JPH09308638A - High frequency heart abbration system - Google Patents
High frequency heart abbration systemInfo
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Landscapes
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
- Surgical Instruments (AREA)
Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、心電図を測定しな
がら心臓の患部を焼灼する高周波心臓アブレーション装
置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a high frequency cardiac ablation device for cauterizing an affected part of the heart while measuring an electrocardiogram.
【０００２】[0002]
【発明が解決しようとする課題】心房の不整脈など治療
のために、経皮的に心臓内に電極カテーテルを挿入し、
高周波通電を行うことにより患部を焼灼する心筋アブレ
ーションが知られており、この心筋アブレーションを用
いることにより、心房の不整脈等を内科的に治療できる
ようになっている。このような高周波心臓アブレーショ
ンは、１０〜１００Ｖｐｐ（電圧ピーク−ピーク値）の
周波数約５００ｋＨｚ程度の出力を用い、カテーテル先
端の電極を心臓内に挿入し、心内膜に接触させた電極に
通電して、刺激伝導系であるヒス束を焼灼するものであ
り、この時同時に、心臓の動きを示す心電図（電気図）
を測定することにより、焼灼の程度や範囲を決定する。For the treatment of atrial arrhythmia and the like, an electrode catheter is percutaneously inserted into the heart,
BACKGROUND ART Myocardial ablation in which the affected area is cauterized by applying high-frequency electricity is known, and by using this myocardial ablation, arrhythmias in the atrium and the like can be medically treated. Such high frequency cardiac ablation uses an output of about 10 to 100 Vpp (voltage peak-peak value) at a frequency of about 500 kHz, inserts the electrode at the tip of the catheter into the heart, and energizes the electrode in contact with the endocardium. It cauterizes the bundle of His, which is a stimulus conduction system, and at the same time, an electrocardiogram (electrogram) showing the movement of the heart.
Determine the extent and extent of ablation by measuring.
【０００３】しかしながら、従来の高周波発生装置や心
電計では、高周波発生装置からの高周波の影響により、
焼灼中に心電図を測定することができなかった。これは
心電計の測定する電気はほぼ１ｍＶの単位であり、心電
計がフィルターによりほぼ１ｋＨｚ以下の周波数を測定
するように設計していても、そのフィルターの減衰量が
十分ではないため、実際には心電図を測定することがで
きなかった。However, in the conventional high frequency generator and electrocardiograph, due to the influence of the high frequency from the high frequency generator,
The electrocardiogram could not be measured during cauterization. This is because the electricity measured by the electrocardiograph is in the unit of about 1 mV, and even if the electrocardiograph is designed to measure the frequency below 1 kHz by the filter, the attenuation of the filter is not sufficient, In reality, the electrocardiogram could not be measured.
【０００４】一方、同一出願人は、特開平５−２９３１
８３号公報において、高周波加熱用の電極と熱電対セン
サとを設けたバルーンカテーテルにおいて、熱電対セン
サに高周波信号を分離するフィルター手段を設けたバル
ーンカテーテルを提案しており、前記公報において、高
い高周波の照射のもとに、前記熱電対センサのマイクロ
ボルトオーダーの直流信号を測定するために、高周波発
生装置は、水晶発振により歪みのない高周波（同公報第
００１２段）を用いることを提案している。On the other hand, the same applicant has filed Japanese Patent Application Laid-Open No. 5-2931.
In Japanese Patent Publication No. 83, a balloon catheter provided with an electrode for high frequency heating and a thermocouple sensor is proposed, in which a filter means for separating a high frequency signal is provided in the thermocouple sensor. In order to measure a direct current signal of the micro-volt order of the thermocouple sensor under the irradiation of 1. There is.
【０００５】そして、本発明の課題となる特に５００ｋ
Ｈｚ付近、すなわち４００ｋＨｚ〜２ＭＨｚの範囲にあ
る高周波を用いる心臓電極カテーテルおいても、公知で
はないが、高周波発生装置は、水晶発振により歪みのな
い高周波を用いることが好ましが、本発明は、従来にな
いいくつかの工夫により、必ずしも、水晶発振による単
一正弦波出力を持たない高周波発生装置においても、高
周波による焼灼と同時に心電図を測定することができる
高周波心臓アブレーション装置を提供することを目的と
する。And, especially 500 k which is the subject of the present invention
Although it is not known even in a cardiac electrode catheter that uses a high frequency in the vicinity of Hz, that is, in the range of 400 kHz to 2 MHz, it is preferable that the high frequency generator uses a high frequency that is not distorted by crystal oscillation. It is an object of the present invention to provide a high-frequency cardiac ablation device capable of measuring an electrocardiogram at the same time as cauterization by a high frequency even in a high-frequency generator that does not necessarily have a single sine wave output due to a crystal oscillation by some unconventional devices. And
【０００６】[0006]
【課題を解決するための手段】請求項１の発明は、対を
なす電極を有する心臓電極カテーテルと、高周波発生装
置と、心内心電図記録装置と、一方の前記電極と前記高
周波発生装置とを接続する第１の導体と、前記対をなす
電極と前記心内心電図記録装置とをそれぞれ接続する第
２の導体とを備えた高周波心臓アブレーション装置にお
いて、前記対をなす電極と前記心内心電図記録装置とを
それぞれ接続する前記第２の導体に、前記高周波発生装
置から出力される高周波信号成分を減衰する低周波成分
分離回路を有する信号分離手段を設けて構成される。The invention of claim 1 includes a cardiac electrode catheter having a pair of electrodes, a high frequency generator, an intracardiac electrogram recording device, and one of the electrodes and the high frequency generator. In a high-frequency cardiac ablation device including a first conductor to be connected, a second conductor to respectively connect the pair of electrodes and the intracardiac electrogram recording device, the pair of electrodes and the intracardiac electrogram recording The second conductor, which is connected to each of the devices, is provided with signal separation means having a low frequency component separation circuit that attenuates a high frequency signal component output from the high frequency generation device.
【０００７】この場合、低周波成分分離回路を有する信
号分離手段により、高周波発生装置の高周波を分離し、
高周波による焼灼と同時に心電図を取ることができる。In this case, the high frequency of the high frequency generator is separated by the signal separating means having the low frequency component separating circuit,
An electrocardiogram can be taken at the same time as cauterization by high frequency.
【０００８】また、請求項２の発明は、前記対をなす電
極と前記心内心電図記録装置とをそれぞれ接続する前記
第２の導体に、抵抗値の低い金属メッキを施した導線を
用いたものであり、導線が拾うノイズ信号が大幅に削減
される。Further, the invention of claim 2 uses a conductive wire plated with a metal having a low resistance value for the second conductor for connecting the pair of electrodes and the intracardiac electrogram recording device, respectively. And the noise signal picked up by the conductor is significantly reduced.
【０００９】[0009]
【発明の実施形態】以下、本発明の実施例を添付図面を
参照して説明すると、図１ないし図６は本発明の一実施
例を示し、１はポリエチレンなどからなるＸ線不透過製
のカテーテルであり、このカテーテル１の先端に、内部
電極であって心電図測定用を兼用する高周波加熱用電極
２を設ける。また、前記カテーテル１の先端周面に心電
図測定用電極３を設ける。それら加熱用電極２及び測定
用電極３は、金，銀，銅あるいはアルミニウムなどの直
流抵抗値の低い金属からなり、好ましくは金，銀に金メ
ッキ，銅に金メッキ，アルミニウムに金メッキを施した
ものが使用される。前記カテーテル１内には、対をなす
導線４，５が絶縁状態で挿通される。これらの導線４，
５は、直径が１００ミクロン程度をなし、図３に示すよ
うに、強度的に優れた鉄やステンレススチールなどの高
剛性金属線６に、金メッキまたは銅メッキなどのメッキ
層７を施し、さらに、このメッキ層７の外側に絶縁層８
を形成して構成される。また、前記加熱用電極２に前記
導線４を接続し、この接続箇所４Ａは銀蝋溶着あるいは
十分な面積の半田つけにより接合されており、一方、前
記心電図測定用電極３に前記導線５を接続し、この接続
箇所５Ａは銀蝋溶着あるいは十分な面積の半田つけにて
接合されている。さらに、前記導線４，５の後方を前記
カテーテル１の後端から挿出し、これらカテーテル１の
後端から挿出した前記導線４，５の外周は、絶縁されて
いる。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An embodiment of the present invention will be described below with reference to the accompanying drawings. FIG. 1 to FIG. 6 show an embodiment of the present invention, and 1 is an X-ray opaque material made of polyethylene or the like. A high-frequency heating electrode 2 which is an internal electrode and also serves for measuring an electrocardiogram is provided at the tip of the catheter 1. Further, an electrocardiogram measurement electrode 3 is provided on the tip peripheral surface of the catheter 1. The heating electrode 2 and the measurement electrode 3 are made of a metal having a low DC resistance value such as gold, silver, copper or aluminum, and preferably gold, silver, gold plated, copper gold plated, or aluminum gold plated. used. A pair of conducting wires 4 and 5 are inserted into the catheter 1 in an insulated state. These conductors 4,
5 has a diameter of about 100 μm, and as shown in FIG. 3, a high-rigidity metal wire 6 such as iron or stainless steel having excellent strength is provided with a plating layer 7 such as gold plating or copper plating. An insulating layer 8 is provided on the outside of the plating layer 7.
Is formed. Further, the lead wire 4 is connected to the heating electrode 2, and the connection point 4A is joined by silver wax welding or soldering with a sufficient area, while the lead wire 5 is connected to the electrocardiogram measurement electrode 3. The connection point 5A is joined by silver wax welding or soldering with a sufficient area. Furthermore, the rear of the conductors 4 and 5 is inserted from the rear end of the catheter 1, and the outer peripheries of the conductors 4 and 5 inserted from the rear ends of the catheter 1 are insulated.
【００１０】図１において、高周波発生装置11は、周波
数４００ｋＨｚ〜２ＭＨｚの範囲にある高周波信号を出
力するものであり、その一端の出力端子を、導線12，接
続部13，前記導線４を介して前記高周波加熱用電極２に
接続し、他方の出力端子を、導線14を介して前記高周波
加熱用電極２と対極をなす外部電極15に接続してある。
16は電位コントロール装置、17はモニター装置である。
このようにして前記高周波発生装置11は、内部電極であ
る前記高周波加熱用電極２と、生体の表面側または背面
側に装着される金属製円盤構造をなす前記外部電極15に
接続されている。したがって、前記モニター装置17を観
察して電位コントロール装置16を調整しながら、誘導電
流を生体内に流して対極加熱方式により加熱用電極２側
の局所加熱ができるようになっている。In FIG. 1, a high frequency generator 11 outputs a high frequency signal in a frequency range of 400 kHz to 2 MHz, and an output terminal at one end thereof is connected to a conductor 12, a connecting portion 13, and the conductor 4. It is connected to the high-frequency heating electrode 2, and the other output terminal is connected via a conductor 14 to an external electrode 15 that forms a counter electrode with the high-frequency heating electrode 2.
Reference numeral 16 is a potential control device, and 17 is a monitor device.
In this way, the high-frequency generator 11 is connected to the high-frequency heating electrode 2 which is an internal electrode and the external electrode 15 having a metal disk structure which is mounted on the front surface side or the back surface side of the living body. Therefore, while observing the monitor device 17 and adjusting the potential control device 16, an induced current can be caused to flow in the living body to locally heat the heating electrode 2 side by the counter electrode heating method.
【００１１】図４にも示すように、カテーテル１側にあ
る前記導線４，５の後端には、導線４，５に重畳される
高周波ノイズ成分を除去する信号分離手段18が接続され
る。この信号分離手段18は、外来ノイズを遮断するため
の磁気遮蔽された金属ケース19内に収納される。また、
前記導線４，５と信号分離手段18との接続部20、および
後述するシールドケーブル23と信号分離手段18との接続
部21は、その各々がコネクタをレンチで締め付けるレン
チ締付け方式を用いている。これにより、通常のコネク
タを差し込む方式のものに比べて、接続部20，21におけ
る接触抵抗値を可及的に低く抑えることができる。22は
心内心電図記録装置であって、この心内心電図記録装置
22は、前述のシールドケーブル23を経由して、信号分離
手段18の接続部21に接続される。心内心電図記録装置22
は、５００ｋＨｚで約１００ｄＢの減衰量を持つ減衰フ
ィルター24を有すると共に、心電図波形を表示するブラ
ウン管オシログラフ25や、図示しない紙送り式記録器な
どの各種出力手段を備えている。As shown in FIG. 4, signal separating means 18 for removing high frequency noise components superimposed on the conductors 4 and 5 is connected to the rear ends of the conductors 4 and 5 on the side of the catheter 1. The signal separating means 18 is housed in a magnetically shielded metal case 19 for shielding external noise. Also,
The connecting portion 20 between the conductors 4 and 5 and the signal separating means 18 and the connecting portion 21 between the shielded cable 23 and the signal separating means 18, which will be described later, each use a wrench tightening method in which a connector is tightened with a wrench. As a result, the contact resistance value at the connection portions 20 and 21 can be suppressed as low as possible, as compared with the normal connector type. Reference numeral 22 denotes an intracardiac electrogram recording device.
22 is connected to the connecting portion 21 of the signal separating means 18 via the shielded cable 23 described above. Intracardiac electrogram recorder 22
Has an attenuation filter 24 having an attenuation amount of about 100 dB at 500 kHz, and is equipped with various output means such as a cathode ray tube oscillograph 25 for displaying an electrocardiogram waveform and a paper feed recorder (not shown).
【００１２】信号分離手段18の構成をさらに詳述する
と、この信号分離手段18は、コイルＬおよびコンデンサ
Ｃとからなる一対のＬ形フィルタ回路31，31の間に、コ
イルＬおよびコンデンサ２Ｃとからなる別のＬ形フィル
タ回路32を縦列接続して構成される。つまり、本実施例
では、高周波発生装置11から出力される高周波信号成分
を減衰する低周波成分分離回路として、入力側であるカ
テーテル１側からみて、３段のＬ形フィルタ回路31，3
2，31を順次接続した受動形のローパスフィルタ回路33
が設けられている。The configuration of the signal separating means 18 will be described in more detail. The signal separating means 18 includes a coil L and a capacitor 2C between a pair of L-shaped filter circuits 31 and 31 each of which includes a coil L and a capacitor C. Another L-shaped filter circuit 32 is connected in cascade. That is, in this embodiment, as the low-frequency component separating circuit for attenuating the high-frequency signal component output from the high-frequency generator 11, the L-type filter circuits 31, 3 of three stages are seen as the input side of the catheter 1 side.
Passive low-pass filter circuit 33 in which 2 and 31 are connected in sequence
Is provided.
【００１３】上記各Ｌ形フィルタ回路31は、次の数式に
示す遮断周波数ｆｏが約５ｋＨｚとなるように、コイル
ＬおよびコンデンサＣの値を設定することが好ましい。
この遮断周波数ｆｏは、ゲインが３ｄＢ低下する周波数
である。これにより、遮断周波数ｆｏよりも低い１ｋＨ
ｚ〜３ｋＨｚの信号成分は、殆ど減衰することなく心内
心電図記録装置22に取り込まれる。In each of the L-shaped filter circuits 31, it is preferable to set the values of the coil L and the capacitor C so that the cutoff frequency fo shown in the following equation is about 5 kHz.
This cutoff frequency fo is a frequency at which the gain is lowered by 3 dB. As a result, 1 kHz lower than the cutoff frequency fo
The signal component of z to 3 kHz is taken into the intracardiac electrogram recording device 22 with almost no attenuation.
【００１４】[0014]
【数１】 [Equation 1]
【００１５】また、図４に示すようなＬ形フィルタ回路
31，32を複数段縦列接続すると、ローパスフィルタ回路
33のゲイン特性は、図５に示すようになる。すなわち、
段数Ｎを増やすほど、遮断周波数ｆｏ以上の高周波領域
において、鋭いカットオフ特性を示すようになる。但
し、段数Ｎは、本実施例のように３段にすることが好ま
しい。その理由は、カテーテル１側のインピーダンスＺ
inが低く、心内心電図記録装置22側のインピーダンスＺ
out が高いことから、これらの各インピーダンスＺin，
Ｚout に、ローパスフィルタ回路33の入出力インピーダ
ンスを一致させるためである。Further, an L-type filter circuit as shown in FIG.
Low-pass filter circuit by connecting 31 and 32 in cascade.
The gain characteristic of 33 is as shown in FIG. That is,
As the number of stages N is increased, a sharp cutoff characteristic is exhibited in a high frequency region equal to or higher than the cutoff frequency fo. However, it is preferable that the number N of stages is 3 as in the present embodiment. The reason is that the impedance Z on the catheter 1 side is
In is low, impedance Z on the side of the electrocardiogram recording device 22
Since out is high, each of these impedances Zin,
This is because the input / output impedance of the low-pass filter circuit 33 is matched with Zout.
【００１６】なお、カテーテル１側にあるＬ形フィルタ
回路31に代わり、接続部20，20間に別のコンデンサＣ´
を接続した対称形のπ形フィルタ回路を用いることも考
えられるが、この場合は、カテーテル１側のインピーダ
ンスＺinが低く、コンデンサＣ´本来の役割を果たさな
くなるため、損失だけが増える。また、π形フィルタ回
路の入出力インピーダンスは回路が対称形であることか
ら不変であり、インピーダンスの整合性という点でも不
利である。こうした理由から、ローパスフィルタ回路33
は、複数の非対称形のＬ形フィルタ回路31，32で構成す
ることが好ましい。In place of the L-shaped filter circuit 31 on the side of the catheter 1, another capacitor C'is provided between the connecting portions 20 and 20.
It is also conceivable to use a symmetric π-type filter circuit in which is connected, but in this case, the impedance Zin on the side of the catheter 1 is low and the capacitor C'does not play its original role, so that only the loss increases. Further, the input / output impedance of the π-type filter circuit is invariable because the circuit is symmetrical, which is also disadvantageous in terms of impedance matching. For this reason, the low-pass filter circuit 33
Is preferably composed of a plurality of asymmetrical L-shaped filter circuits 31 and 32.
【００１７】また、本実施例のように３段のＬ形フィル
タ回路31，32，31でローパスフィルタ回路33を構成する
場合、その各々は、遮断周波数ｆｏ以上の高周波領域に
おいて、いずれも１オクターブ当たり約−６０ｄＢの減
衰量を持つゲイン特性を有するものであることが好まし
い。図６のグラフは、こうしたゲイン特性を持つＬ形フ
ィルタ回路31，32，31で構成したＬＣローパスフィルタ
回路33の周波数−減衰量の関係を示している。この図６
からも明らかなように、周波数４００ｋＨｚ〜２ＭＨｚ
の範囲にある信号成分の減衰量が９０ｄＢ以上あること
が好ましい。測定用電極３から得られる心内波形と、高
周波発生装置11からの高周波信号の周波数は、相当離れ
ているので（２オクターブ以上）、心内波形をできるだ
け乱さないように、比較的緩やかな減衰量のゲイン特性
を有するように、ローパスフィルタ回路33を構成すれば
よい。Further, when the low-pass filter circuit 33 is composed of the three-stage L-shaped filter circuits 31, 32, 31 as in the present embodiment, each of them has one octave in the high frequency region above the cut-off frequency fo. It is preferable to have a gain characteristic having an attenuation amount of about -60 dB per unit. The graph of FIG. 6 shows the frequency-attenuation amount relationship of the LC low-pass filter circuit 33 including the L-shaped filter circuits 31, 32, and 31 having such gain characteristics. This figure 6
As is clear from the frequency 400kHz ~ 2MHz
It is preferable that the attenuation amount of the signal component in the range is 90 dB or more. Since the intracardiac waveform obtained from the measuring electrode 3 and the frequency of the high frequency signal from the high frequency generator 11 are considerably separated (2 octaves or more), a relatively gentle attenuation is performed so as not to disturb the intracardiac waveform as much as possible. The low-pass filter circuit 33 may be configured so as to have a gain characteristic of quantity.
【００１８】例えば、心内励起電圧Ｖ１が１ｍＶ，高周
波発生装置11の高周波発振出力電圧Ｖ２が１Ｖであると
想定した場合、電圧利得のＳ／Ｎ比（ｄＢ値）すなわち
減衰量は次の数式にて示される。For example, assuming that the intracardiac excitation voltage V1 is 1 mV and the high frequency oscillation output voltage V2 of the high frequency generator 11 is 1 V, the S / N ratio (dB value) of the voltage gain, that is, the attenuation amount is calculated by the following equation. Indicated by.
【００１９】[0019]
【数２】 [Equation 2]
【００２０】したがって、この場合は、ローパスフィル
タ回路33の減衰量が１００ｄＢ以上あれば、心内心電図
記録装置22に取り込まれるノイズ成分を１ｍＶ以下に抑
えることができる。また、図６のグラフによれば、５０
０ｋＨｚ周辺のローパスフィルタ回路33の減衰量が１２
０ｄＢあるので、０．１ｍＶ単位の心内波形まで読み取
ることができる。Therefore, in this case, if the attenuation amount of the low-pass filter circuit 33 is 100 dB or more, the noise component taken into the intracardiac electrogram recording device 22 can be suppressed to 1 mV or less. Moreover, according to the graph of FIG.
The attenuation amount of the low-pass filter circuit 33 around 0 kHz is 12
Since there is 0 dB, it is possible to read even an intracardiac waveform in 0.1 mV units.
【００２１】次に、前記構成につき、その作用を説明す
ると、カテーテル１を経皮的に心臓内に挿入し、カテー
テル１の先端に設けた加熱用電極２と測定用電極３によ
り心起電力を測定し、これを心内心電図記録装置22のオ
シログラフ25などにより表示し、ここで表示される心電
図波形により患部を判断する。そして、カテーテル１の
先端を患部に位置させたならば、高周波発生装置11によ
る誘導加熱により患部を焼灼する。この場合、高周波発
生装置11からの高周波信号は、導線４，５を経由して心
内心電図記録装置22に取り込まれることになるが、導線
４，５の途中に設けられた信号分離手段18によって、そ
の信号成分の殆どが減衰する。一方、加熱用電極２と測
定用電極３間に発生する心起電力は、高周波発生装置11
からの高周波信号に比べて周波数が低いため、信号分離
手段18を通過する際にも殆ど減衰することなく、心内心
電図記録装置22にそのまま取り込まれる。つまり、高周
波発生装置11が、例えば水晶発振のような単一正弦波出
力を持たないものであっても、信号分離手段18によりこ
の高周波発生装置11からの信号成分を効果的に減衰する
ことができるので、高周波信号の誘導加熱による焼灼と
同時に、心電図を測定しながら焼灼の程度や範囲を簡単
に確認することができる。Next, the operation of the above structure will be described. The catheter 1 is percutaneously inserted into the heart, and electrocardiographic force is generated by the heating electrode 2 and the measuring electrode 3 provided at the tip of the catheter 1. The measurement is performed, and this is displayed by the oscillograph 25 of the intracardiac electrogram recording device 22 or the like, and the affected part is judged by the electrocardiogram waveform displayed here. Then, after the tip of the catheter 1 is positioned at the affected area, the affected area is cauterized by induction heating by the high frequency generator 11. In this case, the high-frequency signal from the high-frequency generator 11 will be taken into the intracardiac electrogram recording device 22 via the conductors 4 and 5, but by the signal separating means 18 provided in the middle of the conductors 4 and 5. , Most of its signal components are attenuated. On the other hand, the electromotive force generated between the heating electrode 2 and the measurement electrode 3 is generated by the high frequency generator 11
Since the frequency is lower than that of the high frequency signal from the device, it is taken into the intracardiac electrogram recording device 22 as it is without being attenuated even when passing through the signal separating means 18. That is, even if the high frequency generator 11 does not have a single sine wave output such as a crystal oscillation, the signal separating unit 18 can effectively attenuate the signal component from the high frequency generator 11. Therefore, it is possible to easily confirm the degree and range of the ablation while measuring the electrocardiogram at the same time as the ablation by the induction heating of the high frequency signal.
【００２２】また、単位体積当りの抵抗値が低い導電率
の大きな金属メッキにより、加熱用電極２，測定用電極
３および導線４，５を形成してあるので、これらの電極
２，３および導線４，５の直流抵抗は低くなり、この間
で拾うノイズ信号は大幅に削減される。さらに、信号分
離手段18は金属ケース19内に収納され、さらに、信号分
離手段18と心内心電図記録装置22との間の線路は、シー
ルドケーブル23により磁気遮蔽されるので、信号分離手
段18から心内心電図記録装置22に至る間の外来ノイズの
侵入を抑制することができる。結果的に、心電図記録装
置22からみた線路抵抗を可及的に低くすることで、高周
波誘導加熱中においても、外来のいずの侵入を防止し
て、電極２，３からの心電図信号をさらに容易に測定す
ることが可能となる。Since the heating electrode 2, the measuring electrode 3 and the conducting wires 4 and 5 are formed by metal plating having a low resistance value per unit volume and a large electric conductivity, these electrodes 2, 3 and conducting wire are formed. The DC resistance of 4,5 is low, and the noise signal picked up during this period is greatly reduced. Further, the signal separating means 18 is housed in the metal case 19, and the line between the signal separating means 18 and the intracardiac electrogram recording device 22 is magnetically shielded by the shield cable 23. It is possible to suppress invasion of external noise while reaching the intracardiac electrogram recording device 22. As a result, by reducing the line resistance viewed from the electrocardiographic recording device 22 as much as possible, it is possible to prevent the invasion of extraneous substances even during high-frequency induction heating, and to further improve the electrocardiographic signals from the electrodes 2 and 3. It is possible to easily measure.
【００２３】このように本発明では、請求項１に対応し
て、対をなす電極である高周波加熱用電極２と心電図測
定用電極３とを有する心臓電極カテーテル１と、高周波
発生装置11と、心内心電図記録装置22と、一方の電極で
ある高周波加熱用電極２と高周波発生装置11とを接続す
る第１の導体たる導線４，14と、高周波加熱用電極２及
び心電図測定用電極３と心内心電図記録装置22とをそれ
ぞれを接続する第２の導体たる導線４，５とを備えた高
周波心臓アブレーション装置において、電極２，３と心
内心電図記録装置22とを接続する導線４，５に、高周波
発生装置11から出力される高周波信号成分を減衰する低
周波成分分離回路としてのローパスフィルタ回路33を備
えた信号分離手段18を設けたものであるから、このロー
パスフィルタ回路33を有する信号分離手段18により、水
晶発振による単一正弦波出力を持たない高周波発生装置
11においても、この高周波発生装置11の高周波を分離
し、高周波による焼灼と同時に心電図を取ることが可能
となる。As described above, in the present invention, according to claim 1, a cardiac electrode catheter 1 having a pair of electrodes for high frequency heating 2 and an electrode 3 for measuring electrocardiogram, a high frequency generator 11, and An intracardiac electrocardiographic recording device 22, first conductive wires 4 and 14 connecting the high frequency heating electrode 2 which is one electrode and the high frequency generating device 11, a high frequency heating electrode 2 and an electrocardiogram measuring electrode 3. In a high-frequency cardiac ablation device provided with conductors 4 and 5 which are second conductors connecting the intracardiac electrogram recording device 22 to each other, the conductors 4 and 5 connecting the electrodes 2 and 3 to the intracardiac electrogram recording device 22. In addition, since the signal separating means 18 including the low-pass filter circuit 33 as a low-frequency component separating circuit that attenuates the high-frequency signal component output from the high-frequency generator 11 is provided, the low-pass filter circuit 33 is provided. That the signal separating means 18, the high-frequency generator having no single sine wave output by the crystal oscillator
Also in 11, it is possible to separate the high frequency of the high frequency generator 11 and take an electrocardiogram at the same time as cauterization by the high frequency.
【００２４】また、このように本実施例では、請求項２
に対応して、電極２，３と心内心電図記録装置22とをそ
れぞれ接続する第２の導体に、抵抗値の低い金や銀など
のメッキを施した導線４，５を用いたものであり、この
導線４，５の抵抗値が低いため、導線４，５が拾うノイ
ズ信号を大幅に削減することができる。したがって、水
晶発振による単一正弦波出力を持たない高周波発生装置
11においても、外来ノイズの侵入をも抑制して、高周波
による焼灼と同時に心電図を一層容易に測定することが
可能になる。Further, as described above, in the present embodiment, claim 2
Corresponding to the above, the second conductors connecting the electrodes 2 and 3 and the intracardiac electrogram recording device 22 are provided with the conductors 4 and 5 plated with gold or silver having a low resistance value. Since the conductors 4 and 5 have low resistance, noise signals picked up by the conductors 4 and 5 can be significantly reduced. Therefore, a high frequency generator that does not have a single sine wave output due to crystal oscillation
Also in 11, it becomes possible to suppress the intrusion of external noise and more easily measure the electrocardiogram at the same time as cauterization by high frequency.
【００２５】ところで、本発明は、水晶発振による単一
正弦波出力を持たない高周波発生装置11にも適用でき、
高周波を照射する高周波加熱用電極２を心内心電図記録
装置22に接続し、該高周波加熱用電極２を用いて焼灼と
同時に心電図を測定するために、５００ｋＨｚの高周波
電流に対する信号分離手段18のローパスフィルタ回路33
の減衰量を少なくとも９０ｄＢ以上にしてある。従来の
心電計も約１００ｄＢの減衰フィルター24を備えている
が、これだけでは上記高周波発生装置11からの高周波信
号成分を効果的に減衰するには不十分であり、本実施例
ではさらに、前記電極２，３と心内心電図記録装置22と
を接続する導線４，５とシールドケーブル23間、すなわ
ち減衰フィルター22の前段に、上記特性の信号分離手段
18を設けてある。この信号分離手段18のフィルタ特性
は，ブロードなものが好ましく、１ｋＨｚにおいて３ｄ
Ｂ程度の減衰が得られればよい。By the way, the present invention can also be applied to a high frequency generator 11 that does not have a single sine wave output by crystal oscillation,
A high-frequency heating electrode 2 for radiating a high frequency is connected to an intracardiac electrogram recording device 22, and a low-pass signal separating means 18 for a high-frequency current of 500 kHz is used to measure an electrocardiogram simultaneously with cauterization using the high-frequency heating electrode 2. Filter circuit 33
Is set to at least 90 dB or more. The conventional electrocardiograph is also provided with the attenuation filter 24 of about 100 dB, but this is not enough to effectively attenuate the high frequency signal component from the high frequency generator 11, and in the present embodiment, further, Between the conductors 4 and 5 connecting the electrodes 2 and 3 and the intracardiac electrogram recording device 22 and the shielded cable 23, that is, in front of the attenuation filter 22, the signal separation means having the above characteristics
18 is provided. The filter characteristic of the signal separating means 18 is preferably broad and 3d at 1 kHz.
It suffices if an attenuation of about B is obtained.
【００２６】一般の高周波発生装置11が１ｋＨｚ以下の
ノイズを出すようなものであると、この１ｋＨｚ以下の
周波数帯域の信号成分は、心電図測定のために信号分離
手段18でカットすることはできない。したがって、使用
する高周波発生装置11は、少なくとも心臓から発する起
電力（心起電力）の信号成分の周波数帯域に対し、完全
にクリーンなものでなければならず、１ｋＨｚ以下の領
域では、ノイズ成分が−１００ｄＢ以下に抑えられてい
ることが必要である。これに対するの解決方法として、
鋭いカットオフフィルターを信号分離手段18に使用する
ことも考えられるが、こうしたフィルターはカットすべ
き信号成分が低周波になるほど製作が困難で、実用的で
はない。If the general high frequency generator 11 emits noise of 1 kHz or less, the signal component in the frequency band of 1 kHz or less cannot be cut by the signal separating means 18 for electrocardiographic measurement. Therefore, the high-frequency generator 11 to be used must be completely clean at least for the frequency band of the signal component of electromotive force (electromotive force) emitted from the heart, and the noise component is less than 1 kHz in the region of 1 kHz or less. It must be suppressed to -100 dB or less. To solve this,
It is conceivable to use a sharp cut-off filter for the signal separating means 18, but such a filter is not practical because it is difficult to manufacture as the signal component to be cut becomes low in frequency.
【００２７】また、仮に高周波発生装置11の前段に効果
的な信号分離手段18を設け、高周波発生装置11の出力端
子よりのノズルを設計範囲内に抑えることができたとし
ても、実際の使用場所、例えば手術室の内部では多くの
ノイズが存在するため、カテーテル１自体、および、カ
テーテル１から心内心電図記録装置22に至る第２の導体
へのノイズ侵入の問題を解決することはできない。Even if the effective signal separating means 18 is provided in front of the high frequency generator 11 and the nozzle from the output terminal of the high frequency generator 11 can be suppressed within the design range, the actual use place For example, since there is a lot of noise inside the operating room, the problem of noise intrusion into the catheter 1 itself and the second conductor from the catheter 1 to the intracardiac electrogram recording device 22 cannot be solved.
【００２８】本発明の極めて重要な点とは、こうした迷
走ノイズの侵入を防止するために、途中の信号分離手段
18を含めて、カテーテル１から心内心電図記録装置22に
至るまでの直流抵抗をできるだけ小さくしたことにあ
る。これは、従来の装置を漫然として使用することでは
達成できない。すなわち、心内心電図記録装置22からみ
た線路の入力抵抗は１オーム以下が好ましく、０．０１
オーム以下にすると、線路が拾うノイズ信号は大幅に減
少する。しかしながら、従来はカテーテル１から心内心
電図記録装置22に至る抵抗は、通常１００オーム以上あ
る。この抵抗は次のような要因で発生し、これらの要因
を解消するため本発明では以下の改良を施したものであ
る。The extremely important point of the present invention is that the signal separating means in the middle is prevented in order to prevent the entry of such stray noise.
The DC resistance from the catheter 1 to the intracardiac electrogram recording apparatus 22 including 18 is made as small as possible. This cannot be achieved by the absurd use of conventional devices. That is, the input resistance of the line viewed from the intracardiac electrogram recording device 22 is preferably 1 ohm or less,
Below ohms, the noise signal picked up by the track is significantly reduced. However, conventionally, the resistance from the catheter 1 to the intracardiac electrogram recording device 22 is usually 100 ohms or more. This resistance is caused by the following factors, and in order to eliminate these factors, the present invention has the following improvements.
【００２９】まず、第１にカテーテル１の先端の心電図
測定用電極２と心臓との接触箇所により抵抗が発生す
る。心電図測定用電極２が心内膜に密着していれば、通
電中のノイズは少ないが、前記電極２と心内膜との接触
状態が悪いとノイズが発生し、さらに焼灼が進に連れ心
筋が破壊され、その活性が失われると共に、水分も失わ
れ、接触箇所の抵抗が上昇し、所謂インピダンスライズ
という現象を起こす。これにより、いままでクリヤーに
取れていた心内心内心電図記録装置22にノイズが入力
し、焼灼が完了したことが判断できる。この事実をもと
にして、本発明では、導線４，５の各部分の直流抵抗成
分を最小化することにより、従来にない高性能なノイズ
除去性を実現した。具体的には、本実施例では、抵抗値
の低い金メッキや銅メッキなどの金属メッキを施した導
線４，５を用いている。First, resistance is generated at the contact point between the electrocardiogram measuring electrode 2 at the tip of the catheter 1 and the heart. If the electrocardiogram measurement electrode 2 is in close contact with the endocardium, there will be less noise during energization, but if the contact state between the electrode 2 and the endocardium is poor, noise will occur, and as the cauterization progresses, the myocardium will progress. Is destroyed, its activity is lost, water is also lost, the resistance at the contact point rises, and a phenomenon called so-called impedance rise occurs. As a result, it is possible to determine that the cauterization has been completed due to the noise input to the intracardiac intracardiac electrogram recording device 22 that has been cleared so far. Based on this fact, in the present invention, the high-performance noise eliminating property which has never been achieved is realized by minimizing the DC resistance component of each portion of the conductors 4 and 5. Specifically, in this embodiment, the conductive wires 4 and 5 which are plated with a metal having a low resistance value such as gold plating and copper plating are used.
【００３０】第２に、通常のカテーテルの電極には、プ
ラチナなどの鉄類似金属が用いられており、これらの金
属からなる電極では抵抗は１００オーム程度と高かっ
た。これに対して、発明者は、従来より金系統金属（金
銀銅及びアルミニウム）などの直流抵抗の低い材料の使
用を提唱しており、今回の特許の重要な構成要素となっ
ている。本発明では、金または金メッキを施した前記電
極２，３を使用することにより、抵抗を０．０１オーム
程度に抑えることが可能となった。Secondly, iron-like metals such as platinum are used for electrodes of ordinary catheters, and electrodes made of these metals have a high resistance of about 100 ohms. On the other hand, the inventor has conventionally proposed the use of materials having low direct current resistance such as gold-based metals (gold, silver, copper, and aluminum), which is an important constituent element of this patent. In the present invention, the use of the gold or gold-plated electrodes 2 and 3 makes it possible to suppress the resistance to about 0.01 ohm.
【００３１】第３に、従来のカテーテルにおいては、電
極と導線は電子ビーム溶接やスポット溶接を用いたり、
クランプ止めにより接続していたため、この接続箇所の
抵抗が１〜１００オーム程度あった。本発明では、接続
箇所４Ａ，５Ａにおいて銀蝋溶着や十分な半田つけ面積
を取るようにしたため、大幅に抵抗を削減することがで
きた。また、従来のカテーテルでは、強度上の問題か
ら、ステンレススチール系統の導線を用いるようにして
いるが、このような導線は例えば１メートルで１００オ
ーム程度の抵抗を有する。この点、本発明では、金メッ
キまたは銅メッキを施した高剛性金属線からなる導線
４，５を使用することにより、強度的に優れると共に、
抵抗を大幅に削減することを可能とした。例えば直径５
０ミクロンの極細線である導線を用いれば、１オーム程
度とすることができ、通常の心臓電極カテーテルに使用
する導線は直径１００ミクロン程度であるから、前記導
線４，５の抵抗を０．２５オームにまで抑えることがで
きた。そして、それら導線４，５は、高周波心臓アブレ
ーション装置においては、大きなノイズ収拾アンテナで
あるから、導線４，５の抵抗を小さくすることにより、
ノイズの影響を大幅に削減することができた。Thirdly, in the conventional catheter, electron beam welding or spot welding is used for the electrodes and conducting wires,
Since the connection was made by clamping, the resistance at this connection was about 1 to 100 ohms. In the present invention, the silver wax welding and the sufficient soldering area are provided at the connection points 4A and 5A, so that the resistance can be significantly reduced. Further, in the conventional catheter, a conductor of stainless steel system is used because of a problem of strength, but such a conductor has a resistance of about 100 ohms per meter, for example. In this respect, according to the present invention, by using the conductive wires 4 and 5 made of a high-rigidity metal wire plated with gold or copper, the strength is excellent and
It has made it possible to significantly reduce the resistance. For example, diameter 5
If a conductor wire which is an ultrafine wire of 0 micron is used, it can be about 1 ohm, and since the conductor wire used for a normal cardiac electrode catheter has a diameter of about 100 microns, the resistance of the conductor wires 4 and 5 is 0.25. I was able to suppress it to ohms. Since the conductors 4 and 5 are large noise collecting antennas in the high-frequency cardiac ablation device, the resistance of the conductors 4 and 5 can be reduced.
We were able to significantly reduce the effects of noise.
【００３２】第４に、信号分離手段18自体も、ノイズを
拾う大きな構成要件である。これに対して、本発明で
は、ノイズを遮断する金属ケース19内に収納し、さら
に、信号分離手段18と導線４，５との接続箇所も、従来
のコネクター方式と異なり、レンチで締付ける方式にし
て、接続箇所の抵抗を低くしてある。さらに、信号分離
手段18に内蔵されるコイルＬを構成するために使用する
導線を、比較的太いものにしたり、銅ベルトを使用する
ことにより、その直流抵抗値をできるだけ低くすること
が好ましい。また、信号分離手段18と心内心電図記録装
置22とを、シールドケーブル23により接続することで、
この間のノイズの侵入を防止できる。Fourth, the signal separating means 18 itself is also a large constituent element for picking up noise. On the other hand, in the present invention, it is housed in the metal case 19 for blocking noise, and the connecting portion between the signal separating means 18 and the conducting wires 4 and 5 is different from the conventional connector method and is tightened by a wrench. Therefore, the resistance of the connection point is lowered. Further, it is preferable to make the conductor used for constructing the coil L built in the signal separating means 18 relatively thick or to use a copper belt so that the direct current resistance value thereof is made as low as possible. Further, by connecting the signal separating means 18 and the intracardiac electrogram recording device 22 with a shielded cable 23,
It is possible to prevent noise from entering during this period.
【００３３】このように、本発明においては、通常の手
術室の中にある微弱で様々の周波数のノズル電波の影響
を除去するため、導線４，５、信号分離手段18及びシー
ルドケーブル23から構成された電極２，３と心電図記録
装置22間の線路抵抗を可及的に低くすることで、高周波
誘導加熱中においても、電極２，３よりの心電図信号の
測定をさらに容易に可能としたものである。As described above, according to the present invention, in order to eliminate the influence of the weak nozzle radio waves of various frequencies in the ordinary operating room, the wires 4 and 5, the signal separating means 18 and the shielded cable 23 are used. By making the line resistance between the electrodes 2, 3 and the electrocardiographic recording device 22 as low as possible, it becomes possible to more easily measure the electrocardiographic signal from the electrodes 2, 3 even during high frequency induction heating. Is.
【００３４】尚、本発明は上記実施例に限定されるもの
ではなく、本発明の要旨の範囲内において、種々の変形
実施が可能であり、例えば導線は各種金属を用いること
ができる。The present invention is not limited to the above embodiments, and various modifications can be made within the scope of the present invention. For example, various metals can be used for the conductive wire.
【００３５】[0035]
【発明の効果】請求項１の発明は、対をなす電極を有す
る心臓電極カテーテルと、高周波発生装置と、心内心電
図記録装置と、一方の前記電極と前記高周波発生装置と
を接続する導体と、前記対をなす電極と前記心内心電図
記録装置とをそれぞれ接続する導体とを備えた高周波心
臓アブレーション装置において、前記対をなす電極と前
記心内心電図記録装置とをそれぞれ接続する前記導体
に、低周波成分分離回路を有する信号分離手段を設けた
ものであり、水晶発振による単一正弦波出力を持たない
高周波発生装置においても、高周波による焼灼と同時に
心電図を測定することが可能な高周波心臓アブレーショ
ン装置を提供できる。According to the invention of claim 1, a cardiac electrode catheter having a pair of electrodes, a high frequency generator, an intracardiac electrogram recording device, and a conductor for connecting one of the electrodes to the high frequency generator. A high-frequency cardiac ablation device including a conductor connecting the pair of electrodes and the intracardiac electrogram recording device, respectively, to the conductor connecting the pair of electrodes and the intracardiac electrogram recording device, High frequency cardiac ablation capable of measuring electrocardiogram at the same time as cauterization by high frequency even in a high frequency generator which does not have a single sine wave output due to crystal oscillation, provided with a signal separation means having a low frequency component separation circuit. A device can be provided.
【００３６】また、請求項２の発明は、前記請求項１の
構成に加えて、前記対をなす電極と前記心内心電図記録
装置とをそれぞれ接続する前記第２の導体に、抵抗値の
低い金属メッキを施した導線を用いたものであり、外来
ノイズの侵入を抑制して、水晶発振による単一正弦波出
力を持たない高周波発生装置においても、高周波による
焼灼と同時に心電図を一層容易に測定することが可能な
高周波心臓アブレーション装置を提供できる。In addition to the structure of claim 1, the invention of claim 2 has a low resistance value in the second conductors respectively connecting the pair of electrodes and the intracardiac electrogram recording device. Uses a metal-plated wire to suppress external noise from entering, and even in a high-frequency generator that does not have a single sine wave output due to crystal oscillation, it is easier to measure electrocardiogram simultaneously with cauterization by high frequency. It is possible to provide a high frequency cardiac ablation device capable of performing the above.
【図１】本発明の一実施例を示す治療状態の概略説明図
である。FIG. 1 is a schematic explanatory view of a treatment state showing an embodiment of the present invention.
【図２】本発明の一実施例を示すカテーテルの断面図で
ある。FIG. 2 is a sectional view of a catheter showing an embodiment of the present invention.
【図３】本発明の一実施例を示す導線の断面図である。FIG. 3 is a cross-sectional view of a conductive wire showing an embodiment of the present invention.
【図４】本発明の一実施例を示す信号分離手段の回路図
である。FIG. 4 is a circuit diagram of a signal separation means showing an embodiment of the present invention.
【図５】本発明の一実施例を示すＬ形フィルタ回路の周
波数−減衰量の関係を示すグラフである。FIG. 5 is a graph showing a frequency-attenuation amount relationship of an L-shaped filter circuit according to an embodiment of the present invention.
【図６】本発明の一実施例を示すローパスフィルタ回路
の周波数−減衰量の関係を示すグラフである。FIG. 6 is a graph showing a frequency-attenuation amount relationship of a low-pass filter circuit according to an embodiment of the present invention.
１ カテーテル ２ 高周波加熱用電極（電極） ３ 心電図測定用電極（電極） ４ 導線（第１の導体，第２の導体） ５ 導線（第２の導体） 14 導線（第１の導体） 11 高周波発生装置 18 信号分離手段 22 心内心電図記録装置 31，32 Ｌ形フィルタ回路（低周波成分分離回路） 1 Catheter 2 High Frequency Heating Electrode (Electrode) 3 Electrocardiogram Measurement Electrode (Electrode) 4 Conductor (First Conductor, Second Conductor) 5 Conductor (Second Conductor) 14 Conductor (First Conductor) 11 High Frequency Generation Device 18 Signal separation means 22 Intracardiac electrogram recording device 31, 32 L-type filter circuit (low frequency component separation circuit)
Claims (2)
ルと、高周波発生装置と、心内心電図記録装置と、一方
の前記電極と前記高周波発生装置とを接続する第１の導
体と、前記対をなす電極と前記心内心電図記録装置とを
それぞれ接続する第２の導体とを備えた高周波心臓アブ
レーション装置において、前記対をなす電極と前記心内
心電図記録装置とをそれぞれ接続する前記第２の導体
に、前記高周波発生装置から出力される高周波信号成分
を減衰する低周波成分分離回路を有する信号分離手段を
設けたことを特徴とする高周波心臓アブレーション装
置。1. A cardiac electrode catheter having a pair of electrodes, a high-frequency generator, an intracardiac electrogram recording device, a first conductor connecting one of the electrodes and the high-frequency generator, and the pair. In a high-frequency cardiac ablation device including a pair of electrodes and a second conductor that connects the intracardiac electrogram recording device, respectively, the second conductor that connects the pair of electrodes and the intracardiac electrogram recording device, respectively. A high frequency cardiac ablation device, further comprising signal separating means having a low frequency component separating circuit for attenuating a high frequency signal component output from the high frequency generating device.
装置とをそれぞれ接続する前記第２の導体に、抵抗値の
低い金属メッキを施した導線を用いたことを特徴とする
請求項１記載の高周波心臓アブレーション装置。2. A conductive wire plated with a metal having a low resistance value is used for the second conductor, which connects the pair of electrodes and the intracardiac electrogram recording device, respectively. A high frequency cardiac ablation device as described.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8128613A JPH09308638A (en) | 1996-05-23 | 1996-05-23 | High frequency heart abbration system |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8128613A JPH09308638A (en) | 1996-05-23 | 1996-05-23 | High frequency heart abbration system |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09308638A true JPH09308638A (en) | 1997-12-02 |
Family
ID=14989124
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP8128613A Withdrawn JPH09308638A (en) | 1996-05-23 | 1996-05-23 | High frequency heart abbration system |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH09308638A (en) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009291612A (en) * | 2008-06-05 | 2009-12-17 | Biosense Webster Inc | Filter for simultaneous pacing and ablation |
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| JP2021531876A (en) * | 2018-07-22 | 2021-11-25 | メダセンス バイオメトリクス リミテッド | Systems and methods for monitoring physiological parameters during diathermy |
| US11931099B2 (en) | 2018-02-05 | 2024-03-19 | Nippon Mektron, Ltd. | Catheter flexible printed wiring board and method for manufacturing the same |
-
1996
- 1996-05-23 JP JP8128613A patent/JPH09308638A/en not_active Withdrawn
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| US12076155B2 (en) | 2018-07-22 | 2024-09-03 | Medasense Biometrics Ltd. | Systems and methods for monitoring physiological parameters during diathermy |
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