力するための入力装置６８を備えている。／ス テム１０は、電力制御手段７０を備えている。電力制御手段７０は、所望の電力 を実際の位相敏感電力と比較するための比較器７１を有している。比較器の出力 は、測定される実際の電力と設定値電力との間の誤差を最小に維持するように、 ラジオ波電力供給源３０の出力電圧を変化させる。 図示される実施例において、電力制御手段７０は、ラジオ波電圧と電流との間の 位相差もモニタする。電力制御手段７０は、見かけ上の電力を計算し、計算され た見かけ上の電力を実際の位相敏感電力と比較することによってこの機能を行う 。ラジオ波電圧信号と電流信号とが全く同位相であれば、見かけ上の電力と実際 の位相敏感電力とは同一となる。しかしながら、位相差かある場合には、実際の 位相敏感電力は、位相角の余弦を表す係数の分だけ、見かけ上の電力とは異なっ ている。 図示される実施例において、電力制御手段７０は、ＲＭＳ電流とＲＭＳ’ｌ圧の 積をめる乗算器回路７２を備えている。 乗算器回路７２の得られる出力は、システムｌＯの見かけ上の（つまり、位相敏 感ではない）電力を形成する。電力制御手段７０は、得られる見かけ上の電力を 実際の位相敏感電力と比較するための比較器７４を有している。比較器７４の出 力の大きさは、位相シフトの量を表す。 位相シフト比較器７４の出力が所定の量を越えると、電力制御手段７０は、ラジ オ波電圧と電流との間に位相ソフトが起こったことを示す警告信号を発生させる 。／ステム１０は、ユーザに警告するために、点滅灯及びアラーム音（不図示） を備えていることもできる。 電力制御手段７０は、位相ソフト比較器７４の出力が閾値量よりも上の許容可能 な範囲内のままである場合には、一定値の電力を維持するように動作する。電力 制御手段７ｏは、位相シフト比較器７４の出力がこの範囲を越えて増大した場合 には、供給源３０の出力電圧を低下させるように動作する。 位相シフト比較器７４の出力が最大閾値を越える位相ソフトを示す場合には、電 力制御手段７ｏは、切除電極１６への全ての電力を遮断するための信号を発生さ せる。 インピーダンスのモニタ 図４に示すように、システム１０は、切除を受ける組織のインピーダンスをめる ための第２のモニタ手段７６をさらに備えている。第２のモニタ手段７６は、組 織のインピーダンスを絶対項でめるだけでなく、時間に伴う組織インピーダンス の変化を記録するようにも機能する。 第２のモニタ手段７６は、予めプログラムされた基準に従って、組織インピーダ ンスの観ホリされた絶対値及び感知された変化に基ついて、適切な制御信号を発 生させる。 第２のモニタ手段７６は、各種構造及び構成とすることができる。図示される実 施例において、第２のモニタ手段７６はマイクロプロセッサ７８を備えている。 マイクロブロセ。 す７８は、所定の間隔で（例えば、２０ミリ秒毎、５０Ｈｚのサンプリングレー トを表す）、アナログからデジタルへのコンバータ６４のデジタル化された出力 をサンプルする。 マイクロプロセッサ７８は、また、サンプルされデジタル化されたＲＭＳ電圧信 号をサンプルされデジタル化されたＲＭＳ７ａ流信号で割る。数値結果は、サン プルに対する組織インピーダンス（単位オーム）である。好ましくは、７ステム １０は、サンプルされた組織インピータンスをユーザに示ス第２の表示装置８０ を発生器１２上に有している。 マイクロプロセッサ７８は、また、時間に伴うサンプルされた組織インピータン スの記録を維持する。この記録から、マイクロプロセッサ７８は、選択された間 隔の間の組織インピータンスの変化を計算し、所定の基準に基づいて適切な制御 信号を発生させる。 マイクロプロセッサ７８が組織インピーダンスに基づいて制御信号を発生させる 際に基づく所定の基準は、変えることかできる。好ましくは、組織インピーダン ス制御信号は、直前に説明した電力制御手段７０のモニタ及び制御機能を向上さ せるために用いられる。 図示される実施例において、測定された組織インピーダンスが所定の設定範囲外 になると、マイクロプロセッサ７８は、実際の位相敏感電力レヘルかどのように 感知されても、切除電極１６への電力を遮断するように命令信号を発生させる。 ・ＣＩＡａの切除処置のための組織インピータンスに対する設定範囲は、約５０ 〜３００オームであると考えられる。 組織インピータンスが設定範囲から出発し、時間に伴ってそれを越えて増大する 場合、最も有り得る原因は、切除電極１６上での血液の凝固である。組織インピ ーダンスが設定範囲を越えて突然上昇することは、凝固の突然の開始、又は切除 電極１６の位置の急激なソフトを示唆する。組織インピーダンスの急速な変動は また、切除電極１６と目的組織との間の接触状態が悪いことを示唆し得る。全て が迅速な対応を要求する。例えば、切除電極Ｉ６の撤退及び洗浄、又は切除電極 １６の再配置である。 システム１０は、これらの状態が起こった場合にユーザに警告を伝えるために、 点滅灯及びアラーム音（不図示）を備えていることが好ましい。 非常に高い組織インピーダンス値は、不関電極１８の皮膚への接触の悪さ、又は システム１０における電気的問題を示唆し得る。この場合も、迅速な補正動作が 要求される。 組織インピーダンスは設定範囲内であるが、範囲内の所定眉を越えて上昇する場 合には、第２のモニタ手段７６が電力出力を中断するのではなく低下させる制御 信号を発生させる。 この構成において、組織インピーダンスの比較的狭い範囲（例えば、８０〜１５ ０オーム）が設立されることができ、この範囲内の比較的一定の電力を維持する 。 １墓り支二二三叉 図５に示すように、システム１０は、切除電極１６に接触している組織の温度を 感知するための第３のモニタ手段８２を備えている。第３のモニタ手段８２は、 切除電極１６に設けられている温度感知手段８４を有している。／ステム１゜は 、発生器制御機能を実行するために感知された組織温度に応答する、発生器１２ のための制御手段８６も備えている。 熱絶縁手段８８は、温度感知手段８４を切除電極１６のサーマルマス（ｔｈｅｒ ｍａｌ　ｍａｓｓ）から熱的に分離する。従って、温度感知手段８４は、切除電 極１６に熱を加えず、或いはサーマルマスの一部にもならない。それは、接触し ている組織の本当の温度を示すように働き、切除電極１６のサーマルマスへ熱を 加えず、また、切除電極１６の周囲のサーマルマスの温度によっても影響を受け ない。 図６ＡからＣに示される実施例において、切除電極１６は、その先端９２に内部 ウェル９０を有している。温度感知手段８４がこのウェルを占める。 この構成において、熱絶縁手段８８は、温度感知手段８４を、ウェル９０の内部 表面及び切除電極１６のサーマルマスの残りの部分から熱的に絶縁する。 図６ＡからＣにおいて、温度感知手段８４は、２つの関連するリード線９６及び ９８を有する小さなビードサーミスタ９４を備えている。サーミスタ９４の温度 感知端は、組織への接触のために切除電極１６の先端９２で露出されている。 図示される実施例において（図６ＡからＣを参照）、第３のモニタ手段８２は、 異なるサーミスタ９４の中で公称抵抗のズレに対処するようにサーミスタ９４を 較正するための手段１３２を備えている。カテーテル１４の製造過程に、サーミ スタ９４の抵抗が、既知の温度、例えば摂氏７５度で、測定される。測定された 値に等しい較正抵抗器１３４が、カテーテルハンドル２０内に組み込まれる。較 正抵抗器１３４のリード線は、第３のモニタ手段８２へ接続される。 図示されるタイプのサーミスタ９４は、商品名１１１−２０２ＣＡＫ−ＢＤＩト してＦｅｎｗａ１社（マサチニーセノッ州）によって市販されている。リード線 ９６及び９８は、＃３６ＡＷＧ信号配線Ｃｕ＋クラッド鋼鉄（電絶縁）からなる 。 注型用樹脂ｌＯＯは、電極ウェル内にサーミスタ９４並びにリード線９６及び９ ８を封止している。絶縁被覆１０２は、封止されたリード線９６及び９８もシー ルドしている。同時に、樹脂１００及び被覆１０２は、周囲の切除電極１６から サーミスタ９４を電気的に絶縁する。 注型用樹脂１００及び絶縁被覆１０２は各種材料を用いて形成され得る。図示さ れる実施例において、口ｌフタイト（１ｏｃｔｉｔｅ）接着剤は、注型用樹脂１ ００として機能するが、シア／アクリレート接着剤又はＲＴＶ接着剤なども用い られ得る。被覆１０２は、ポリイミド（ｐｏｌｙｍｉｄｅ）材料からなるが、他 の従来の電気絶縁材料もまた用いられ得る。 図示される実施例において、熱絶縁手段８８は、封止されたサーミスタ９４並び にリード線９６及び９８を包み込むチューブ１０４を存している。熱絶縁チュー ブ１０４自体は、ウェル９０の内壁に接着される。 チューブ１０４の熱絶縁材料は変えることができる。図示される実施例において 、約０．００３インチの厚さの壁を有するポリイミド（ｐｏｌｙｍｉｄｅ）材料 である。マイラー又はカプトン（ｋａｐｔｏｎ）などの他の熱絶縁材料も用いら れ得る。 サーミスタ９４のためのリード線９６及び９８は電極ウェル９０からガイドチュ ーブ２２を通ってカテーテルノーンドル２０内へ延びている。そこで、リード線 ９６及び９８は、／％ンドル２０から延びているケーブル２８と電気的に結合し ている。ケーブルプラグ（不図示）が発生器１２と接続し、サーミスタ９４から の温度信号を第３のモニタ手段８２へ伝達する。 図７ＡからＣは、温度感知手段８４のアレイを有する切除電極１６の他の実施例 を示す。温度感知手段８４の少なくとも１つ、及び好ましくはそれらの全てが、 図６八からＣに示されるように切除ｉ極１６から熱的に分離されている。 図７ＡからＣに示すように、多数からなるアレイを有する例における切除電極１ ６は内部コアウェル１０６を備えて（する。５個のブランチウェル１０８Ａ−Ｅ かコアウェル１０６から延びている。ブランチウェル１０８Ａ−Ｅは切除電極１ ６の表面で開口している。１つのブランチウェル１０８Ａか、図６ＡからＣに示 される単一の温度感知手段８４と同様に、切除電極１６の先端で開口している。 その池の４つの）′ランチウェル１０８Ｂ−Ｅは、コアウェル１０６からある角 度をなして４５度のアーチ状間隔て延ひている。４つのブランチウェル１０８Ｂ −Ｅは、切除電極１６の側面で開口しており、先端ウェルブランチ１０８Ａを囲 んでいる。 １つの温度感知手段８４が、各ブランチウェル１０８Ａ〜Ｅを占有している。図 示される好ましい実施例において、熱絶縁手段８８は、各温度感知手段８４を、 関連するブランチウェル１０８Ａ−Ｅの内部表面及び切除電極１６の残りのサー マルマスから熱的に分離している。 図６ＡからＣに示される実施例と同様に、各温度感知手段８４は、２つの付随す るリード線９６及び９８を有する小さなビードサーミスタ９４を備えている。サ ーミスタ９４の温度感知端は、組織へ複数箇所で接触するために切除電極１６の 先端で露出されている。付随するリード線９６及び９８は、中央コアウェル１０ ６内で束にされ、ガイドチューブ２２を通ってハンドル２０へ延びている。 図６ＡからＣに示される実施例と同様に、注型用樹脂１００は、各サーミスタ９ ４及びそのリード線９６及び９８を、関連するブランチウェル内に封止している 。絶縁被覆１０２も同様に、封止されたリード線９６及び９８をシールドしてい る。それと共に、樹脂１００及び被覆１０２は各サーミスタ９４を周囲の切除電 極１６から電気的に絶縁している。 図６ＡからＣに示される実施例と同様に、熱絶縁チューブ１０４は、各電気的に 封止されたサーミスタ９４及びそのリード線９６及び９８を包み込んでいる。さ らに、図６ＡからＣに示される実施例と同様に、接着剤が、各熱絶縁チューブ１ ０４を各ブランチウェル１０８Ａ−Ｅの内壁へ接着している。 図８ＡからＣは、多数の温度感知手段８４を有する切除電極１６のさらに他の実 施例を示す。 図８ＡからＣに示される構成において、切除電極１６は、前方電極部１１０及び 後方電極部１１２を有している。前方電極部１１０及び後方電極部１１２は、一 般的に球の形状である。 電気的及び熱的絶縁スリーブ１１４は、前方電極部１１０と後方電極部１１２と を分離する。スリーブ１１４は、一般的に筒状の形状である。得られる「ピーナ ツ」型は、心臓の弁の部分内での使用に非常に適している。 図示される実施例において、前方電極部１１０及び後方電極部１１２はプラチナ からなる。スリーブ１１４はポリスルホン材料からなる。 多数の温度感知手段８４が前方及び後方電極部１１０及び１１２の各表面を占有 する。温度感知手段８４の少なくとも１つ、好ましくは全部が、関連する電極部 １１０及び１１２の周りの本体の残りの部分から熱的に絶縁されている。 各電極部１１０及び１１２は、関連する電極部１１０及び１１２の表面で開口し ている内部コアウェル１１６及びブランチウェル１１８を有している。温度感知 手段８４が各ウェルブランチを占有している。図示される好ましい実施例におい て、熱絶縁手段８８は同様に、各温度感知手段８４を、関連するブランチウェル １１６及び１１８の内部表面並びに電極部１１０及び１１２のサーマルマスの残 りから分離スル。 図６ＡからＣに示される実施例と同様に、各温度感知手段８４は、２つの関連す るリード線９６及び９８を有する小さなビードサーミスタ９４を有している。サ ーミスタ９４の温度感知端は、組織に複数箇所で接触するために、関連する電極 部１１０及び１１２の表面で露出している。関連するリード線９６及び９８は、 中央コアウェル１１６内で束にされ、ガイドチューブ２２を通ってハンドル２ｏ へ延びている。 前述の実施例と同様に、注型用樹脂１００が各サーミスタ９４及びそのリード線 ９６及び９８を関連するブランチウェル１１６及び１１８内に封止している。絶 縁被覆１０２も、封止されたリード線９６及び９８をシールドしている。また、 前述の実施例と同様に、熱絶縁チ二−ブ１０４が電気的に封止された各サーミス タ９４及びそのリード線９６及び９８を包み込んでいる。接着剤が、熱絶縁チュ ーブ１０４を各ブランチウェル１１６及び】１８の内壁へ接着している。　多数 の温度感知手段８４の可能なアレイの数及び構成は、図６、図７及び図８に示さ れる特定の構造から変えることができることはもちろんである。例えば、１個又 はそれ以上の温度感知手段８４が切除電極１６の先端の下の側部を占有すること もできる。温度感知手段８４を保持するブランチウェルも、様々な角度、鋭角、 鈍角又は直角で、中央ウェルから延びることができる。全ての温度感知手段８４ が電極１６から熱的に分離される必要はないが、全てか熱的に分離されることが 好ましい。 図５に示すように、第３のモニタ手段８２は、異なる所定基準に従って感知され た温度状態に応じて、異なる表示及び制御機能を行うことができる。 好ましくは、第３のモニタ手段８２は、感知された組織温度の絶対項に応答する だけでなく、時間に伴う組織温度の変化を記録し、これらの変化に応答するよう にも機能する。 図示される実施例において、第３のモニタ手段８２は、関連する切除電極１６に 設けられる各温度感知手段８４のための制御出力１２０を有している。 各サーミスタ９４のためのリード線９６及び９８は、制御出力１２０のための入 力を供給する。或いは、切除電極１６に多数のサーミスタ９４を設けた場合には 、ガイドチューブ２２を横切るリード線９６及び９８の数は、サーミスタ９４０ 入力信号をマルチブレ、クス化するための集積回路１２２を第３のモニタ手段８ ２内に設けることによって低減することができる。 図示される実施例において、第３のモニタ手段８２は、ユーザ規定の期間の間に （図示される実施例においては約０１Ｏ１秒毎に一回）サーミスタ９４の各アレ イグループに対する平均温度をめるためのコンバータ１２４を備えている。 図６ＡからＣに示される実施例は、１つのサーミスタ９４を備えているので、入 力信号と平均とは同一である。 図７ＡからＣに示される実施例は、切除電極１６の先端に集められた５個のサー ミスタ９４の単一アレイグループを備えている。このアレイに対して、コンバー タは個々の入力信号を加算して５で割る。 図８ＡからＣに示される実施例は、２つのアレイグループを備えており、一方は 前方電極部１１０上に５個のサーミスタ９４を有しており、他方は後方電極部１ １２上に４個のサーミスタ９４を有している。コンバータ１２４は、各アレイグ ループの人力信号を加算して、各アレイグループ内のサーミスタ９４の関連する 数で割る。これによって、前方電極部１１０の平均と、後方電極部１１２の平均 とがそれぞれ得られる。 第３のモニタ手段８２は、アナログからデジタルへのコンバータ１２６を有して いる。コンバータス２６は、システム１０に対して感知された単数又は複数の温 度平均をデジタル化する。 コンバータ１２６は、較正抵抗器１３４の値もデジタル化する。サーミスタ抵抗 値は、較正抵抗値で割られ、サーミスタ９４のための規格化された抵抗が得られ る。この値は、格納されたサーミスタ温度データを有している読み出し専用メモ リ（ＲＯＭ）１３６　（図５Ｂ参照）への入力である。ＲＯＭ１３６の出力は、 実際に測定された組織温度（単位摂氏）であるので、サーミスタ９４の公称抵抗 のズレが考慮される。 図示されていないが、多数のサーミスタ９４を有する実施例は、同数の較正抵抗 器１３４、つまり各サーミスタ９４に対して１個、を備えている。 コンバータの単数又は複数のデジタル出力は測定結果を表示するために用いられ 得る。図示される実施例において、システム１０は感知された温度の平均をユー ザに示すために、発生器１２上に第３のデジタル表示装置１２８を備えている。 図８ＡからＣに示される「ピーナツ」型電極が用いられる場合、システム１０は 、前方及び後方電極部１１０及び１１２のための別個の表示装置を備えている。 コンバータ１２６の単数又は複数のデジタル出力は、発生器１２の制御動作のた めにも用いられる。好ましくは、第３のモニタ手段８２のａ度制御信号は、前述 の第１及び第２のモニタ手段３８及び７６の機能をさらに向上させるためにも用 いられる。 図示される実施例において、システム１０は、切除電極１６でのラジオ波電力を 制御するために、所望の範囲内又は一定値にラジオ波出力電圧を維持するフィー ドパ、クループにおいて、デジタル化された温度出力を用いる。温度に基づいて 発生器１２によって送達される電力を制御することによって、医師は、発生され る損傷の大きさを制御することができる。 この目的のために、システムｌＯは、組織温度のための所望の動作値をユーザが 入力するための人力装置１３０を備えている。 組織温度が所定範囲内であるが、範囲内で所定量だけずれる場合には、第３のモ ニタ手段８２は、、電力出力を遮断はせずに、増大又は低下させる制御信号を発 生させる。組織温度が上昇する場合には、制御信号が電力出力を低下させる。組 織温度が低下する場合には、制御信号が電力出力を増大させる。測定される組織 温度が所定範囲外になった場合には、第３のモニタ手段８２が、切除電極１６へ の電力を遮断する命令信号を発生させる。心臓の切除のための組織温度の代表的 な設定範囲は、約摂氏４０度から１００度であると考えられる。 温度が設定範囲内から出発し、時間と共にその範囲外となる場合には、その最も 有り得る原因は、切除電極１６上での血液の凝固であり、切除電極１６の撤退及 び洗浄が必要である。組織温度の設定範囲外への急な変化は、切除電極１６の位 置のシフトを示唆しており、切除電極１６を再配置することが必要である。 システム１０は、これらの温度による状況が発生した場合に、ユーザへ警告を伝 えるために、点滅灯及びアラーム音（不図示）を備えていることが好ましい。 上述の様に、システム１０は、切除処置にわたって正確な制御を提供することが できる。実際の位相敏感電力のモニタ及び制御は、切除電極１６へのラジオ波の 有効な伝送を確実とする。組織インピーダンス及び組織温度のモニタ及び制御は 、それぞれ別個に、又は組み合わせて、損傷の大きさ及び凝固の検出の点での生 理学的な安全上の制限を設定する。組織インピーダンス及び／又は組織温度のモ ニタ及び制御は、切除電極１６の同きに関する情報も提供する。 特表千７−５００７５６　（１１）

Claims (19)

【特許請求の範囲】
1. １．ラジオ波エネルギーを用いて組織を切除するためのシステムであって、 ラジオ波エネルギーの供給源と、 該供給源と電気的に接続されており、切除部位でラジオ波エネルギーを放射する 電極手段と、 該電極手段へ送達されるラジオ波電流を測定し、測定されたラジオ波電流信号を 発生させる電流モニタ手段と、該電極手段でのラジオ波電圧を測定し、測定され たラジオ波電圧信号を発生させる電圧モニタ手段と、該測定された電流信号に該 測定された電圧信号を掛けて、該電極手段へ伝達される実際の位相敏感電力を表 す位相敏感電力信号を求める電力モニタ手段と、 該実際の電力信号に基づいて機能を行う制御手段とを備えているシステム。
2. ２．前記制御手段が、ユーザが判読できる形式で前記位相敏感電力信号の値を示 す表示手段を有している請求項１に記載のシステム。
3. ３．前記制御手段が、前記位相敏感電力信号に基づいて、前記供給源の電圧出力 を制御するフィードバック手段を有している請求項１に記載のシステム。
4. ４．前記フィードバック手段が、 所望の位相敏感電力量を格納するためのレジスタ手段と、該レジスタ手段内の該 所望の位相敏感電力量と、前記電力モニタ手段によって発生される前記位相敏感 電力信号とを比較して、ズレ信号を発生させる比較器手段と、該ズレ信号に応答 して、前記供給源の出力電圧を変える命令手段と を有している請求項１に記載のシステム。
5. ５．前記命令手段が、所定の最小ズレ信号を維持するために前記供給源の出力電 圧を変える請求項４に記載のシステム。
6. ６．前記測定されたラジオ波電流信号に基づいて二乗平均された電流信号を求め る手段と、 前記測定されたラジオ波電圧信号に基づいて二乗平均された電圧信号を求める手 段と、 該二乗平均された電流信号に該二乗平均された電圧信号を掛けて、前記電極手段 へ伝送される見かけ上の電力を表す二乗平均された電力信号を求める手段と、該 二乗平均された電力信号と、前記電力モニタ手段によって発生された前記位相敏 感電力信号とを比較し、前記電極手段での前記測定されたラジオ波電圧信号と前 記測定されたラジオ波電流信号との間の位相シフトを示すズレ信号を発生させる 手段と、該位相シフトズレ信号に基づいて機能を行う位相シフト制御手段と を有している位相シフト検出手段をさらに備えている請求項しに記載のシステム 。
7. ７．前記位相シフト制御手段が、前記位相シフトズレ信号が所定の値を越えた場 合に、ラジオ波エネルギーの伝導を中断させる請求項６に記載のシステム。
8. ８．前記位相シフト制御手段が、前記位相シフトズレ信号が所定の値を越えた場 合に、警告信号を発生させる請求項６に記載のシステム。
9. ９．前記制御手段が、前記位相シフトズレ信号が所定範囲内のままである場合に 、前記位相敏感電力信号に基づいて、前記供給源の電圧出力を制御するフィード バック手段を有している請求項６に記載のシステム。
10. １０．前記フィードバック手段が、前記位相シフトズレ信号が所定範囲を越えて 増大する場合に、前記供給源の出力電圧を低下させる請求項９に記載のシステム 。
11. １１．前記フィードバック手段が、前記位相シフトズレ信号が所定の最大値を越 える場合に、前記電極手段への電力を中断させる請求項１０に記載のシステム。
12. １２．前記測定されたラジオ波電流信号に基づいて、二乗平均された電流信号を 求める手段と、 前記測定されたラジオ波電圧信号に基づいて、二乗平均された電圧信号を求める 手段と、 該二乗平均された電圧信号を該二乗平均された電流信号で割って、測定された組 織インピーダンス信号を求める手段と、該測定された組織インピーダンス信号に 基づいて機能を行うインピーダンス制御手段と を有している組織インピーダンスモニタ手段をさらに備えている請求項１に記載 のシステム。
13. １３．前記インピーダンス制御手段が、選択された間隔の間の該測定された組織 インピーダンス信号の変化を計算し、所定の基準に基づいて制御信号を発生させ る請求項１２に記載のシステム。
14. １４．前記インピーダンス制御手段が、前記測定された組織インピーダンス信号 が所定の範囲外である場合に、前記電極手段へのエネルギーを中断させる命令信 号を発生させる請求項１２に記載のシステム。
15. １５．前記所定の範囲が約５０から３００オームである請求項１２に記載のシス テム。
16. １６．前記インピーダンス制御手段が、前記測定された組織インピーダンス信号 が所定範囲から出発し、時間に伴ってそれを越えて増大し、前記電極手段上の血 液の凝固を示唆する場合に、制御信号を発性する請求項１２に記載のシステム。
17. １７．前記インピーダンス制御手段が、凝固の開始又は前記電極手段の位置の急 激なシフトを示唆する前記測定された組織インピーダンス信号の所定量を越えた 増加量に応答して制御信号を発生する請求項１２に記載のシステム。
18. １８．前記インピーダンス制御手段が、前記測定された組織インピーダンス信号 が所定の最大量を越えて、前記電極手段と皮膚との接触不良、又は前記システム における電気的問題を示唆する場合に、制御信号を発生させる請求項１２に記載 のシステム。
19. １９．前記インピーダンス制御手段が、前記測定された組織インピーダンス信号 の値を、ユーザが判読できる形式で示す表示手段を有している請求項１２に記載 のシステム。