JPH0779996A - Device and method for resecting tissue while monitoring impedance of tissue - Google Patents

Device and method for resecting tissue while monitoring impedance of tissue

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JPH0779996A
JPH0779996A JP5206749A JP20674993A JPH0779996A JP H0779996 A JPH0779996 A JP H0779996A JP 5206749 A JP5206749 A JP 5206749A JP 20674993 A JP20674993 A JP 20674993A JP H0779996 A JPH0779996 A JP H0779996A
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tissue
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electrode
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JP5206749A
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A Stern Roger
D Edwards Stewart
ディー. エドワーズ スチュワート
エイ. スターン ロジャー
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Ep Technol Inc
イーピー テクノロジーズ,インコーポレイテッド
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Abstract

PURPOSE: To resect a tissue with high accuracy in safety by controlling the electric power corresponding to the impedance of the tissue. CONSTITUTION: This tissue resecting device 10 comprises a monitoring means. The monitoring means measures the electric current and the voltage transmitted to an electrode part 16, and generates a signal of the measured current, and a signal of the measured voltage. Further the monitoring means determines a signal of the measured tissue impedance by dividing the measured voltage signal by the measured current signal, and generates a control singal for performing the prescribed function on the basis of the same.

Description

【発明の詳細な説明】 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【0001】 [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。 The present invention relates, in general to catheters and associated power source. 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。 More particularly, the present invention is, after being steered and manipulated within regions of the body, to the ablation catheter for transmitting energy to form lesions for therapeutic purposes.

【0002】 [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。 BACKGROUND OF THE INVENTION Today's medical procedure, the physician, in order to access to the interior regions of the body to ablate tissue ranges of interest, and using a catheter. 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。 For the physician, it is important to carefully and accurately control the energy radiation in the body used to ablate the tissue.

【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。 [0003] The need for careful and precise control over the catheter during the treatment to ablate tissue within the heart is particularly serious. 電気生理学的治療と呼ばれるこれらの処置は、 These procedures, called electrophysiological therapy,
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。 It has been used more widely to treat rhythm disorders of the heart.

【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。 [0004] During these treatments, the physician the catheter (typically the femoral artery) vena cava or the aorta through advances into the interior region of the heart to be treated. 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。 The physician then further manipulates the steering mechanism, electrodes attached to the end of the catheter, so that direct contact with the tissue to be ablated. 医師は、組織を切除して損傷を形成するように、 Physician, so as to form lesions and ablating tissue,
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。 Radiate the indifferent electrode through the tissue radiofrequency energy from the tip of the electrode.

【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、 [0005] excision of the heart, particularly the performance as to control accurately monitor the radiant energy from the ablation electrode,
必要とする。 I need.

【0006】 [0006]

【発明が解決しようとする課題】従来の装置では、ラジオ波電圧及び電流を二乗平均した結果に基づいて、切除電極へのラジオ波電力を制御している。 In [0005] conventional apparatus, based on the radio wave voltage and current to the square averaged result, and controls the radio wave power to the ablation electrode. しかし、従来の装置では、切除電極の位置の突然のずれ、あるいは切除電極上での血液凝固等が起こっている場合でも、それらには関係なく切除電極に電力が送達される。 However, in the conventional apparatus, even if the sudden shift of the position of the ablation electrode or blood coagulation or the like on the ablation electrode, is going, power is delivered to the ablation electrode regardless of them. また、切除電極と組織との接触状態を確かめることができない。 Further, it is impossible to ascertain the state of contact between the ablation electrode and the tissue. このため、従来の装置では、目的とする組織を正確に切除することがない、あるいは発生する損傷の大きさを制御することができないという問題がある。 Therefore, in the conventional apparatus, it is impossible to control the size of the damage is not possible to accurately ablate tissue of interest, or to occur.

【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、組織インピーダンスをモニタする機能を備え、これに応じて電力を制御することにより、正確かつ安全に組織の切除を行うことができる組織切除装置を提供することが本発明の目的である。 [0007] The present invention has been made in view of such circumstances, a function to monitor tissue impedance by controlling the power according to this, is possible to cut accurately and safely tissue it is an object of the present invention to provide a tissue ablation device capable.

【0008】 [0008]

【課題を解決するための手段】本発明の組織切除装置は、切除エネルギーの供給源と、該供給源に電気的に接続され、切除部位でエネルギーを放出する電極手段と、 Tissue ablation apparatus of the present invention, in order to solve the problems] includes a source of ablation energy, is electrically connected to wherein the source, and electrode means for releasing the energy at the ablation site,
該電極手段に伝えられた電流を測定し、測定された電流信号を発生する電流モニタ手段と、電極手段における電圧を測定し、測定された電圧信号を発生する電圧モニタ手段と、測定された組織インピーダンス信号を得るために該測定された電圧信号を該測定された電流信号で割る手段と、該測定された組織インピーダンス信号に基づいて所定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。 The current conveyed to the electrode means is measured, and the current monitoring means for generating a measured current signal, the voltage at the electrode unit is measured, the voltage monitor means for generating a measured voltage signal, the measured tissue means for dividing the voltage signal the measurement in order to obtain the impedance signal a current signal which is the measurement, and a control means for performing predetermined functions based on the measured tissue impedance signal, said by its the purpose is achieved.

【0009】前記制御手段が、選択された期間中の前記測定された組織インピーダンス信号の変化を測定し、所定の基準に基づいて制御信号を発生してもよい。 [0009] The control unit measures the change in the measured tissue impedance signal during the selected time period may generate a control signal based on predetermined criteria.

【0010】前記制御手段が、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外れたときに、前記電極手段へのエネルギーを中断するように命令信号を発生してもよい。 [0010] The control means, when said measured tissue impedance signal is outside the predetermined range, the command signal may be generated to interrupt energy to said electrode means.

【0011】前記所定範囲が約50〜300オームであってもよい。 [0011] The predetermined range may be about 50 to 300 ohms.

【0012】前記測定された組織インピーダンス信号が所定の範囲内から出発し、かつ時間の経過と共に該所定範囲を越えて増加し、前記電極手段上に血液が凝固していることが示唆されるときに、前記制御手段が制御信号を発生してもよい。 [0012] The starting measured tissue impedance signal from within a predetermined range, and to increase beyond the predetermined range over time, when the blood on the electrode means it is suggested that solidified to, the control means may generate a control signal.

【0013】凝固の開始または前記電極手段の位置の急激なずれを示唆する、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じて、前記制御手段が制御信号を発生してもよい。 [0013] suggesting a rapid displacement of the position of the solidification of the starting or the electrode means in response to an increase amount exceeds a predetermined amount of the measured tissue impedance signal, even if the control means generates a control signal good.

【0014】前記測定された組織インピーダンス信号が所定の最大値を越えて前記電極手段と皮膚との接触不良または装置中の電気的不良が示唆されるときに、前記制御手段が制御信号を発生してもよい。 [0014] When the measured tissue impedance signal electrical failure of contact failure or a device between the electrode means and the skin is suggested beyond a predetermined maximum value, said control means generates a control signal it may be.

【0015】前記供給源がラジオ波エネルギーを発生する装置であって、該装置は、測定されたラジオ波電流信号に基づいて二乗平均電流信号を得るための手段と、測定されたラジオ波電圧信号に基づいて二乗平均電圧信号を得るための手段とをさらに備えており、前記測定された組織インピーダンス信号は該二乗平均電圧信号を該二乗平均電流信号で割ることによって得られてもよい。 [0015] An apparatus for the supply source for generating radio frequency energy, the apparatus comprising means for obtaining a root mean square current signal based on the measured radio wave current signal, the measured radio wave voltage signal further comprising a means for obtaining a root mean square voltage signal based on the measured tissue impedance signal may be obtained by dividing the mean square voltage signal in the mean square current signal.

【0016】前記制御手段が、ユーザーが読むことができる形で前記測定された組織インピーダンス信号を表示する表示手段を有していてもよい。 [0016] The control means may have a display means for displaying the measured tissue impedance signal in a form that the user can read.

【0017】 [0017]

【作用】本発明は、組織切除のための改良された装置を提供する。 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION The present invention provides an improved apparatus for tissue ablation. 本装置は、切除エネルギーの供給源と、その供給源に電気的に接続され、切除部位にエネルギーを放出する電極部分とを有している。 The apparatus includes a source of ablation energy, is electrically connected to a supply source, and an electrode portion that emits energy to the ablation site.

【0018】本装置は、電極部分に送達された電流を測定して、測定された電流信号を発生し、また、電極部分における電圧を測定して測定された電圧信号を発生する。 The present apparatus measures the current delivered to the electrode portion, and generates a measured current signal and generates a voltage signal measured by measuring the voltage at the electrode portion.

【0019】本発明によれば、測定された電圧信号を測定された電流信号で割ることにより測定された組織インピーダンス信号が得られる。 According to the present invention, tissue impedance signal measured by dividing the measured voltage signal measured current signal is obtained. また、本装置は、この測定された組織インピーダンス信号に基づいて所定機能を行う制御装置とを有している。 The apparatus also includes a control unit for performing a predetermined function based on the measured tissue impedance signal. 測定された組織インピーダンス信号は、この信号を用いなければ検出されないような、切除部位における特定の生理的状態を示す。 Measured tissue impedance signal, such as undetected unless using this signal, indicating the particular physiological condition in excision site.

【0020】例えば、測定された組織インピーダンス信号が所定の範囲内から出発し、かつ時間の経過と共に該所定範囲を越えて増加するとき、これは電極部分上に血液が凝固していることを示している。 [0020] For example, when the measured tissue impedance signal starting from within a predetermined range, and to increase beyond the predetermined range over time, this indicates that the blood is coagulated on the electrode portion ing. 制御装置は、この状態が起きたときに制御信号を発生する。 Controller generates a control signal when this condition occurs.

【0021】別の例として、測定された組織インピーダンス信号の増加が、所定量を越えて発生するときには、 [0021] As another example, when the increase in the measured tissue impedance signal, generated exceeds a predetermined amount,
これは凝固の開始または電極部分の位置の急激なずれを示している。 This shows a sharp deviation of the position of the start or the electrode portion of the solidification. 制御装置はこの状態のときも制御信号を発生する。 The controller generates the even control signals in this state.

【0022】別の例として、測定された組織インピーダンス信号が所定の最大値を越えるときには、これは電極部分と皮膚との接触不良または装置中の電気的不良を示している。 [0022] As another example, when the measured tissue impedance signal exceeds a predetermined maximum value, indicating electrical failures of contact failure or a device between the electrode portion and the skin. 制御装置はこのときも制御信号を発生する。 The controller also generates a control signal at this time.

【0023】ユーザーの設定する基準によっては、制御装置は、電極部分からの切除エネルギーの放出を中断させるようにも働く。 [0023] Depending on criteria the user's settings to the control device also serves to disrupt the release of ablation energy from the electrode portion. また、ユーザーが読める形で測定された組織インピーダンス信号を表示することも可能である。 It is also possible to display a tissue impedance signal measured in a way that the user can read.

【0024】一実施例においては、供給源はラジオ波エネルギーを発生する。 [0024] In one embodiment, the source generates radio frequency energy. このような構成においては、本装置は、測定されたラジオ波電流信号に基づいて、二乗平均電流信号及び二乗平均電圧信号を得る。 In such a configuration, the apparatus, based on the measured radio wave current signal to obtain a mean square current signal and root mean square voltage signal. 又、二乗平均電圧信号を二乗平均電流信号で割ることによって測定された組織インピーダンス信号を得る。 Moreover, obtaining a tissue impedance signal measured by dividing the square average voltage signal by the square average current signal.

【0025】 [0025]

【実施例】以下、本発明を実施例について説明する。 BRIEF DESCRIPTION OF EXAMPLES The present invention will.

【0026】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。 [0026] Figure 1, embodying features of the present invention, shows an apparatus 10 for performing ablation with respect to human tissue.
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。 Apparatus 10 includes a radio wave generator 12 to deliver radiofrequency energy. 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。 Device 10 also includes a steerable catheter 14 having a radio wave radiation for the tip electrode 16.

【0027】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。 [0027] In the illustrated embodiment, apparatus 10 operates in a unipolar mode. この構成において、装置10は、 In this configuration, the device 10,
スキンパッチ電極を備えている。 And it includes a skin patch electrode. この電極は不関第2電極18として機能する。 This electrode serves as an indifferent second electrode 18. 使用に際して、不関電極18 In use, the indifferent electrode 18
は、患者の背中又はその他の外部皮膚領域へ付着する。 Adhere to the patient's back or other exterior skin area.

【0028】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。 [0028] Alternatively, apparatus 10 can also operate in a bipolar mode. 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。 In this mode, both the electrodes are provided on the catheter 14.

【0029】図示される実施例において、切除電極16 [0029] In the illustrated embodiment, the ablation electrode 16
及び不関電極18はプラチナからなる。 And indifferent electrode 18 are made of platinum.

【0030】装置10は、多くの異なる環境において用いられ得る。 The apparatus 10 can be used in many different environments. 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。 In this specification, illustrating the device 10 when used to perform ablation treatment of the heart.

【0031】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。 [0031] When used for this purpose, a physician (typically the femoral artery) vena cava or the aorta proceeds into the interior region of the heart to be treated catheter 14 through. 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。 The physician then further manipulates the catheter 14 to the tip electrode 16 is placed in contact with the tissue within the heart of resected. 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。 The user, in order to form lesions on the contacted tissue, and sends a radio wave energy from the generator 12 to the tip electrode 16.

【0032】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。 [0032] In the embodiment shown in FIG. 1, the catheter 14 includes a handle 20, the guide tube 22, and provided with a tip 24 (also referred to as ablation electrodes in the following) tip electrode 16 to the tip 24 is provided there. 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。 The handle 20 has a built-in steering for mechanism 26 for the catheter tip 24. 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。 Cable 28 extending from the rear of the handle 20 has plugs (not shown). プラグは、 Plug,
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。 To send radio frequency energy to the ablation electrode 16, to connect the catheter 14 to the generator 12. ラジオ波は、損傷を形成するように組織に熱を加える。 Radio waves, adding tissue to heat to form a damage.

【0033】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。 The left and right steering wires (not shown), a steering for mechanism 26 to interconnect the right and left side of the tip 24, extends through the guide tube 22. 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 Rotating the steering for mechanism 26 to the left the left steering wire is pulled, the tip 2
4が左へ曲げられる。 4 is bent to the left. 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。 Similarly, rotating the steering for mechanism 26 to the right the right steering wire is pulled, the tip 24 is bent to the right. 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。 Thus, the physician steers the ablation electrode 16 in contact with the tissue to be ablated.

【0034】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。 The generator 12 includes a radiofrequency power supply source 30 connected to the first and second conductive lines 34 and 36 through the main isolating transformer 32.

【0035】図示される環境において、電力供給源30 [0035] In the environment illustrated, the power supply source 30
は、500kHzの周波数で50ワットまでの電力を送達する。 Delivers the power of up to 50 watts at 500kHz of frequency. 第1の伝導線34は切除電極16まで続いている。 The first conductive line 34 is continued until the ablation electrode 16. 第2の伝導線36は不関パッチ電極18まで続いている。 The second conductive line 36 is continued until the indifferent patch electrode 18.

【0036】 実際の及び見かけ上のラジオ波電力のモニ [0036] The actual and of radio wave power of the apparent monitor
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。 As shown in data FIGS. 2 and 3, apparatus 10 includes a first monitor means 38 for measuring the radiofrequency current and radiofrequency voltage delivered to the patient by the generator 12.
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) First monitoring means 38 also includes, RMS (root mean square has been) voltage (in volts), RMS current (in amps)
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。 And deriving a control signal indicative of the actual phase sensitive power (in watts) to support other control functions of the generator 12.

【0037】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。 The first monitoring means 38 may be a variety of structures and configurations. 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。 In the illustrated embodiment, the first monitoring means 38, through the tissue from the first line 34 passes through the second line 36 (i.e., from the ablation electrode 16 to the indifferent patch electrode 18) Radiofrequency and a current monitoring means 40 for measuring the current.

【0038】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。 The first monitoring means 38 also includes a voltage monitoring unit 42. 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 Voltage monitoring means 42 between the first and second conductive lines 34 and 36 (i.e., ablation electrode 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。 The radiofrequency voltage generated between) the 6 and the indifferent patch electrode 18 is measured.

【0039】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。 The first monitoring means 38 includes three control outputs 44, 46 and 48. 第1の制御出力44 The first control output 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。 Conveys a signal representative of the RMS current conducted by the ablation electrode 16.

【0040】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。 The second control output 46 conveys a signal representative of the RMS voltage between the ablation electrode 16 and indifferent patch electrode 18.

【0041】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。 The third control output 48 conveys a signal representative of the actual phase sensitive power transmitted by the ablation electrode 16.

【0042】図示される実施例において(図2及び図3 [0042] In the embodiment illustrated (FIGS. 2 and 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 As shown in), current monitoring means 40, the current sensing transformer 50 which is separated is connected in the second conducting line 36
を有している。 have. この構成において、電流感知変圧器50 In this arrangement, the current sensing transformer 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。 Measures the radiofrequency current passing through the ablation electrode 16 to the indifferent patch electrode 18 directly.

【0043】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 The value measured is a radio wave signal varying at the selected rate, 50 in the illustrated embodiment
0kHzである。 It is 0kHz.

【0044】電流感知変圧器50は、第1の制御出力4 The current sensing transformer 50 has a first control output 4
4へ接続されており、RMS電流を求める。 Is connected to the 4, determine the RMS current. 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。 The first control output 44 includes an RMS converter 52 of the integrated circuit to perform this function. 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. RMS current converter first, squares the radiofrequency current input signal from the current sensing transformer 50, then averages the squared signal over a period of user-defined (in the illustrated embodiment approximately 0.
01秒に一度である)。 It is a once in 01 seconds). RMS電流コンバータ52は次に、平均二乗値の平方根を取る。 RMS current converter 52 then takes the square root of the mean square value. 得られる出力はRMS The resulting output is RMS
電流を表す。 Representative of the current.

【0045】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。 The RMS current signal is compared to the radiofrequency current input signal which changes rapidly, it takes the form of a relatively slowly varying signal.

【0046】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。 [0046] As shown in FIGS. 2 and 3, the voltage monitoring means 42 includes a voltage sensing transformer 54 that is separated is connected between the first and second conductive lines. 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。 In this arrangement, the voltage sensing transformer 54 measures the radiofrequency voltage across the body tissue between the ablation electrode 16 and indifferent patch electrode 18 directly.

【0047】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 [0047] Like the value measured by the current sensing transformer 50, the measured voltage value, the selected 500kH
zの速度で変化するラジオ波信号である。 A radiofrequency signal varying z rate of.

【0048】電圧感知変圧器54は、第2の制御出力4 [0048] The voltage sensing transformer 54, second control output 4
6へ接続されており、RMS電圧を求める。 It is connected to the 6 to determine the RMS voltage. 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。 The second control output 46 includes an RMS converter 56 of the integrated circuit for performing this function. RMS電圧コンバータ56 RMS voltage converter 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。 It is squares the radiofrequency voltage input signal and then averages it over the same user prescribed period and the period used by the current converter 52. 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。 Then, RMS voltage converter 56, taking the square root of the mean square voltage value.

【0049】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。 The RMS voltage signal obtained (like the RMS current signal) takes the form of a relatively slowly varying signal.

【0050】電圧感知変圧器54は、第3の制御出力4 [0050] The voltage sensing transformer 54, the third control output 4
8にも接続されており、実際の位相敏感電力を求める。 It is also connected to 8 to determine the actual phase sensitive power.
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。 The third control output 48 includes an analog multiplier integrated circuit 58 for performing this function. 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。 The multiplier circuit as one input, and receives a radio wave input current signal from the current sensing transformer 50 directly. 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。 The multiplier circuit 58, as a second input, receives the radio wave input voltage signal from the voltage sensing transformer 54 directly.

【0051】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。 The output of the multiplier circuit 58 is the product of these two inputs, it represents the actual radiofrequency power transmitted by the ablation electrode 16.

【0052】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。 [0052] power value (like its component current and voltage inputs) a radiofrequency signal varying at the rate of a relatively radio waves.

【0053】第3の制御出力48は、ローパスフィルタ60も有している。 [0053] The third control output 48, a low pass filter 60 also has. 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。 In the illustrated embodiment operates in 500kHz radio wave velocity, cut-off frequency selected filter 60 is about 100 Hz. 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。 Input power values ​​measured change rapidly, are low-pass filtered by filter 60, a relatively slowly varying signal.

【0054】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。 [0054] This signal represents the actual phase sensitive power signal radiofrequency energy ablation electrode 16 delivers to the target tissue.

【0055】第1、第2及び第3の制御出力44、46 [0055] The first, second and third control outputs of 44 and 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。 And 48, respectively, and a suitable in-line scaling circuit 62. スケーリング回路62は、RM Scaling circuit 62, 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。 S current signal, RMS voltage signal, and the actual phase sensitive power signal, scaling (proportional conversion) to a specific voltage range so as to be used by the remaining circuitry of the generator 12. 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。 In the illustrated example, the range to be scaled is from 0.0 5.0 volts.

【0056】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。 [0056] The first monitoring means 38 also includes converter 64 from analog to digital. コンバータ6 Converter 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。 4, the analog RMS current output signal, digitizes one or more selected among the RMS voltage output signal, and the actual phase sensitive power signal.

【0057】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。 [0057] s digital output of the converter 64 can be used to display measurement results. 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。 In the illustrated example, to indicate the actual phase sensitive power signal to a user, device 10 includes a first digital display 66 on the generator 12.

【0058】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。 [0058] s digital output of the converter 64 can also be used to control the operation of the generator 12. 図示される実施例において、装置10 In the illustrated embodiment, apparatus 10
は、切除電極16でのラジオ波電力を制御するために、 In order to control the radiofrequency power at the ablation electrode 16,
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。 The radio wave output voltage in a feedback loop to maintain the desired range or a constant value, digitized using output. 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。 By controlling the power delivered by the generator 12, the physician during the ablation procedure, it is possible to reproducibly form lesions of the desired depth.

【0059】この構成において、装置10は、発生器1 [0059] In this configuration, the device 10, the generator 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。 User desired operating values ​​for the actual phase sensitive power for 2 has an input device 68 for inputting. 装置10は、電力制御手段70を備えている。 Apparatus 10 includes a power control unit 70. 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。 The power control unit 70 includes a comparator 71 for comparing the actual phase sensitive power the desired power. 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。 The output of the comparator, the error between the actual power measured with the set value power so as to minimize, to vary the output voltage of radiofrequency power source 30.

【0060】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。 [0060] In the illustrated embodiment, the power control unit 70, phase difference also monitor between the radiofrequency voltage and current. 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。 The power control unit 70, the power of the apparent calculates, performs this function by comparing the computed apparent power to the actual phase sensitive power. 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。 If radiofrequency voltage and current signal are completely in phase, the same as the actual phase sensitive power and apparent power. 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。 However, if there is a phase difference, actual phase sensitive power amount corresponding to the coefficient representing the cosine of the phase angle is different from the apparent power.

【0061】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。 [0061] In the illustrated embodiment, the power control unit 70 includes a multiplier circuit 72 for obtaining the product of RMS current and RMS voltage. 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。 The resulting output of the multiplier circuit 72, the apparent apparatus 10 (i.e., not phase sensitive) to form a power. 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。 The power control unit 70 includes a comparator 74 for comparing the sensitivity of the actual power of the apparent resulting phase power. 比較器74の出力の大きさは、 Magnitude of the output of the comparator 74,
位相シフトの量を表す。 It represents the amount of phase shift.

【0062】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。 [0062] When the output of the phase shift comparator 74 exceeds a predetermined amount, the power control unit 70 generates a warning signal indicating that the phase shift has occurred between the radiofrequency voltage and current. 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。 Device 10 may also be to warn the user, and includes flashing lights and audible alarm (not shown).

【0063】電力制御手段70は、位相シフト比較器7 [0063] The power control means 70, the phase shift comparator 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。 The output of 4 if it remains within the acceptable range above the threshold amount, operates to maintain the power constant value. 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。 The power control means 70, when the output of the phase shift comparator 74 increases beyond this range, operates so as to lower the output voltage of the supply source 30. 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。 If the output of the phase shift comparator 74 shows a phase shift beyond a maximum threshold, the power control unit 70 generates a signal for interrupting all power to the ablation electrode 16.

【0064】 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。 [0064] As shown on the monitor 4 in tissue impedance, the apparatus 10 further includes a second monitoring means 76 for determining the impedance of the tissue undergoing ablation. 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。 Second monitoring means 76 not only determine the impedance of the tissue in absolute terms, also serves to record changes in tissue impedance over time.

【0065】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。 [0065] The second monitoring means 76 in accordance with preprogrammed criteria, observed absolute values ​​of tissue impedance and based on the sensed change, generates appropriate control signals.

【0066】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。 [0066] The second monitoring means 76 may be a variety of structures and configurations. 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。 In the illustrated embodiment, the second monitoring means 76 includes a microprocessor 78. 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。 The microprocessor 78 at predetermined intervals (e.g., every 20 ms, representing a sampling rate of 50 Hz), samples the digitized output of the converter 64 from analog to digital.

【0067】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。 [0067] The microprocessor 78 also divides the digitized been sampled the RMS voltage signal by the sampled digitized RMS current signal. 数値結果は、 Numerical results,
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。 It is a tissue impedance for the sample (in ohms). 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。 Preferably, device 10 has a second display device 80 showing the sampled tissue impedance to a user on the generator 12.

【0068】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。 [0068] The microprocessor 78 also maintains a record of the tissue impedance is sampled over time. 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。 From this recording, the microprocessor 78 calculates the changes in tissue impedance during a selected interval and generates appropriate control signals based upon predetermined criteria.

【0069】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、変更することができる。 [0069] predetermined criteria based upon the microprocessor 78 generates the control signal based on the tissue impedance can be changed. 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7 Preferably, the tissue impedance control signals, power control means just described 7
0のモニタ及び制御機能を向上させるために用いられる。 Used to improve the 0 monitor and control functions.

【0070】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。 [0070] In the illustrated embodiment, when the measured tissue impedance falls outside a predetermined set range, the microprocessor 78 is also sensed how actual phase sensitive power level, power to the ablation electrode 16 It generates a command signal to shut off the. 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 Setting range for tissue impedance for ablation treatment of the heart, approximately 50 to 30
0オームであると考えられる。 It is considered to be 0 ohm.

【0071】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。 [0071] If the tissue impedance begins to set range, increases beyond it with time, most likely cause is the blood clotting on the ablation electrode 16. 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、血液凝固の突然の開始、又は切除電極16の位置の突然のシフトを示唆する。 The tissue impedance suddenly rises above the set range suggests the sudden onset of coagulation or a sudden shift in the position of the ablation electrode 16. 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。 Rapid variations in tissue impedance may also contact between the ablation electrode 16 and the target tissue may suggest that bad. 全てが迅速な対応を要求する。 All requests a rapid response. 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。 For example, withdrawal and cleaning of the ablation electrode 16, or repositioning of the ablation electrode 16.

【0072】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。 [0072] apparatus 10, to convey the warning to the user when these conditions occur, it is preferably provided with flashing lights and audible alarm (not shown).

【0073】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。 [0073] very high tissue impedance, poor skin contact with the indifferent electrode 18, or may suggest electrical problems in the device 10. この場合も、迅速な補正動作が要求される。 Again, rapid correction operation is required.

【0074】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。 [0074] While the tissue impedance is within a set range, when the increase exceeds the predetermined amount within the range, the second monitoring means 76 generates a control signal to reduce rather than to interrupt the power output. 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 In this arrangement, a relatively narrow range of tissue impedance (e.g., 80 to 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。 Can ohms) is established, to maintain a relatively constant power within this range.

【0075】 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 [0075] As shown in the monitor Figure 5 tissue temperature, the device 10 for sensing the temperature of tissue in contact with the ablation electrode 16 third monitoring means 8
2を備えている。 It is equipped with a 2. 第3のモニタ手段82は、切除電極1 Third monitoring means 82, ablation electrode 1
6に設けられている温度感知手段84を有している。 And a temperature sensing means 84 provided in the 6. 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 Device 10 is responsive to the sensed tissue temperature for performing the generator control function, the control means 86 for the generator 12
を備えている。 It is equipped with a.

【0076】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。 [0076] Thermal insulation means 88 thermally isolates the temperature sensing means 84 from the ablation electrode 16. 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。 Accordingly, the temperature sensing means 84, without adding heat to the ablation electrode 16, or does not become a part of the heat. 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、 It serves to show the true temperature of the tissue in contact, without adding heat to the ablation electrode 16, also,
切除電極16の周囲の温度によっても影響を受けない。 Unaffected by the temperature of the surrounding ablation electrode 16.

【0077】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 [0077] In the embodiment shown in FIG. 6 (a) ~ (c), the ablation electrode 16 includes an internal well 90 at its tip 92
を有している。 have. 温度感知手段84がこのウェルを占める。 Temperature sensing means 84 occupies this well.

【0078】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。 [0078] In this configuration, the heat insulation means 88, the temperature sensing means 84, thermally insulated from the inner surface and a remaining portion of the ablation electrode 16 in the well 90.

【0079】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。 [0079] In FIG. 6 (a) ~ (c), the temperature sensing means 84 includes a small bead thermistor 94 with two associated lead wires 96 and 98. 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。 Temperature sensing end of the thermistor 94 is exposed at the tip 92 of the ablation electrode 16 for contact with tissue.

【0080】図示される実施例において(図6(a)〜 [0080] In the embodiment illustrated (FIG. 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。 (C) see), third monitoring means 82 includes a means 132 for calibrating the thermistor 94 to account for deviations of the nominal resistance among different thermistors 94.
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。 The manufacturing process of the catheter 14, the resistance of the thermistor 94, a known temperature, for example at 75 degrees Celsius is measured. 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。 Calibration resistor 134 is equal to the measured value is incorporated into the catheter handle 20. 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。 Leads of the calibration resistor 134 is connected to the third monitoring means 82.

【0081】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。 [0081] type of thermistor 94, which is shown, are marketed by Fenwal, Inc. (Massachusetts) under the trade name 111-202CAK-BD1. リード線96及び98 Lead wires 96 and 98
は、#36 AWG信号配線Cu+クラッド鋼鉄(重絶縁)からなる。 Consists # 36 AWG signal wire Cu + clad steel (heavy insulation).

【0082】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。 [0082] casting resin 100 seals the thermistor 94 and lead wires 96 and 98 within the electrode well. 絶縁被覆102は、封止されたリード線96及び9 Insulating coating 102, the lead wires 96 and 9 which is sealed
8もシールドしている。 8 is also shielded. 同時に、樹脂100及び被覆1 At the same time, the resin 100 and the coating 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。 02 electrically insulates the thermistor 94 from the surrounding ablation electrode 16.

【0083】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。 [0083] casting resin 100 and insulating coating 102 may be formed using various materials. 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 In the illustrated example, Loctite (loctite) adhesives, casting resins 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。 Functions as 00, but such cyanoacrylate adhesive or RTV adhesive may also be used. 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。 Coating 102 is made of polyimide (polyimide) material, other conventional electrical insulating materials may also be used.

【0084】図示される実施例において、熱絶縁手段8 [0084] In the illustrated embodiment, the thermal insulation means 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。 8 has a tube 104 enclosing a sealed thermistor 94 and lead wires 96 and 98 were. 熱絶縁チューブ104自体は、ウェル90の内壁に接着される。 Thermal insulation tube 104 itself is adhered to the inner wall of the well 90.

【0085】チューブ104の熱絶縁材料は変えることができる。 [0085] Thermal insulating material of the tube 104 can be varied. 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。 In the illustrated example, a polyimide (polyimide) material having a wall thickness of about 0.003 inches. 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。 Other heat insulating material such as Mylar or Kapton (Kapton) may also be used.

【0086】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。 [0086] leads 96 and 98 for the thermistor 94 extend into the catheter handle 20 through the guide tube 22 from the electrode well 90. 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。 Therefore, the lead wires 96 and 98 are electrically coupled to it are cables 28 which extend from the handle 20. 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。 Cable plug (not shown) is connected to the generator 12 and transmits the signal from the thermistor 94 to the third monitoring means 82.

【0087】図7(a)〜(c)は、温度感知手段84 [0087] FIG. 7 (a) ~ (c), the temperature sensing means 84
のアレイを有する切除電極16の他の実施例を示す。 It shows another embodiment of an ablation electrode 16 having the array. 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。 At least one temperature sensing means 84, and preferably all of them, are thermally isolated from the ablation electrode 16 as shown in FIG. 6 (a) ~ (c).

【0088】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。 [0088] As shown in FIG. 7 (a) ~ (c), the ablation electrode 16 in the example has an array of a number is provided with an internal Koaweru 106. 5個のブランチウェル1 Five branch well 1
08A〜108Eがコアウェル106から延びている。 08A~108E extends from Koaweru 106.
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。 Branch wells 108A~108E is open at the surface of the ablation electrode 16. 1つのブランチウェル108Aが、 One branch well 108A is,
図6(a)〜(c)に示される単一の温度感知手段84 Single temperature sensing means shown in FIG. 6 (a) ~ (c) 84
と同様に、切除電極16の先端で開口している。 Similar to open at the tip of the ablation electrode 16. 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。 Other four branches wells 108B~108E extends in arcuate distance of 45 degrees at an angle from Koaweru 106. 4つのブランチウェル108B〜108 Four branches well 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。 E is open at the side surface of the ablation electrode 16 surrounds the tip well branch 108A.

【0089】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。 [0089] one temperature sensing means 84, occupies each branch well 108a-108e. 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 In the preferred embodiment shown, the thermal insulating means 88, each temperature sensing means 84, associated branch well 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。 They are thermally isolated from the inner surface and a remaining portion of the ablation electrode 16 of the E.

【0090】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。 [0090] Similar to the embodiment shown in FIG. 6 (a) ~ (c), the temperature sensing means 84 includes a small bead thermistor 94 with two associated lead wires 96 and 98 to. 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。 Temperature sensing end of the thermistor 94 is exposed at the tip of the ablation electrode 16 for contact at a plurality of points to the tissue. 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。 Associated leads 96 and 98 to are bundled in the center Koaweru 106 and extends into the handle 20 through the guide tube 22.

【0091】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。 [0091] Similar to the embodiment shown in FIG. 6 (a) ~ (c), casting resin 100, each thermistor 94 and its lead wires 96 and 98, sealing within the associated branch well there. 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。 Likewise insulating coating 102 to shield the encapsulated lead wires 96 and 98. それと共に、 At the same time,
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。 Resin 100 and the coating 102 are electrically insulated from each thermistor 94 from the surrounding ablation electrode 16.

【0092】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。 [0092] Similar to the embodiment shown in FIG. 6 (a) ~ (c), the heat insulation tube 104 is wrapped each electrically thermistor 94 and its lead wires 96 and 98 sealed. 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。 Further, similarly to the embodiment shown in FIG. 6 (a) ~ (c), the adhesive has adhered to the thermal insulation tube 104 to the inner wall of each branch well 108a-108e.

【0093】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。 [0093] FIG. 8 (a) ~ (c) shows still another embodiment of the ablation electrode 16 having multiple temperature sensing means 84.

【0094】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。 [0094] In the configuration shown in FIG. 8 (a) ~ (c), the ablation electrode 16 has a front electrode part 110 and the rear electrode 112. 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。 Front electrode part 110 and the rear electrode 112, in the form of generally spherical.

【0095】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。 [0095] electrical and thermal insulating sleeve 114 separates the forward electrode portion 110 and the rear electrode 112. スリーブ114は、一般的に筒状の形状である。 The sleeve 114 is generally cylindrical in shape. 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。 The resulting "peanut" type are well suited for use in portions of the heart valve.

【0096】図示される実施例において、前方電極部1 [0096] In the illustrated example, the front electrode part 1
10及び後方電極部112はプラチナからなる。 10 and the rear electrode 112 made of platinum. スリーブ114はポリスルホン材料からなる。 The sleeve 114 is made of a polysulfone material.

【0097】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。 [0097] Numerous temperature sensing means 84 occupies the respective surfaces of front and rear electrodes 110 and 112. 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。 At least one temperature sensing means 84, preferably all, are thermally insulated from the body around the associated electrode portions 110 and 112.

【0098】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。 [0098] Each electrode portions 110 and 112 has an internal Koaweru 116 and branch wells 118 open at the surface of the associated electrode portions 110 and 112. 温度感知手段84が各ウェルブランチを占有している。 Temperature sensing means 84 occupies each well branch. 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 In the preferred embodiment shown, the thermal insulation means 88 may likewise inner surface and the electrode unit 110 and the first branch wells 116 and 118 of the respective temperature sensing means 84, associated
12の残りから熱的に分離する。 Thermally separated from the remaining 12.

【0099】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。 [0099] Similar to the embodiment shown in FIG. 6 (a) ~ (c), the temperature sensing means 84 includes a small bead thermistor 94 with two associated lead wires 96 and 98. 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 Temperature sensing end of the thermistor 94, for contacting with a plurality of locations in the tissue, associated electrode portions 110 and 11
2の表面で露出している。 Exposed at the second surface. 関連するリード線96及び9 Related to the lead wires 96 and 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。 8 is bundled in the center Koaweru 116, extends to the handle 20 through the guide tube 22.

【0100】前述の実施例と同様に、注型用樹脂100 [0100] As in the embodiment, casting resins 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。 There has been sealed to the branch well 116 and 118 associated with the thermistors 94 and leads 96 and 98. また、前述の実施例と同様に、熱絶縁チューブ10 Similar to the previous embodiment, the thermal insulation tube 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。 4 is wrapped an electrically the thermistors 94 and leads 96 and 98 sealed. 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。 Adhesive, heat insulation tube 104 is bonded to the inner wall of each branch well 116 and 118. 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。 The number and arrangement of possible arrays of multiple temperature sensing means 84, FIG. 6, it is a matter of course that can be altered from the particular structure shown in FIGS. 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。 For example, it is also possible one or more temperature sensing means 84 occupies the side of the lower tip of the ablation electrode 16.
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。 Branch wells holding the temperature sensing means 84 also can extend from different angles, acute, obtuse or a right angle, the central well. 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。 Although all of the temperature sensing means 84 need not be separated from the electrode 16, it is preferred that all are separated.

【0101】図5に示すように、第3のモニタ手段82 [0102] As shown in FIG. 5, the third monitoring means 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。 Can be performed, the different display and control functions according to the temperature conditions sensed in accordance with different predetermined criteria.

【0102】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。 [0102] Preferably, the third monitoring means 82 not only responds to the absolute term of the sensed tissue temperature, to record changes in tissue temperature over time, also function to respond to these changes to.

【0103】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。 [0103] In the illustrated example, the third monitoring means 82 has a control output 120 for each temperature sensing means 84 provided in the associated ablation electrode 16.

【0104】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。 [0104] leads 96 and 98 for each thermistor 94 provides an input for controlling output 120. 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。 Alternatively, in the case in which a large number of thermistors 94 in the ablation electrode 16, guide number of leads 96 and 98 across the tube 22, multiplexing the input signal of the thermistor 94 (time division of) an integrated circuit for 122 can be reduced by the provision of the third monitoring means 82.

【0105】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。 [0105] In the illustrated example, the third monitoring means 82, for (once approximately every 0.01 seconds in the illustrated example) each array group thermistor 94 during the period of the user defined and a converter 124 for obtaining the average temperature. 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。 Embodiment shown in FIG. 6 (a) ~ (c) is provided with the one thermistor 94 is identical to the average and the input signal.

【0106】図7(a)〜(c)に示される実施例は、 [0106] embodiment shown in FIG. 7 (a) ~ (c) are
切除電極16の先端に集められた5個のサーミスタ94 Five thermistors collected in the tip of the ablation electrode 16 94
の単一アレイグループを備えている。 And a single array group. 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。 For this array, the converter divided by 5 by adding the individual input signals.

【0107】図8(a)〜(c)に示される実施例は、 [0107] embodiment shown in FIG. 8 (a) ~ (c) are
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。 Includes two arrays groups, one has five thermistors 94 on the forward electrode portion 110, and the other has four thermistors 94 on the rear electrode 112. 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 Converter 124 adds the input signal of each array group in each array group, the thermistor 94
の関連する数で割る。 Divided by the number of related. これによって、前方電極部110 Thus, the front electrode part 110
の平均と、後方電極部112の平均とがそれぞれ得られる。 Mean and the average of the rear electrode 112 can be obtained respectively.

【0108】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。 [0108] A third monitoring means 82 includes a converter 126 from analog to digital. 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。 Converter 126 digitized s temperature average sensing to the device 10.

【0109】コンバータ126は、較正抵抗器134の値もデジタル化する。 [0109] Converter 126 also digitizes the value of the calibration resistor 134. 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。 Thermistor resistance value is divided by the calibration resistor value, normalized resistance for the thermistor 94 is obtained. 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。 This value is the input to the read only memory having a stored thermistor temperature data was (ROM) 136 (see Figure 5 (b)). 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。 The output of the ROM136 are the actual measured tissue temperature (in degrees Celsius), the deviation of the nominal resistance of the thermistor 94 is taken into account.

【0110】図示されていないが、多数のサーミスタ9 [0110] Although not shown, a large number of the thermistor 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。 Example with 4 includes the same number of calibration resistors 134, i.e. one for each thermistor 94, a.

【0111】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。 [0111] s digital output of the converter may be used to display measurement results. 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。 In the illustrated example, the device 10 to indicate the average of the sensed temperature to a user, and a third digital display device 128 on the generator 12.

【0112】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。 [0112] When Fig. 8 (a) ~ "peanut" type electrode shown in (c) is used, apparatus 10 includes a separate display device for the front and rear electrodes 110 and 112.

【0113】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。 [0113] s digital output of the converter 126 is also used to control operation of the generator 12. 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。 Preferably, the temperature control signal of the third monitoring means 82 is also used to improve further the functions of the first and second monitoring means 38 and 76 described above.

【0114】図示される実施例において、装置10は、 [0114] In the illustrated example, the device 10,
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。 To control the radio wave power at the ablation electrode 16, in a feedback loop that maintains radiofrequency output voltage within a desired range or within a predetermined value, using the digitized temperature output. 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。 By controlling the power delivered by the generator 12 based on the temperature, the physician is able to control the magnitude of the generated damage.

【0115】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。 [0115] For this purpose, apparatus 10 includes an input device 130 for a user to input desired operating values ​​for the tissue temperature.

【0116】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、 [0116] While the tissue temperature is within a predetermined range, if within deviates by a predetermined amount, the third monitoring means 82,
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。 Without the interrupting the power output to generate a control signal to increase or decrease. 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。 If the tissue temperature rises, the control signal reduces the power output. 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。 If the tissue temperature is lowered, the control signal increases the power output. 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。 When the measured tissue temperature falls outside a predetermined range, the third monitoring means 82 generates a command signal to shut off power to the ablation electrode 16. 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。 Typical setting range of tissue temperature for ablation of the heart, believed to be 100 degrees to about 40 degrees Celsius.

【0117】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 [0117] The temperature began to within the set range, when the outside that range over time, the most likely cause is a blood clotting on the ablation electrode 16, ablation electrode 1
6の撤退及び洗浄が必要である。 6 is required withdrawal and cleaning of. 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。 Sudden changes to the configuration outside the tissue temperature suggest a shift in the position of the ablation electrode 16, it is necessary to reposition the ablation electrode 16.
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。 10, when the situation according to these temperatures occur, in order to convey the warning to the user is preferably provided with flashing lights and audible alarm (not shown).

【0118】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。 [0118] As described above, apparatus 10 according to the present invention, it is possible to provide accurate control over the ablation procedure.
実際の位相敏感電力のモニタ及び制御は、切除電極16 The actual monitoring and control of the phase-sensitive power, ablation electrodes 16
へのラジオ波の有効な伝送を確実とする。 To ensure the effective transmission of radio waves to. 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。 Monitoring and control of tissue impedance and tissue temperature can each independently or in combination, set the physiological safety limit in terms of detection of damage size and coagulation. 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。 Monitoring and control of tissue impedance and / or tissue temperature also provide information regarding orientation of the ablation electrode 16.

【0119】 [0119]

【発明の効果】本発明によると、測定された電流及び電圧から組織インピーダンスを求めて、その組織インピーダンスに基づいて切除電極に送達される電力の制御を行う。 According to the present invention, seeking tissue impedance from the measured current and voltage, and controls the power delivered to the ablation electrode based on the tissue impedance. これにより、切除電極から組織に放出されるエネルギーを正確に制御することができる。 Thus, it is possible to accurately control the energy released to the tissue from the ablation electrode. また、組織インピーダンスをモニタすることにより、切除電極上での血液の凝固や切除電極の位置の突然のずれ、切除電極と組織との接触不良等に対して迅速に対応することができる。 Further, by monitoring the tissue impedance, a sudden shift in the position of the blood coagulation and ablation electrodes on the ablation electrode, it is possible to cope quickly to contact failure between the ablation electrode and the tissue.
従って、本発明によると、医師が組織を切除する際の安全性、正確さを向上させることができる。 Therefore, according to the present invention, it is possible to improve safety when the physician to ablate tissue, the accuracy.

【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS

【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。 [1] to implement aspects of the present invention, it is a perspective view showing an apparatus for ablating tissue.

【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。 2 is a schematic diagram showing the generator and associated monitor and control circuits for the apparatus of FIG.

【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。 Figure 3 is a schematic diagram showing a power monitor and control circuit for the apparatus of FIG.

【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。 Figure 4 is a schematic diagram of tissue impedance monitor and control circuit for the apparatus of FIG.

【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。 5 (a) and (b) is a schematic diagram showing the tissue temperature monitor and control circuit for the apparatus of FIG.

【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。 6 (a) ~ (c) is an electrode that may be used with the apparatus for measuring the temperature of the tissue is a diagram showing an electrode having a thermally insulated temperature sensing element.

【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。 7 (a) ~ (c) is an electrode that may be used with the apparatus for measuring the temperature of the tissue, is a diagram showing an electrode having a plurality of thermally insulated temperature sensing element .

【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。 8 (a) ~ (c) is an electrode that may be used with the apparatus for measuring the temperature of the tissue has a spatial shape as used in the valve of the heart, thermal is a diagram showing an electrode having a plurality of temperature sensing elements which are insulated.

【符号の説明】 DESCRIPTION OF SYMBOLS

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 電力表示手段 74 位相シフト比較器 10 radio wave ablation device 12 radiofrequency generator 14 catheter 16 radio wave radiation tip electrode (ablation electrode) 18 indifferent electrode (skin patch electrode) 30 radiofrequency power supply source 40 current monitoring means 42 voltage monitoring unit 50 current sensing transformer vessel 54 voltage sensing transformer 70 power display means 74 the phase shift comparator

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ロジャー エイ. ────────────────────────────────────────────────── ─── of the front page continued (72) inventor Roger rays. 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 Stern United States California 95014, click Party Roh, Palo Vista Rd 10418

Claims (9)

    【特許請求の範囲】 [The claims]
  1. 【請求項1】 切除エネルギーの供給源と、 該供給源に電気的に接続され、切除部位でエネルギーを放出する電極手段と、 該電極手段に伝えられた電流を測定し、測定された電流信号を発生する電流モニタ手段と、 電極手段における電圧を測定し、測定された電圧信号を発生する電圧モニタ手段と、 測定された組織インピーダンス信号を得るために該測定された電圧信号を該測定された電流信号で割る手段と、 該測定された組織インピーダンス信号に基づいて所定機能を行う制御手段と、を備えている組織切除装置。 A source of claim 1] ablation energy is electrically connected to wherein the source, and electrode means for releasing the energy at the ablation site, to measure the current conveyed to the electrode means, the measured current signal a current monitoring means for generating, the voltage at the electrode unit is measured, the voltage monitor means for generating a measured voltage signal, a voltage signal the measurement to obtain the measured tissue impedance signal is the measurement It means for dividing the current signal, and tissue ablation apparatus and a control means for performing predetermined functions based on the measured tissue impedance signal.
  2. 【請求項2】 前記制御手段が、選択された期間中の前記測定された組織インピーダンス信号の変化を測定し、 Wherein said control means measures the change in the measured tissue impedance signal during the selected time period,
    所定の基準に基づいて制御信号を発生する、請求項1に記載の組織切除装置。 Generating a control signal based on a predetermined criterion, the tissue ablation device of claim 1.
  3. 【請求項3】 前記制御手段が、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外れたときに、前記電極手段へのエネルギーを中断するように命令信号を発生する、請求項1に記載の組織切除装置。 Wherein said control means, when said measured tissue impedance signal is outside the predetermined range, generates a command signal to interrupt energy to said electrode means, tissue according to claim 1 resecting device.
  4. 【請求項4】 前記所定範囲が約50〜300オームである請求項3に記載の組織切除装置。 4. The tissue ablation device of claim 3 wherein the predetermined range is approximately 50 to 300 ohms.
  5. 【請求項5】 前記測定された組織インピーダンス信号が所定の範囲内から出発し、かつ時間の経過と共に該所定範囲を越えて増加し、前記電極手段上に血液が凝固していることが示唆されるときに、前記制御手段が制御信号を発生する、請求項1に記載の組織切除装置。 5. Starting from the range the measured tissue impedance signal is predetermined, and to increase beyond the predetermined range over time, that the blood is coagulated been suggested on the electrode means the Rutoki, said control means generates a control signal, tissue ablation device of claim 1.
  6. 【請求項6】 凝固の開始または前記電極手段の位置の急激なずれを示唆する、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じて、前記制御手段が制御信号を発生する、請求項1に記載の組織切除装置。 6. suggesting rapid displacement of the position of the solidification of the starting or the electrode means in response to an increase amount exceeds a predetermined amount of the measured tissue impedance signal, said control means generates a control signal , tissue ablation device of claim 1.
  7. 【請求項7】 前記測定された組織インピーダンス信号が所定の最大値を越えて前記電極手段と皮膚との接触不良または装置中の電気的不良が示唆されるときに、前記制御手段が制御信号を発生する、請求項1に記載の組織切除装置。 When wherein said measured tissue impedance signal is electrical failures suggest poor contact or in the apparatus of the electrode means and the skin beyond a predetermined maximum value, the control means of the control signal It occurs, the tissue ablation device of claim 1.
  8. 【請求項8】 前記供給源がラジオ波エネルギーを発生する装置であって、該装置は、 測定されたラジオ波電流信号に基づいて二乗平均電流信号を得るための手段と、 測定されたラジオ波電圧信号に基づいて二乗平均電圧信号を得るための手段と、をさらに備えており、 前記測定された組織インピーダンス信号が、該二乗平均電圧信号を該二乗平均電流信号で割ることによって得られる、請求項1に記載の組織切除装置。 8. A device for the supply source for generating radio frequency energy, the apparatus comprising means for obtaining a root mean square current signal based on the measured radio wave current signal, the measured radio wave means for obtaining a root mean square voltage signal based on the voltage signal, and further wherein the measured tissue impedance signal, the root mean square voltage signal obtained by dividing by the mean square current signal, wherein tissue ablation device according to claim 1.
  9. 【請求項9】 前記制御手段が、ユーザーが読むことができる形で前記測定された組織インピーダンス信号を表示する表示手段を有する、請求項1に記載の組織切除装置。 Wherein said control means comprises a display means for displaying the tissue impedance signal the user is the measurement in a manner that can be read, the tissue ablation device of claim 1.
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Cited By (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2001198136A (en) * 2000-01-19 2001-07-24 Olympus Optical Co Ltd Energy treating system for operation
JP2007014786A (en) * 2005-07-08 2007-01-25 Biosense Webster Inc Relative impedance measurement
JP2009518130A (en) * 2005-12-06 2009-05-07 セント・ジュード・メディカル・エイトリアル・フィブリレーション・ディヴィジョン・インコーポレーテッド Evaluation of electrode coupling for tissue resection
JP2010158527A (en) * 2009-01-12 2010-07-22 Tyco Healthcare Group Lp Energy delivery algorithm filter pre-loading
JP2012239915A (en) * 2011-05-23 2012-12-10 Biosense Webster (Israel) Ltd Monitoring of tissue temperature during use of irrigation catheter
EP2836118A4 (en) * 2012-04-10 2016-04-06 Cardionxt Inc System and method for localizing medical instruments during cardiovascular medical procedures
US9498143B2 (en) 2013-08-22 2016-11-22 Aftx, Inc. Methods, systems, and apparatus for identification and characterization of rotors associated with atrial fibrillation
US9980772B2 (en) 2010-03-10 2018-05-29 Biosense Webster (Israel) Ltd. Monitoring tissue temperature while using an irrigated catheter

Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2001198136A (en) * 2000-01-19 2001-07-24 Olympus Optical Co Ltd Energy treating system for operation
JP2007014786A (en) * 2005-07-08 2007-01-25 Biosense Webster Inc Relative impedance measurement
JP2009518130A (en) * 2005-12-06 2009-05-07 セント・ジュード・メディカル・エイトリアル・フィブリレーション・ディヴィジョン・インコーポレーテッド Evaluation of electrode coupling for tissue resection
JP2010158527A (en) * 2009-01-12 2010-07-22 Tyco Healthcare Group Lp Energy delivery algorithm filter pre-loading
US9980772B2 (en) 2010-03-10 2018-05-29 Biosense Webster (Israel) Ltd. Monitoring tissue temperature while using an irrigated catheter
JP2012239915A (en) * 2011-05-23 2012-12-10 Biosense Webster (Israel) Ltd Monitoring of tissue temperature during use of irrigation catheter
EP2836118A4 (en) * 2012-04-10 2016-04-06 Cardionxt Inc System and method for localizing medical instruments during cardiovascular medical procedures
US9510772B2 (en) 2012-04-10 2016-12-06 Cardionxt, Inc. System and method for localizing medical instruments during cardiovascular medical procedures
US9498143B2 (en) 2013-08-22 2016-11-22 Aftx, Inc. Methods, systems, and apparatus for identification and characterization of rotors associated with atrial fibrillation
US9955893B2 (en) 2013-08-22 2018-05-01 Aftx, Inc. Methods, systems, and apparatus for identification and characterization of rotors associated with atrial fibrillation

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