JPH0759794A - 位相敏感電力検出機能を備えたラジオ波切除装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】 実際のラジオ波電力（位相敏感電力）を検出
する機能を備え、これに基づいて、ラジオ波電力を制御
することにより、組織切除処置を正確かつ安全に行うこ
とが可能なラジオ波切除装置を提供する。 【構成】 ラジオ波エネルギーを用いて組織を切除する
ための装置であって、ラジオ波エネルギーの供給源３０
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１６と、該電極手
段１６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４０と、
該電極手段１６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４２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アナログ乗算器集積回路５８
と、該実際の電力信号に基づいて機能を行う制御手段７
０とを備えている。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】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。

【０００２】

【従来の技術】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、カテーテルを用いている。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。

【０００３】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するためにさらに広く用いられ
てきている。

【０００４】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、切除されるべき組織に直接接するように
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。

【０００５】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。

【０００６】

【発明が解決しようとする課題】従来の装置は、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
して、二乗平均の結果は、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という問題点が
あった。

【０００７】本発明はこのような現状に鑑みてなされた
ものであり、実際のラジオ波電力（位相敏感電力）を検
出する機能を備え、これに基づいて、ラジオ波電力を制
御することにより、組織切除処置を正確かつ安全に行う
ことが可能なラジオ波切除装置を提供することが、本発
明の目的である。

【０００８】

【課題を解決するための手段】本発明のラジオ波切除装
置は、ラジオ波エネルギーを用いて組織を切除するため
の装置であって、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
御手段とを備えており、そのことにより上記目的が達成
される。

【０００９】さらに、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
有していてもよい。

【００１０】さらに、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てもよい。

【００１１】さらに、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、前記供給手段の出力電圧を変える命
令手段とを有していてもよい。

【００１２】さらに、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こ
ともできる。

【００１３】さらに、前記装置が、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
らに備えていてもよい。

【００１４】さらに、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ことができる。

【００１５】さらに、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
号を発生させることができる。

【００１６】さらに、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てもよい。

【００１７】さらに、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ことができる。

【００１８】さらに、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こともできる。

【００１９】さらに、前記装置が、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てもよい。

【００２０】さらに、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
発生させることもできる。

【００２１】さらに、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こともできる。

【００２２】さらに、前記所定の範囲が約５０から３０
０オームであってもよい。

【００２３】さらに、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にな
り始め、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、制御信号を発生す
ることもできる。

【００２４】さらに、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突然のシフトを示
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
を越える増加に、応答して制御信号を発生することもで
きる。

【００２５】さらに、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、前記電極手段への皮膚接触不良、又は前記装置
における電気的問題を示唆する場合に、制御信号を発生
させることもできる。

【００２６】さらに、前記インピーダンス制御信号が、
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装置を有していてもよい。

【００２７】

【作用】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装置を提供する。この装置
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。
装置はまた、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。

【００２８】一実施例において、装置はラジオ波エネル
ギーの供給源を備えている。電極部分が、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。装置は電極部分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。装置は
また、電極部分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。

【００２９】本発明の一実施例によれば、装置は、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
を求める。装置は、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。

【００３０】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。

【００３１】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。

【００３２】本発明の他の実施例によれば、装置はラジ
オ波位相シ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、二乗平均された電流及び電圧信号を求め
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、電極手段を伝達される
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、位相シフ
トズレ信号に基づいて、機能を実行する。

【００３３】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。

【００３４】好ましい構成において、供給源電力フィー
ドバックループは、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部分への電力を中断
させる。

【００３５】本発明によれば、装置は、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、装置は、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。

【００３６】

【実施例】以下、本発明を実施例について説明する。

【００３７】図１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装置１０を示している。
装置１０は、ラジオ波エネルギーを送達するラジオ波発
生器１２を備えている。装置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。

【００３８】図示される実施例において、装置１０は単
極モードで動作する。この構成において、装置１０は、
スキンパッチ電極を備えている。この電極は不関第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。

【００３９】或いは、装置１０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。

【００４０】図示される実施例において、切除電極１６
及び不関電極１８はプラチナからなる。

【００４１】装置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装置１０を説明する。

【００４２】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。

【００４３】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）が設けられている。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。ハンドル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。

【００４４】左右操縦用ワイヤ（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２
４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。

【００４５】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。

【００４６】図示される環境において、電力供給源３０
は、５００ｋＨｚの周波数で５０ワットまでの電力を送
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は不関パッチ電極１８まで続いて
いる。

【００４７】実際の及び見かけ上のラジオ波電力のモニ
タ 図２及び図３に示すように、装置１０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１２の他の制御機能を支援する。

【００４８】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から不
関パッチ電極１８への）ラジオ波電流を測定するための
電流モニタ手段４０を備えている。

【００４９】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１
６と不関パッチ電極１８との間）に発生されるラジオ波
電圧を測定する。

【００５０】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。

【００５１】第２の制御出力４６は、切除電極１６と不
関パッチ電極１８との間のＲＭＳ電圧を表す信号を伝え
る。

【００５２】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。

【００５３】図示される実施例において（図２及び図３
に示すように）、電流モニタ手段４０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を通して不関パッチ電極１８へ通過す
るラジオ波電流を直接測定する。

【００５４】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ては５０
０ｋＨｚである。

【００５５】電流感知変圧器５０は、第１の制御出力４
４へ接続されており、ＲＭＳ電流を求める。第１の制御
出力４４は、この機能を行うために集積回路のＲＭＳ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力信号を
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（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。

【００５６】ＲＭＳ電流信号は、急速に変化するラジオ
波電流入力信号に比べて、比較的ゆっくりと変化する信
号の形態をとる。

【００５７】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と不関パッ
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。

【００５８】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５００ｋＨ
ｚの速度で変化するラジオ波信号である。

【００５９】電圧感知変圧器５４は、第２の制御出力４
６へ接続されており、ＲＭＳ電圧を求める。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。ＲＭＳ電圧コンバータ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。

【００６０】得られるＲＭＳ電圧信号は（ＲＭＳ電流信
号と同様に）、比較的ゆっくりと変化する信号の形態を
とる。

【００６１】電圧感知変圧器５４は、第３の制御出力４
８にも接続されており、実際の位相敏感電力を求める。
第３の制御出力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。乗算器回路は、一入
力として、電流感知変圧器５０からのラジオ波入力電流
信号を直接受け取る。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
を直接受け取る。

【００６２】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。

【００６３】電力値は（その成分電流及び電圧入力と同
様に）、比較的ラジオ波の速度で変化するラジオ波信号
である。

【００６４】第３の制御出力４８は、ローパスフィルタ
６０も有している。５００ｋＨｚ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
る測定される入力電力値は、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。

【００６５】この信号は、切除電極１６が目的の組織へ
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。

【００６６】第１、第２及び第３の制御出力４４、４６
及び４８は、それぞれ、適切なインラインスケーリング
回路６２を備えている。スケーリング回路６２は、ＲＭ
Ｓ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囲にスケール（比例変換）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。

【００６７】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６
４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。

【００６８】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、装置１０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。

【００６９】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、装置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。

【００７０】この構成において、装置１０は、発生器１
２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。装
置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とす
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。

【００７１】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、位相差があ
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。

【００７２】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電圧の積を求める乗算器回
路７２を備えている。乗算器回路７２の得られる出力
は、装置１０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。

【００７３】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
の間に位相シフトが起こったことを示す警告信号を発生
させる。装置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。

【００７４】電力制御手段７０は、位相シフト比較器７
４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７０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シフトを示す場合に
は、電力制御手段７０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。

【００７５】組織インピーダンスのモニタ 図４に示すように、装置１０は、切除を受ける組織のイ
ンピーダンスを求めるための第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求めるだけでなく、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。

【００７６】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測された
絶対値及び感知された変化に基づいて、適切な制御信号
を発生させる。

【００７７】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。マイクロプロセッサ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。

【００７８】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ＲＭＳ電流信号で割る。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、装置１０は、サンプルされた組織イ
ンピーダンスをユーザに示す第２の表示装置８０を発生
器１２上に有している。

【００７９】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ダ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ダ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。

【００８０】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、変えることができる。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。

【００８１】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ベルがどの
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。心臓の切除処置のための
組織インピーダンスに対する設定範囲は、約５０〜３０
０オームであると考えられる。

【００８２】組織インピーダンスが設定範囲になり始
め、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の位置の突然
のシフトを示唆する。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１６の撤退及び洗浄、又は切除電極１６
の再配置である。

【００８３】装置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。

【００８４】非常に高い組織インピーダンスは、不関電
極１８の皮膚への接触の悪さ、又は装置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。

【００８５】組織インピーダンスは設定範囲内である
が、範囲内の所定量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、８０〜１５０
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。

【００８６】組織温度のモニタ 図５に示すように、装置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８
２を備えている。第３のモニタ手段８２は、切除電極１
６に設けられている温度感知手段８４を有している。装
置１０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
を備えている。

【００８７】熱絶縁手段８８は、温度感知手段８４を切
除電極１６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、或いは熱量の一部
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へ熱を加えず、また、
切除電極１６の周囲の温度によっても影響を受けない。

【００８８】図６（ａ）〜（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。

【００８９】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の残りの部分から熱的に絶縁する。

【００９０】図６（ａ）〜（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。

【００９１】図示される実施例において（図６（ａ）〜
（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。

【００９２】図示されるタイプのサーミスタ９４は、商
品名111-202CAK-BD1としてFenwal社（マサチューセッツ
州）によって市販されている。リード線９６及び９８
は、＃36 AWG信号配線Ｃｕ＋クラッド鋼鉄（重絶縁）か
らなる。

【００９３】注型用樹脂１００は、電極ウェル内にサー
ミスタ９４並びにリード線９６及び９８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９
８もシールドしている。同時に、樹脂１００及び被覆１
０２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。

【００９４】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、ロックタイト（loctite）接着剤は、注型用樹脂１
００として機能するが、シアノ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（polyimide）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。

【００９５】図示される実施例において、熱絶縁手段８
８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を有している。熱絶縁
チューブ１０４自体は、ウェル９０の内壁に接着され
る。

【００９６】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（polyimide）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。

【００９７】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
カテーテルハンドル２０内へ延びている。そこで、リー
ド線９６及び９８は、ハンドル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からの信
号を第３のモニタ手段８２へ伝達する。

【００９８】図７（ａ）〜（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（ａ）〜（ｃ）に示されるように切除
電極１６から熱的に分離されている。

【００９９】図７（ａ）〜（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１６は内部コ
アウェル１０６を備えている。５個のブランチウェル１
０８Ａ〜１０８Ｅがコアウェル１０６から延びている。
ブランチウェル１０８Ａ〜１０８Ｅは切除電極１６の表
面で開口している。１つのブランチウェル１０８Ａが、
図６（ａ）〜（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。その他
の４つのブランチウェル１０８Ｂ〜１０８Ｅ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
で延びている。４つのブランチウェル１０８Ｂ〜１０８
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。

【０１００】１つの温度感知手段８４が、各ブランチウ
ェル１０８Ａ〜１０８Ｅ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〜１０８
Ｅの内部表面及び切除電極１６の残りの部分から熱的に
分離している。

【０１０１】図６（ａ）〜（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１０６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。

【０１０２】図６（ａ）〜（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。

【０１０３】図６（ａ）〜（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６（ａ）〜（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１０４を各ブ
ランチウェル１０８Ａ〜１０８Ｅの内壁へ接着してい
る。

【０１０４】図８（ａ）〜（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。

【０１０５】図８（ａ）〜（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。

【０１０６】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。

【０１０７】図示される実施例において、前方電極部１
１０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。

【０１０８】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の周りの本体から熱的に絶縁さ
れている。

【０１０９】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１
１２の残りから熱的に分離する。

【０１１０】図６（ａ）〜（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１１
２の表面で露出している。関連するリード線９６及び９
８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２０へ延びている。

【０１１１】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。また、前述の実施例と同様に、熱絶縁チューブ１０
４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１１８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から分
離される必要はないが、全てが分離されることが好まし
い。

【０１１２】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。

【０１１３】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。

【０１１４】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。

【０１１５】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９４の入力信号をマルチプレッ
クス化（時分割化）するための集積回路１２２を第３の
モニタ手段８２内に設けることによって低減することが
できる。

【０１１６】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０．０１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求めるためのコン
バータ１２４を備えている。図６（ａ）〜（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。

【０１１７】図７（ａ）〜（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。

【０１１８】図８（ａ）〜（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１１２上に４個のサーミスタ９４を有してい
る。コンバータ１２４は、各アレイグループにおいて各
アレイグループの入力信号を加算して、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。

【０１１９】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
１２６は、装置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。

【０１２０】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
５（ｂ）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。

【０１２１】図示されていないが、多数のサーミスタ９
４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。

【０１２２】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、装置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。

【０１２３】図８（ａ）〜（ｃ）に示される「ピーナ
ツ」型電極が用いられる場合、装置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。

【０１２４】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の温度制御信号
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。

【０１２５】図示される実施例において、装置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
ードバックループにおいて、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。

【０１２６】この目的のために、装置１０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入力装
置１３０を備えている。

【０１２７】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。

【０１２８】温度が設定範囲内になり始めて、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１
６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。
装置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。

【０１２９】上述の様に、本発明による装置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の向きに関する情報も提供する。

【０１３０】

【発明の効果】本発明によるラジオ波切除装置は、組織
切除処置を正確且つ安全に行うことを可能にする。

【０１３１】実際の位相敏感電力のモニタ手段と位相敏
感電力信号に基づいて機能する制御手段（切除電極手
段）は、切除部位でラジオ波エネルギーを放射する電極
手段に伝送する電力を組織切除処置にわたって正確に制
御することを可能にする。

【０１３２】組織インピーダンス及び組織温度のモニタ
手段及びこれらのモニタ手段によって得られた信号に基
づいて機能する制御手段は、損傷の大きさ及び血液の凝
固について生理学的な安全性を確保するために、制限を
設定することを可能にする。組織インピーダンス及び組
織温度のモニタ及び制御手段は、切除電極手段の向きに
関する情報も提供する。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の特徴を実施する、組織を切除するため
の装置を示す斜視図である。

【図２】図１の装置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である。

【図３】図１の装置のための電力モニタ及び制御回路を
示す概略図である。

【図４】図１の装置のための組織インピーダンスモニタ
及び制御回路の概略図である。

【図５】（ａ）及び（ｂ）は、図１の装置のための組織
温度モニタ及び制御回路を示す概略図である。

【図６】（ａ）〜（ｃ）は、組織の温度を測定するため
に装置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である。

【図７】（ａ）〜（ｃ）は、組織の温度を測定するため
に装置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である。

【図８】（ａ）〜（ｃ）は、組織の温度を測定するため
に装置と共に用いられ得る電極であって、心臓の弁にお
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。

【符号の説明】

１０ ラジオ波切除装置 １２ ラジオ波発生器 １４ カテーテル １６ ラジオ波放射用先端電極（切除電極） １８ 不関電極（スキンパッチ電極） ３０ ラジオ波電力供給源 ４０ 電流モニタ手段 ４２ 電圧モニタ手段 ５０ 電流感知変圧器 ５４ 電圧感知変圧器 ７０ 電力制御手段 ７４ 位相シフト比較器

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ロジャー エイ． スターン アメリカ合衆国 カリフォルニア 95014, クパーティーノ，パロ ビスタ ロード 10418

Claims (19)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 ラジオ波エネルギーを用いて組織を切除
   するための装置であって、 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
   えている装置。
2. 【請求項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に記載の装置。
3. 【請求項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に記載の装置。
4. 【請求項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、前記供給手段の出力電圧を変え
   る命令手段とを有している請求項１に記載の装置。
5. 【請求項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
   に記載の装置。
6. 【請求項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１に記載の装置。
7. 【請求項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に記載の装置。
8. 【請求項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に記載の装置。
9. 【請求項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に記載の装置。
10. 【請求項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に記載の装
    置。
11. 【請求項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に記載の装置。
12. 【請求項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
    の装置。
13. 【請求項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に記載の装置。
14. 【請求項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に記載の装置。
15. 【請求項１５】 前記所定の範囲が約５０から３００オ
    ームである請求項１２に記載の装置。
16. 【請求項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になり始
    め、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、制御信号を発生する請
    求項１２に記載の装置。
17. 【請求項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突然のシフトを示唆す
    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
    える増加に、応答して制御信号を発生する請求項１２に
    記載の装置。
18. 【請求項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、前記電極手段への皮膚接触不良、又は前記装置にお
    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に記載の装置。
19. 【請求項１９】 前記インピーダンス制御信号が、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装置を有している請求項１２に
    記載の装置。