JPH09501858A - 組織の高周波切除のための方法およびシステム - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 組織を切除するため高周波エネルギを供給するシステムが、高周波発生器と血管内カテーテルとを含む。カテーテルは、高周波切除電極と温度センサの両方をその遠端部内に含む。切除電極に対する電力の供給は、アナログ温度コントローラが２次電力コントローラに対する設定点を調整するカスケード制御システムを用いて電極温度に基いて制御される。あるいはまた、患者に供給される電力は、電力設定点に基いて直接的に制御することができる。大きな病巣を生じるように高電力を提供しながら、エネルギ減衰を避けるため正弦波ＲＦ信号が提供され、カテーテル先端部における凝塊の形成を避けるため正弦波ＲＦ信号がパルス化される。検証回路が、カテーテルの回路の連続性を検査する。

Description

【発明の詳細な説明】 組織の高周波切除のための方法およびシステム 発明の背景 本発明は、１９９２年４月１０日出願の米国特許出願第０７／８６６，６８３ 号の一部継続出願である。 １．発明の分野 本発明は、一般に電器生理学の分野に関する。特に、本発明は、心臓の不整脈 の処置のための方法および装置に関する。 異常な心拍の症候は、一般に心臓の不整脈と呼ばれ、異常に遅い律動が徐脈と して分類され、異常に早い律動は頻脈と呼ばれる。本発明は、心臓の室の１つの 内面に近い「不整脈部位（ａｒｒｈｙｔｈｏｇｅｎｉｃ ｓｉｔｅ）」または「 補助心房室系経路（ａｃｃｃｓｓｏｒｙ ａｔｒｉｏｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｐａｔｈｗａｙ）」の存在によりしばしば生じる頻脈の処置に関するものである 。心臓は、正常な電気的機能に必要な信号の伝搬に任じる複数の正常な経路を含 む。不整脈部位または補助経路の存在は、正常な経路をバイパス即ち短絡し得、 頻脈と呼ばれる非常に早い心収縮を潜在的に生じる結果となる。頻脈は、心室系 頻脈（ＶＴ）と上室性頻脈（ＳＶＴ）と定義することができる。ＶＴは、左方ま たは右方の心室において始まり、典型的には、以前の心筋の梗塞と関連する不整 脈部位により生成される。ＳＶＴは、心房において始まり、典型的には補助経路 によって生成される。 心室系頻脈および上室性頻脈の両者の処置は、薬剤、外科的処置、植え込み可 能なペースメーカ／除細動器、およびカテーテル切除を含む種々の方法によって 行うことができる。薬剤は多くの患者に対して選択される処置であるが、これら 薬剤は単に症状を遮蔽するに過ぎず、根幹の症因を治癒するものではない。植込 み可能な装置は、不整脈が起きた後で不整脈を正すに過ぎない。これとは対照的 に、外科的処置およびカテーテルに基く処置は、通常は、頻拍の要因となる異常 な不整脈組織または補助的経路を切除することによって、実際に問題を治癒する ことになる。カテーテルに基く処置は、目標とする組織に対して、直流電気エネ ルギ、高周波エネルギ、レーザ・エネルギなどを含む種々の破壊的エネルギ源を 適用することに依存する。 特に本発明にとって関心のあるのは、患者を最小限の副作用と危険に曝すも、 頻拍処置において非常に有効であることが判った高周波切除法（ｒａｄｉｏｆｒ ｅｑｕｅｎｃｙ ａｂｌａｔｉｏｎ ｐｒｏｔｏｃｏｌｓ）である。 高周波カテーテル切除法（ｒａｄｉｏｆｒｅｃｑｕｅｎｃｙ ｃａｔｈｅｔｅ ｒ ａｂｌａｔｉｏｎ）は一般に、不整脈部位と補助的経路の位置が決定される 初期のマッピング手順後に行われる。マッピングの後、適切な電極を有するカテ ーテルが心臓の適切な室へ導入され、電極が補助的経路付近に存在するように操 作される。次いで、補助的経路の一部を形成する組織域を切除するために、高周 波エネルギが電極を介して心臓組織へ印加される。この組織をうまく破壊するこ とにより、補助的経路または不整脈部位が破壊され、その結果頻拍の要因となる 異常信号発信パターンは生じなくなる。 非常に有望であるが、高周波切除法は幾つかの短所から免れない。心臓の組織 に対して高周波エネルギを印加することは、特に指向されたエネルギが適切に制 御されなかったならば、合併症を生じ得る。高周波切除法に対してこれまでに用 いられた多くのシステムは、最初は電気的外科術および電気的焼灼（ｅｌｅｃｔ ｒｏｃａｕｔｅｒｙ）を意図した高周波電源を用いていた。このような電源は使 用可能であるが、心臓組織の切除において最もよく使用される形式の電力制御を 提供するものではなく、患者をスプリアスな接地電位に曝すおそれがある。この ような接地電位は、心臓が処置されつつある時に問題となり得る。また、このよ うな従来の高周波電源は、通常は、電源変圧器を提供する必要のゆえに、かさ高 でありかつ比較的重いものである。 ２．従来技術の記述 袖助的心房系経路の高周波カテーテル切除法による上室性頻脈および心室系頻 脈の成功した処置は、ｋｕｃｋ等の論文（１９９１年、Ｌａｎｃｅｔ ３３７： １５５７〜６１）、Ｌａｎｇｂｅｒｇ等の論文（１９９１年、Ａｍ．Ｊ．Ｃａｒ ｄｉｏｌ．６７：１４２〜４７）、およびＫｕｃｋ等の論文（１９９１年、Ｃｉ ｒｃｕｌａｔｉｎ ８４：２３６６〜２３７５）に記載されている。、高周波エ ネルギの心臓内使用に有効なカテーテルは、米国特許第４，９４５，９１２号、 同第４，９４０，０６４号および同第４，６４１，６４９号に記載されている。 心臓内組織の切除のために適する電源および高周波切除カテーテルは、それぞれ 商品名ＨＡＴ ２００ＳおよびＣＥＲＡＢＬＡＴＥ（登録商標）の下にＤｒ．Ｏ ｓｙｐｋａ ＧＭＢＨ社から入手可能である。この電源およびカテーテルは一緒 に、ディジタル温度制御モードにおいて切除を行うことを可能にする。心臓の高 周波切除処置の今日の状態については、Ｆａｃｋｅｌｍａｎｎ社の（１９９１） Ｓｃｉｅｎｃｅ Ｎｅｗｓ １４０：４２〜４３に要約されている。 発明の概要 心臓組織の高周波切除のための改善された方法は、目標部位、典型的には患者 の心臓の内室内部の補助的経路の場所への電極の導入に依存する。高周波エネル ギは、電極を介して外部の電源から目標場所へ印加され、この場合供給される高 周波エネルギ量は、切除温度の非常に正確な制御を提供することが発見された特 定の温度制御プロトコルに基いて制御される。このような正確な温度制御は、心 臓組織に対する意図せざる損傷の危険を低減し、特に、処置のより良好な位置決 めを規定する。即ち、組織の壊死が、温度制御されないプロトコルよりも正確に 目標域内に限定される。この温度制御プロトコルはまた、切除される組織の実際 の温度と目標温度との間の差に比例するように高周波信号の大きさを制御するこ とにより、所望の組織切除を達成するよう供給されるエネルギ総量を制限する。 本発明の別の特質によれば、心臓に使用される装備における特定の問題となり得 るスプリアスな接地差電流の生成を低減しあるいは排除するために、バッテリ電 源が有効に用いられる。 前記の温度制御プロトコルは、典型的には処置電極内部に温度センサを用いて 、目標場所における温度を測定することを含む。結果として得る実際の温度信号 は、 増幅されて次に温度設定点信号と比較され、電力設定点信号が実際の温度と温度 の設定点間の偏差に基いて生成される。電源（典型的には、バッテリに接続され た出力電力発振器）からの電力出力が測定されて実際の電力信号を生じ、この実 際の電力信号が電力設定点と比較されて、設定点と実際の電力間の差に基いて電 力出力信号を生じる。電源からの電力は、次に電力出力信号に基いて制御される 。通常は、温度制御と電力制御の両ループは、比例的な制御方式に基くことにな る。 本発明の別の特質によれば、高電力用途の場合、正弦波ＲＦ信号が生成されて 電力出力信号によって変調される。方形波ＲＦ信号とは異なり、正弦波信号は干 渉を除くために濾波される必要がなく、従って電力の減衰が避けられる。 本発明の更に別の特質によれば、ＲＦ電力信号発生器が正弦関数を表わす一連 のディジタル信号を提供する。これらの信号は、乗算ディジタル／アナログ・コ ンバータ（ＤＡＣ）によってアナログ正弦波信号へ変換される。電力出力信号は 、ＤＡＣの基準電圧入力へ与えられ、このアナログ正弦波信号の振幅が電力出力 信号の振幅に従って変化させられる。 本発明の更に別の特質によれば、温度変調ＲＦ信号は、上昇する先端部温度に よる先端部における凝塊の形成を防止するためパルス化される。このパルス化は 、深い病巣の形成を生じさせる組織への高エネルギを伝送しながら、先端部の高 い熱伝達のゆえに先端部が冷却することを可能にする。 本発明の更に他の特質によれば、コントローラが予め選択された時間間隔で電 力可能化信号と不能化信号とを交互に提供する。ＲＦ信号発生器回路は、この電 力可能化信号と不能化信号とを受取って、電力可能化信号が受取られる時にのみ 正弦波ＲＦ信号を生じ、さもなければゼロ信号を生じる。 本発明は更に、電力出力信号に基いて高周波電力を生じる電源を含む高周波電 力発生器を提供する。この発生器は、実際の電力信号を生じるため電源により生 じる高周波電力量を測定するための回路を含む。アナログ温度コントローラは、 温度設定点と実際の温度信号の両方を受取り、その間の差に基いて、電力設定点 信号を生じる。別のアナログ電力コントローラは、温度コントローラから電力設 定点信号を、電力測定回路から実際の電力信号を受取り、その間の差に基いて、 電源を制御する電力出力信号を生じる。前記発生器は更に、カテーテルを高周波 電源に接続しかつカテーテルにおける外部温度センサを発生器の温度コントロー ラに接続するためのインターフェースを含む。 本発明の更に他の特質によれば、温度制御に加えて、選択された電力レベルを 表示する別の制御信号が提供され、電極へ供給された高周波電力が温度設定点の 如何に拘わらず選択された電力レベルに従って制限される。このため、電力が選 択されたレベルを越えないように制限するための別の安全性が提供される。 本発明の他の利点および特徴については、以降の詳細な記述および添付図面に 照らせば当業者には明らかになるであろう。 図面の簡単な説明 図１は、高周波発生器に接続されたカテーテルを含む、本発明の原理に従って 構成された心臓組織の高周波切除のためのシステムの概略図、 図２は、破線で示された湾曲した先端部を持つ図１のカテーテルの拡大図、 図３は、断面で示された図１および図２のカテーテルの詳細図、 図４は、本発明の原理により構成された高周波発生器の回路のブロック図、 図５は、本発明の原理により構成された電源システムの外側を示し、 図６Ａおよび図６Ｂは、本発明のマイクロプロセッサ制御電力システムの動作 プログラムのフローチャトを示し、 図７ないし図１２は、図４の高周波発生器の回路を示す概略図、 図１３は、乗算ＤＡＣを用いて高周波電力信号を変調する高周波発生器の回路 のブロック図、 図１４は、切除される先端部と組織の熱的特性を示す概略図、 図１５は、パルス発生回路のブロック図である。 特定実施例の説明 本発明の方法および装置は、患者の心臓内部の内室、通常は右方または左方の 心室内の目標場所に対して高周波エネルギを供給するために意図される。この目 標場所は、通常は補助的経路あるいは頻拍の要因となる不整脈部位であるが、特 に閉塞性でない頻拍であり得るＨＩＳの管脈束における領域をも含む心臓の頻拍 と関連する。頻拍の要因となる補助的経路または不整脈部位は、医療文献および 患者文献に現在広く記載されるように、従来の心臓内のマッピングによって識別 することができる。参考のため本文に援用される、例えば、米国特許第４，６９ ９，１４７号、同第４，６２８，９３７号および同第４，６６０，５７１号を参 照されたい。また、開示内容が参考のため本文に援用される係属中の米国特許出 願第０７／８６６，７６３号も参照されたい。 高周波切除法は、組織の壊死を生じるのに充分な時間だけ目標組織を充分に高 い温度へ上げるのに充分な電力レベルにおいて、典型的には約２５０ないし１０ ００ＫＨzの範囲内、通常は約４００ないし５００ＫＨzの範囲内の周波数におけ る高周波エネルギの印加を含む。典型的には、組織温度は、約４５℃より高く、 通常は約６０℃より高いが、通常は約１０５℃以上を越えることがなく、望まし くは約９５℃より低く維持されることが望ましい。このような温度では、高周波 エネルギは典型的に約３０ないし６０秒の範囲内の期間だけ印加されるが、１０ 秒の短さでかつ９０秒もの長さもまた有効である。 高周波エネルギを心臓内部の所望の目標場所へ供給するために、適切な電極を その遠端部付近に有する心臓内カテーテルが、典型的には患者の鼠蹊部の大腿部 静脈あるいは動脈を介して経皮的に導入される。カテーテルの遠端部は、心臓の 内部に達するまで、周知の手段によって、典型的には前に導入された案内カテー テルを介して操作することができる。次いで、カテーテルの電極終端は、それが 心臓の室内部内の所望の領域、典型的には補助的経路の場所、ＨＩＳの管束にお ける場所、心室壁における不整脈部位などと接触するように更に操作される。次 いで、高周波電力が、以下に更に詳細に述べるように、本発明の方法に従って目 標場所に対して印加される。望ましくは、高周波電力は、これも以下に更に詳細 に述べるような本発明の高周波発生器およびシステムを用いて印加される。 次に図１において、本発明の原理により構成された例示的な高周波切除システ ム１０は、遠端部１４と近端部１６とを持つカテーテル１２と、以下に述べるよ うにカテーテルに接続された高周波発生器１８とを含んでいる。カテーテル１２ の近端部１６は、通常はコネクタ２４で終る複数の接続ワイヤ２２を持つ手元ハ ウジング２０を含んでいる。高周波発生器１８は、ケーブル２６を介してコネク タ２４に接続されている。このように、カテーテル１２の（以下に述べる如き） 全ての動作状態の電気構成要素は、単にカテーテルのコネクタ２４をケーブル２ ６に差込むだけで高周波発生器１８に対して取外し自在に接続することができる 。 次に図１ないし図３において、カテーテル１２は、その遠端部付近、通常はワ イヤ２２ａに接続される遠端部に電極２８を含み、前記ワイヤが以下に更に詳細 に述べるように、発生器１８からの高周波エネルギを印加するための電極２８に 対して単極の電力結合を行う。中立の電極２３が発生器１８に別に接続され、以 下に述べるように、ＲＦエネルギの印加のため必要な回路を完成するため患者の 皮膚への取付けを可能にする。１対のワイヤ２２ｂが、電極２８の上あるいは内 部に配置された温度センサ３０に接続される。典型的には、温度センサ３０は、 １対の異なる金属、通常はＴタイプの熱電対を構成する銅とコンスタンタンから なる熱電対である。熱電対のワイヤ２２ｂもまた、カテーテル１２が挿入された り抜かれたりする時に接続されたり切断されたりするように、コネクタ２４とケ ーブル２６を介して高周波発生器１８に接続される。ワイヤ２２ｂは、熱電対の 電気的接続を検証するために用いることができる。 カテーテル１２は、遠端部１４で軸方向に離間された別の電極３２を任意に含 む。電極３２は、通常は、高周波切除処置に先立ち、その間、そして（または） その後にＥＣＧの監視を可能にするため提供される。付加的なコネクタ（図示せ ず）は、電極３２がコネクタ２４とケーブル２６を介して外部の監視装置（図示 せず）に接続されるように提供される。通常は、高周波発生器１８は、このよう な監視装置をカテーテル１２に接続するための装備を含む。電極３２は、任意に 、略々従来の方法で補助的経路を見出すため初期的マッピングを行うために用い ることができる。しかし、カテーテルのこれらの特質は、直接本発明と関連する ものではなく、従って詳細には記載しない。 カテーテル１２は、図２において破線で示されるように、撓みを許容する取扱 い自在な遠端部を含むことが望ましい。医療文献および患者文献において一般に 記載される如きこのような先端部の撓みを生じるように、種々の制御機構（図示 せず）を設けてもよい。望ましい先端部の撓み機構については、開示内容が参考 のため本文に援用される係属中の米国特許出願第０７／８６６，３８３号および 同第０７／８６７，２４１号に記載されている。 次に図４および図５において、高周波切除システム１０の高周波発生器１８に ついて更に詳細に記述する。高周波発生器１８は、複数のディスプレイおよび指 示器４２、スイッチ４４および凡例（図示せず）を有するユーザ・インターフェ ース・パネル４０を含み、以下に更に詳細に述べるように、オペレータがカテー テル１２への電力の供給を監視し制御することを可能にする。特に、指示器４２ およびスイッチ４４が、高周波発生器１８によってカテーテル１２へ供給される 高周波電力量の監視および制御を可能にする。パネル４０は、供給される（通常 は、ワット単位で校正される）実際の高周波電力の連続的なディジタル的な読み を提供する第１のディスプレイ４２ａを含む。第２のディスプレイ４２ｂは、熱 電対３０（図３）により測定される実際の電極温度を示す。第３のディスプレイ ４２ｃは、高周波エネルギの供給中カテーテル切除電極２８と東立電極との間の （測定された電流および電圧に基く）計算されたインピーダンスを示す。中立電 極は、患者に取付けられ、先端部電極２８に対する回路を完成する戻り経路を提 供する。インピーダンスにおける急激な上昇は、凝塊が先端部に形成したことを 示し、この凝塊は除去されねばならない。第４のディスプレイ４２ｄは、切除手 順の間に高周波電力が供給された時間の表示を行う。 パネル４０は更に、以下に述べるように選択された動作モードに従って、ユー ザへ付加的な情報を提示する英数字ディスプレイ４２ｅを含む。このような情報 は、制御モードに従って温度（℃単位）または電力（ワット単位）に対する設定 点を含む。ディスプレイ４２ｅは更に、総計サイクル数、即ち、切除電極２８に 対する電力供給が開始された回数を規定することができる。ディスプレイ４２ｅ は更に、総計処置時間、即ち、高周波電力が電源から発生器１８へ供給された総 経過時間を示すことができる。最後に、凡例４２ｅが、（設定点が変更される時 ） システム内部で設定される変数に従って、電力、温度あるいは時間に対する利用 可能な設定点を示す。 英数字ディスプレイ４２ｅは更に、過度に高い温度、受入れ得ないカテーテル （以下に述べるように、高周波発生器の検証中にカテーテルにおける開回路が検 出される時）、過度に高いインピーダンス、低インピーダンス、および過度に高 い電力を含むユーザ警告を提供することができる。最後に、凡例（図示せず）は 、バッテリ電荷が低くなった時、典型的には電荷が容量の２５％に達する時を表 示する。警告が表示される時常に音響警告信号が提示されることが望ましい。 制御モード、即ち、電力または温度を選択するために、スイッチ４４ａが設け られる。適切な切上げスイッチ４４ｂまたは切下げスイッチ４４ｃを用いて設定 点を上げあるいは下げることにより、特定の変数（温度または電力）が調整され る。ユーザは、スイッチ４４ｄを押下げて保持し、スイッチ４４ｂを押すことに より時間設定点を増し、あるいはスイッチ４４ｃを押すことにより時間設定点を 減じる。初期設定後、電力がこのように設定された合計時間だけ供給されること になる。特定の可変設定点（および許容範囲）の値が、設定点が調整されつつあ る時英数字ディスプレイ４２ｅ上に表示される。 スイッチ４４ｅは、ＲＦ電力の供給を制御する。ＲＦ電力発生器１８が最初に オンにされると、凡例表示「ＯＦＦ」（図示せず）が点灯される。装置を待機状 態にするにはスイッチ４４ｅを押さねばならず、この状態はまた任意の足ペダル （図示せず）を付勢する。待機モードに一旦おかれると、スイッチ４４ｅを押す ことで、スイッチ４４ｅが再び押されるかあるいは時間設定点に達するまで、Ｒ Ｆ電力を供給させ、設定点に達するとき装置は待機状態へ戻る。警報条件（即ち 、高電力あるいは高インピーダンス）が生じるならば、装置はＯＦＦモードにな り、任意の足ペダルが消勢される。 主要オン／オフ・スイッチが高周波発生器１８の頂部に設けられる。カテーテ ル・コネクタ５０と、中立電極コネクタ５２と、足ペダル・コネクタ５４が、高 周波発生器１８の右側に設けられる。カテーテル・コネクタ５０は、ケーブル２ ６に対するカテーテル・コネクタ２４の差込みを許容して、カテーテルの電気構 成要素と発生器１８間の必要な接続を行う。足ペダル・コネクタは、処置を行う 医師が足ペダルを踏み込んで保持することにより高周波電力の印加を制御するこ とを可能にする空圧作動足ペダルの接続を可能にする。 高周波発生器１８におけるより多くの接続は、通常はＥＣＧコネクタと、高周 波電力、切除電極および中立電極間のインピーダンスおよび切除電極温度を記録 するための多重チャンネル・チャート・レコーダへの出力を許容するアナログ出 力コネクタとを含む。通常、ＰＲＯＭにおけるプログラミングを監視し一時的に オーバーライドするため、外部コンピュータに対する内部マイクロプロセッサの 接続を可能にするために別のコネクタが設けられる。、このコネクタは、通常は 、標準的なＩＢＭタイプのパーソナル・コンピュータと互換可能な周知のＲＳ− ２３２コネクタである。また、ＲＦ切除の間オペレータが音の音量レベルを設定 することを可能にするためスイッチが設けられる。最後に、外部接地への接続の ためにＴＵＶコネクタが設けられる。 次に特に図４において、前面パネル・ディスプレイおよび指示器４２とスイッ チ４４が、ＩＮＴＥＬ ８０Ｃ １８６のようなディジタル・マイクロプロセッ サ６０に接続され、これがユーザとシステムの電気構成要素の残部との間のイン ターフェースを可能にする。特に、マイクロプロセッサ６０が、電力、電流、電 圧、温度、インピーダンスおよびバッテリ・レベルの連続的な監視を提供する。 必要に応じて、このマイクロプロセッサは、この情報を前面パネル４０における 適切なディスプレイおよび／または指示器４２へ提供する。更に、マイクロプロ セッサ６０は、ユーザが制御モード（一定温度または一定電力）を選択して電力 設定点、温度設定点およびタイマー設定点をシステムへ入力することを可能にす る。 高周波発生器１８に対する一次電源は、バッテリ６２、典型的には７．２アン ペア時の定格を有する１２Ｖバッテリである。バッテリ６２からの主要電力が遮 断される時所要のメモリ機能を維持するようにマイクロプロセッサ６０へ充分な 電力を提供するために、バックアップ・バッテリ（通常は、リチウム・セル、図 示せず）が設けられる。 クリスタル・ロック型高周波発振器６４が、電源変圧器６６と電力コントロー ラ６８の両方を駆動するスイッチング・パルスを生成する。電力コントローラ６ ８は、（マイクロプロセッサ６０からの）電力設定点信号７０を、典型的には変 圧器６６からの電力出力７６に接続された環状芯変圧器である電力測定回路によ って生成された実際の電力信号と比較することによって、パルス幅変調により動 作するアナログ・コントローラである。電力測定構成要素７４は、出力電流と電 圧を乗じて、結果として生じる実際の電力信号を、線７２を介して電力コントロ ーラと、線７８を介してマイクロプロセッサとの両方へ与える。別のアナログ・ コンパレータ回路（図示せず）が、電力が限度、典型的には５５ワットを越える ならば出力変圧器への電流を遮断するため、電力測定構成要素７４の出力を監視 するために設けられる。 電源変圧器６６は、アナログ電力コントローラ６８の出力８０を受取る中間タ ップを含む。２次巻線が、電力測定構成要素７４による電力計算を可能にするた め印加電圧の連続的な監視を行う。 本発明の望ましい特質において、温度制御モードにおける動作を可能にするた めアナログ温度コントローラ８２が設けられる。温度設定点がマイクロプロセッ サ６０から線８４を介して温度コントローラ８２へ送られる。アナログ・コント ローラ８２は、比例制御モードで動作して、電力コントローラ６８へ送られる電 力設定点８６を生じる。システムが温度制御モード動作中である時、電力設定点 ８６が設定点信号７０を置換する。アナログ電力コントローラ６８はこのように 、２段温度制御プロトコルにおいてカスケード制御ループとして働く。所望の温 度設定点を切除電極２８に維持するためこのような２段アナログ制御が電力の正 確かつ非常に迅速な制御を可能にすることが判った。特に、当該制御方式が、高 周波切除サイクルの全期間にわたる最小限のオーバーシュートおよび非常に厳密 な温度の保持により、所望の温度設定点への非常に迅速な温度上昇を可能にする 。温度は、通常は、設定点の±５℃以内に維持され、更に通常は設定点の±２℃ 以内に維持される。温度が限度、典型的には約１００℃を越えるならば、出力変 圧器に対する電流を遮断するため、図１２に示される熱電対３０の温度を監視す る 別のアナログ・コンパレータ回路９０が設けられる。 高周波発生器１８に対する全ての外部接続は、インターフェース・ボード９０ を介して行われる。このインターフェース・ボード９０は、主要バッテリ６２お よびバックアップ・バッテリ（図示せず）、ならびにカテーテル・コネクタ５０ 、ＥＣＧコネクタ、データ・レコーダ・コネクタなどの接続を可能にする。熱電 対の接続は、図１２に示される遮光器９２によって高周波発生器１８の内部構成 要素から光学的に絶縁される。ＲＦ電力発生器１８〜９４におけるこのデータ・ レコーダの出力は、信号ノイズを低減するため必要に応じて、光学的に遮蔽され る。このような遮蔽は、患者の安全、ならびに発生器１８の内部構成要素の患者 へ供給されつつある高周波電力からの遮蔽の両方を提供する。 高周波発生器１８を構成するのに必要な詳細な回路については、本願明細書に 添付された付属書に詳細に記載される。この付属書は６つの回路図を含み、各回 路図には同図に含まれる構成要素を表わすためラベルが付されている。 先に述べた実施例においては、ＲＦ信号は方形波信号である。しかし、ある動 作環境は、クリスタル・ロック型高周波発振器６４によって生成された方形波が パルス状ＲＦ信号の代わりに正弦波を生じるように方形波縁部を丸めるために濾 波されることを必要とする。高電力においては、この濾波が、望ましくない信号 の減衰を生じる。濾波の必要を無くし、特に高電力用途に対して有効である別の 電力変調システムが、図１３に示される。 心室に置かれた元の心室系頻脈（ＶＴ）部位の切除のためには高電力が要求さ れる。心室は心臓の最も大きくかつ最も重要な圧送室ＶＴであるので、ＳＶＴよ りも生命の危険がより大きくかつ公差の設定が難しい。特に、虚血性ＶＴが従来 の心筋梗塞（ＭＴ）、即ち心臓発作によって生じる。心臓発作では、心臓の筋肉 域への酸素を含む血流が、死亡または損傷を生じるのに充分に長い期間だけ遮断 される。この血流の遮断は、一般に、心臓の冠状動脈の１つにおける閉塞または 痙攣によって生じる。ＭＩに続いて、壊死した組織の領域は、保護する損傷組織 によって典型的に覆われた状態になる。更に、壊死した組織と生存組織の混った より広い領域が壊死した領域を包囲する。 電気的な伝播波が心室のこの領域を経て進行する時、多数の「ミクロ再進入回 路」が生じ得て、心室の拍動の加速を生じる。このため、元のこれらのＶＴ部位 を切除する試みは、下記の如くである。即ち、１）多数の部位の標定が難しく、 大きな面積を覆い、かつ主要部位の切除に続いてより多くの「マスク」部位が有 効となり、２）瘢痕組織が元の下側の部位の切除を生じるのに充分なＲＦエネル ギの供給を非常に困難にし、かつ３）ミクロおよびマクロ再進入回路が心臓の壁 面に深く配置され、切除のための充分なＲＦエネルギの供給を困難にする。この ように、高い電力がより大きく深い病巣の生成を許すので、より高い電力が虚血 性ＶＴ切除に対する成功率を改善する。 図１３において、クロック１６３およびパルス発生器ロジック１６４が、ディ ジタル化された正弦波ＲＦ信号を生じる。この信号は、基準電圧入力が電力コン トローラ６８のアナログ制御出力に接続された乗算ディジタル／アナログ・コン バータ（ＤＡＣ）１６５のディジタル入力に与えられる。乗算ＤＡＣ１６５のア ナログ出力は、電力増幅器および変圧器制御回路１６９に接続される。電力コン トローラ６８もまた、結合変圧器１７１ａおよび１７１ｂを介して電力増幅器に 接続された実際の電力測定入力と、温度コントローラ８２の制御出力に接続され た第１の電力設定点入力と、ＤＡＣ１７２によりマイクロプロセッサ６０に接続 された第２の電力設定点入力とを有する。制御出力に加えて、温度コントローラ ８２は、ＤＡＣ１７４によりマイクロプロセッサ６０に接続された温度設定点入 力と、カテーテル先端部の温度センサ３０により生成される実際温度信号を受取 るよう接続された実際温度入力とを有する。 アナログ電力コントローラ６８および温度コントローラ８２の動作は、図４に 関して先に述べたもの同じである。温度検出モードにおいては、コントローラは カスケード制御ループとして働き、温度コントローラ８２は温度設定点の大きさ と実際温度信号との間の差に比例する電力設定点信号を生成し、電力コントロー ラ１６８は電力設定点の大きさと実際電力信号との間の差に比例する電力出力信 号を生成する。 乗算ＤＡＣ１６５は、受取ったディジタルＲＦ正弦波信号を、電力出力信号の 大きさに比例する振幅をもつアナログＲＦ正弦波信号へ変換する。ＲＦ電力信号 が正弦波状であるので、パルス状ＲＦ電力信号の濾波と関連するエネルギ消費の 問題は回避される。 生体内のカテーテルからの高電力ＲＦエネルギの供給と関連する１つの問題は 、先端部における凝塊の形成である。ＲＦ電力が組織に与えられると、その組織 の温度が上昇する。この熱が先端部へ伝えられると、その温度は上昇して、先端 部温度が１００℃に近づくと血液が先端部に凝集し始める。先端部における凝塊 は著しいインピーダンスの増加を生じ、これが組織へＲＦエネルギを供給する電 極の能力を激減する。 図１３の実施例においては、１００℃より低く先端部温度を維持するために温 度制御特性が用いられる。しかし、先に述べたように、温度制御が、組織へ供給 されるＲＦエネルギを制限するように機能する。このように、温度制御に加えて 、マイクロプロセッサ６０が、正弦波ＲＦ電力信号をパルス化するようパルス発 生ロジック１６５を制御し、このＲＦ電力信号が凝塊の形成を防止する上で更な る利点を提供する。 この利点は、カテーテルと切除される組織をモデル化した熱回路図である図１ ４によって示される。コンデンサが熱蓄積能力を表わし、抵抗が熱回路要素の熱 移動能力を表わしている。電気回路との類似性により、抵抗とキャパシタンスの 積（ＲＣ）は、熱が回路へ加えられる時温度が変化する速度を示す時定数である 。先端部の時定数は、金属が温度を非常に急激に変化するゆえに小さい。対照的 に、組織の時定数は、これが温度を金属よりも遅く変化するのでより大きい。従 って、高エネルギＲＦパルスは、組織を励起して病巣を生じる。しかし、先端部 温度を１００℃より低く保持する先端部に対する低いＲＣ定数のゆえに、先端部 の温度はパルス間で急激に低下して凝塊の形成を回避する。 このように、パルス形成および温度制御は共働して、先端部から組織に対する 高エネルギの有効な移動を可能にする。パルス形成は先端部における温度の上昇 を防止するが、温度制御は設定温度に収束するようＲＦ正弦波の振幅を増加する 。 パルス発生器論理回路１６４の構造は図１５に示される。図３に関して先に述 べたように、ＲＦエネルギは、先端部における凝塊の形成を避けながら、より大 きな病巣の切除を可能にするようにパルス化することができる。次に図１５にお いて、索引テーブル（ＬＵＴ）１９０は、ＬＵＴアドレス・スペースの最初の部 分によりアクセスされる記憶場所に正弦波信号の値を格納し、かつアドレス・ス ペースの第２の部分の記憶場所にゼロを格納する。 ＬＵＴアドレス・バス１９２は、その比較的高次のビット線１９２Ｈがアドレ ス・ラッチ１９４の出力に接続されている。アドレス・ラッチ１９４の入力は、 ＣＰＵ６０のデータ・バス１９６に接続される。アドレス・バス１９２のより低 次のビット線１９２Ｌは、除算器／カウンタ１９８の出力に接続され、この除算 器／カウンタがクロック１６３からのクロック信号にょり連続的に増分されかつ 選択されたカウント値でリセットされるカウント値を出力する。 パルス発生器ロジックの動作について次に述べる。パルス・モード動作の間、 選択された長さのゼロ・エネルギ間隔が介在した選択された長さのパルスにおけ る正弦波ＲＦエネルギを提供するように、マイクロプロセッサ６０がアドレス・ ラッチ１９４における比較的高次のアドレス・ビットを設定する。 エネルギ・パルス間隔において、ＬＵＴアドレス・スペースの最初の部分を選 択する高次のアドレス・ビットがアドレス・ラッチへ書き込まれる。除算器／カ ウンタ１９８からのカウント出力が、連続的な記憶場所を逐次アクセスして正弦 関数のディジタル値の大きさを出力する。これらのディジタルの大きさは、電力 コントローラ回路６８の出力により振幅が決定された乗算ＤＡＣ１６５によって アナログ正弦波信号へ変換される。 ゼロ・エネルギ間隔の間、ＬＵＴアドレス・スペースの２番目の部分を選択す る高次のアドレス・ビットがアドレス・ラッチへ書き込まれる。除算器／カウン タ１９８により出力されたカウント値の如何に拘わらず、ゼロがＬＵＴ１９０か ら出力される。 マイクロプロセッサの動作は、図６Ａおよび図６Ｂに含まれるフローチャート に略図的に示される。 ＲＦ ＡＴＡＫＲシステムの他のハードウエア要素に対するマイクロプロセッ サ６０の関係は、図４に示される。マイクロプロセッサ６０への可変入力および このマイクロプロセッサからの出力は、下記のように示される。 マイクロプロセッサ カテーテル１２から カテーテル１２へ 先端部電極温度インピーダンス 先端部に対する電力 （先端部電極から中立電極まで） 電力コントローラ６８から 電力コントローラ６８へ 電力レベル 開始／停止ＲＦ電力 電圧 電流 パネル前面４０から パネル前面４０へ 制御モード システムの状態（オン、オフ、待機） 温度設定点 音響警報 電力設定点 視覚警報 タイマー設定点 ディスプレイ(電力、温度、インピーダ ＲＦ電力供給 ンス、など) マイクロプロセッサ６０は、ユーザ、カテーテルおよび発生器の入力値を読出 し、対応するパワーオン／オフ指令をＲＦ電力コントローラ６８へ与え、かつシ ステム状態および警報情報をユーザへ与えることによって、システム制御機能を 実施する。温度、電流および電圧に対する入力値はアナログ信号として始まり、 （ディジタル／アナログ・コンバータ（ＤＡＣ）を介して）マイクロプロセッサ に対するディジタルへ変換される。インピーダンスおよび電力は、電流および電 圧から計算される。タイミングはオンボード・クロックによって維持される。 システムのデフォルト値は、２つの方法で維持される。予め設定されたデフォ ルト設定は、初期の使用時と、バックアップ・バッテリが衰えるときに行われる 。これらのその時のデフォルト設定は下記のとおりである。 設定 デフォルト条件 制御モード 温度 温度設定点 ７０℃ 電力設定点 ２０ワット 時間設定点 ３０秒 ユーザがこれらの設定を変更すると、バックアップ・バッテリが消耗しないこ とを前提として、入力された最後の設定がシステムのパワーアップ時のデフォル ト設定となる。 マイクロプロセッサ６０のプログラミングに含まれる特定の安全特性は、下記 のものを含む。 温度制御モードと電力制御モードの両方において、ＲＦ電力が、選定されたサ イクル・タイムの間のみ、かつインピーダンスが予め設定された範囲（典型的に は、２５ないし２５０オーム）内にある時にのみ、カテーテルへ印加される。更 に、電力は予め設定された最大値（典型的には、最大５５ワット）より低くなけ ればならず、かつ温度は予め設定された最大値（温度制御モードで動作時は、典 型的には１０５℃）より低くなければならない。また、カテーテルは、先に述べ たように前に使用されなかったものでなければならない。 １０ＭＨzのクロックを介して動作するマイクロプロセッサは、全ての機能ス イッチを常に監視し、誤動作が検出される場合には全てのＤＡＣをゼロにする（ ＲＦ電力指令を禁止する）。装置により生成されるＲＦ電力は５５Ｗを越えるこ とができない。図７に示されるコンパレータ９４が、デューティ・サイクルを最 終段の出力変圧器へ制限することによりＲＦ電力を遮断する。音響警報と視覚警 報が下記の条件で提供される。即ち、バッテリ低下、遮断以前のバッテリ低下、 カテーテル・インピーダンス低下、温度の高低、高電力、および前に使用された カテーテル。インピーダンス低下および前に使用されたカテーテル条件が、ＲＦ 電 力指令を禁止する。温度、電力およびインピーダンスに対する制御されたソフト ウエアの限度（越えると、電力を遮断する）に加えて、最大温度または電力を越 えるならば、電力を遮断するコンパレータ９０、９６を含む冗長なハードウエア 制御部もまた存在する。 高周波切除システム１０の使用は、カテーテル１２を高周波発生器１８に接続 することによって開始する。接続の後、高周波発生器１８は熱電対または他の回 路が完全な状態にあるかどうかを判定するため連続性を検証する。この検査は、 線２２ｂを経て熱電対３０へ低電流信号を送ることによって行われる。 患者の心臓内部の所要場所へカテーテルを導入した後、ユーザが所望の電力供 給モード、即ち、電力制御あるいは温度制御のモードを選択することになる。本 発明に対する特別の関心事は、温度制御モードが先に述べたカスケード温度制御 方式を用いることである。ユーザが、所望の温度設定点を選択し、電力が印加さ れて、高周波発生器１８が電極温度を設定点に維持するために供給される電力量 を正確に制御する。処置の結果の検証は、カテーテル１２のＥＣＧ成分を用いて 行われ、あるいは他の周知の診断的な教示内容を用いて行われる。補助経路また はＨＩＳの管脈束における場所の所望の切除を行うために、処置は１回以上繰返 される。 前記の発明は例示としてある程度詳細に記述したが、ある変更および修正が請 求の範囲内で実施可能であることが明らかであろう。

【手続補正書】 【提出日】１９９６年７月１０日 【補正内容】 １．［特許請求の範囲］の記載全文を以下の通りに補正する。 『１． ＲＦ電力により励起される組織を所望の温度に維持するため電源出力か ら調整されたＲＦ電力を供給するための調整済みＲＦ電源であって、 所望の温度を表わす大きさを持つ温度設定点信号を提供する手段と、 ＲＦ電力により励起される組織に熱的に接続されて、ＲＦ電力により励起され る組織の実際温度を表わす大きさを持つ実際温度信号を生成する手段と、 前記温度設定点信号と前記実際温度信号とを受取るように接続されて、所望の 温度と実際温度との間の差を表わす大きさを持つ電力設定点信号を生成する手段 と、 前記電源出力に接続されて、ＲＦ電源により供給される調整済みＲＦ電力の大 きさを表わす大きさを持つ実際電力信号を生成する手段と、 前記電力設定点信号と前記実際電力信号とを受取るように接続されて、電力測 定信号と温度エラー信号との大きさ間の差を表わす大きさを持つ電力出力信号を 生成する手段と、 予め選択された周波数を持つ実質的に正弦波のＲＦ信号を表わす一連のディジ タル値を提供するディジタルＲＦ信号発生器と、 前記ディジタルＲＦ信号発生器に接続されたディジタル入力と、前記電力出力 信号を受取るように接続されたアナログ電圧入力と、アナログ出力とを有し、前 記予め定めた周波数を持ち、かつ所望の温度を維持するためアナログＲＦ信号の 振幅を増加するように前記電力制御信号の大きさにより制御される大きさを持つ 前記アナログ出力にアナログ正弦波ＲＦ信号を提供する乗算ディジタル／アナロ グ・コンバータ（ＤＡＣ）と、 を備える電源。 ２． 電力可能化信号あるいは電力不能化信号を選択された時間間隔で交互に 提供するパルス動作制御手段と、 前記ディジタルＲＦ信号発生器が、前記電力可能化信号と前記電力不能化信号 とを受取るように前記パルス動作制御手段に接続されて、更に 前記電力可能化信号と前記電力不能化信号とに応答して、前記電力可能化信号 が受取られる時にのみ前記ＲＦ信号を提供し、さもなければゼロ信号を提供する パルス動作手段を備える請求の範囲第１項記載の電源。 ３． 心臓の組織の高周波切除のためのシステムであって、 近端部と遠端部と、該近端部まで延長する電極接続ワイヤに接続された前記遠 端部付近の電極と、前記近端部まで延長する温度センサ接続ワイヤに接続された 前記遠端部付近の温度センサとをを持つカテーテルと、 前記カテーテルの前記近端部に接続された高周波電力発生器とを備え、該発生 器が （ａ）ディジタル化された正弦波ＲＦ信号を提供するディジタルＲＦ信号発生 器と、前記ディジタル化ＲＦ信号を受取るように接続されたディジタル入力と、 変更可能な大きさを持つ電力出力信号を受取る基準電圧入力と、電力出力信号の 大きさに基いて、増幅器を介して高周波電力を前記電極へ供給するアナログ出力 とを含む電源と、 （ｂ）前記電源に接続されて、該電源から電極へ供給される高周波電力を測定 して実際電力信号を生じる手段と、 （ｃ）温度設定点信号と温度センサからの実際温度信号とを受取り、該信号間 の差に基いて電力設定点信号を生じるアナログ温度コントローラと、 （ｄ）高周波電力を測定する手段と、アナログ温度コントローラとに接続され て、該アナログ電力コントローラが電力設定点信号と実際電力信号とを受取り、 該信号間の差に基いて電力出力信号の大きさを変えるアナログ電力コントローラ と、 （ｅ）前記アナログ温度コントローラに接続されて、前記温度設定点信号を提 供する制御手段と、 （ｆ）前記電源を前記電極接続ワイヤに接続し、かつ前記温度コントローラを 前記温度センサ接続ワイヤに接続する手段と、 を含むシステム。 ４． 電力可能化信号あるいは電力不能化信号を選択された時間間隔で交互に 提供するパルス動作制御手段を更に備え、 前記ディジタルＲＦ信号発生器が、前記電力可能化信号および前記電力不能化 信号を受取るように前記パルス動作制御手段に接続されて、更に 前記電力可能化信号と前記電力不能化信号とに応答して、該電力可能化信号が 受取られる時にのみ前記ＲＦ信号を提供し、さもなければ、ゼロ信号を提供する パルス動作手段を更に備える請求の範囲第３項記載の電源。 ５． 組織の高周波切除のためのシステムであって、 近端部と遠端部と、該近端部まで延長する電極接続ワイヤに接続された該遠端 部付近の電極と、前記近端部まで延長する温度センサ接続ワイヤに接続された前 記遠端部付近の温度センサとを有するカテーテルと、 前記カテーテルの近端部に接続可能な高周波電力発生器と を備え、 前記発生器が、 （ａ）電力出力信号に基いて高周波電力を電極へ供給する電源手段と、 （ｂ）前記温度センサから実際温度信号を受取り、かつ前記実際温度信号と温 度設定点との間の差に基いて電力出力信号を変調するように接続された、前記温 度センサにおける温度を制御する手段と、 （ｃ）前記電力電源手段と、前記高周波電力発生器に対する唯一つの電源手段 として前記制御手段とに接続されて、スプリアスな接地差電流を低減するかある いは排除するバッテリと、 （ｄ）前記電源手段を前記電極接続ワイヤに接続し、かつ前記温度制御手段を 前記温度センサ接続ワイヤに接続する手段と、 を含むシステム。 ６． 前記電極が前記カテーテルの遠端部にある請求の範囲第５項記載のシス テム。 ７． 前記電源が、電源変圧器に接続された高周波発振器を含む請求の範囲第 ５項記載のシステム。 ８． 前記電源変圧器が、前記電力出力信号を受取るように前記電力コントロ ーラに接続される請求の範囲第７項記載のシステム。 ９． 前記電力設定点信号が、実際温度信号と温度設定点信号との間の差に比 例する請求の範囲第５項記載のシステム。 １０． 前記高周波電力発生器から前記温度センサを光学的に遮蔽する手段を 更に備える請求の範囲第５項記載のシステム。 １１． 高周波切除のためのシステムであって、 近端部と遠端部と、該近端部まで延長する電極接続ワイヤに接続された前記遠 端部付近の電極と、前記近端部付近の検証回路とを有するカテーテルと、 前記カテーテルの近端部に接続可能な高周波電力発生器と、 前記検証回路へ電流を供給する電流供給源と、 前記検証回路を介する電流を検出する手段と、 前記高周波電力発生器を前記電極接続ワイヤに接続し、かつ前記電流供給源を 前記検証回路に接続する手段と、 前記検証回路を介する電流が選択された範囲外にあるならば、前記高周波電力 発生器を不動作状態にする手段と を含むシステム。 １２． 前記検出手段が、前記検証回路における電圧に応答する電圧センサに 接続されるマイクロプロセッサを含む請求の範囲第１１項記載のシステム。 １３． 前記不動作状態にする手段が、マイクロプロセッサに接続されかつ前 記接続手段に接続されたリレーを含む請求の範囲第１１項記載のシステム。 １４． 前記検証回路が、該検証回路に流れる電流が選択された範囲内にある 時に短絡回路を含む請求の範囲第１１項記載のシステム。 １５． 組織の高周波切除のためのシステムにおいて、 近端部と遠端部と、該近端部まで延長する電極接続ワイヤに接続された前記遠 端部付近の電極と、前記近端部まで延長する温度センサ接続ワイヤに接続された 前記遠端部付近の温度センサとを有するカテーテルと、 前記カテーテルの近端部に接続可能な高周波電力発生器と を備え、該発生器が （ａ）電力出力信号に基いて高周波電力を前記電極に供給する電源と、 （ｂ）前記温度センサから実際温度信号を受取り、かつ前記実際温度信号と温 度設定点との間の差を表わす大きさを持つ制御信号に基いて電力出力信号を変調 するように接続された、前記温度センサにおける温度を制御する手段と、 （ｃ）前記電源を前記電極接続ワイヤに接続し、かつ前記温度制御手段を前記 温度センサ接続ワイヤに接続する手段と、 （ｄ）選択された電力レベルを表わす大きさを持つ別の制御信号を提供する手 段と、 （ｅ）前記別の制御信号を提供する前記手段に接続されて、前記別の制御信号 の大きさに従って、前記実際温度信号あるいは前記温度設定点の如何に拘わらず 、前記電極に供給される高周波電力を制限する手段と、 を含むシステム。 １６． 前記制限手段が、前記高周波電力の電源と前記接続手段とに接続され たコンパレータを含む請求の範囲第１５項記載のシステム。 １７． 前記電極のインピーダンスと、前記電極に供給される高周波電力と、 前記実際温度信号とを含むグループから選択された第１のパラメータに基いて、 前記高周波電力発生器の動作を不能状態にする第１の手段を更に備える請求の範 囲第１５項記載のシステム。 １８． 前記不能状態にする第１の手段が、前記電源に接続されたマイクロプ ロセッサを含み、該マイクロプロセッサが、前記第１のパラメータの少なくとも １つが第１の限度を越えるならば、前記高周波電力発生器を不能状態にするよう にプログラムされたソフトウエア・プログラムによって制御される請求の範囲第 １７項記載のシステム。

───────────────────────────────────────────────────── 【要約の続き】

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．ＲＦ電力により励起される組織を所望の温度に維持するため電源出力から調 整されたＲＦ電力を供給するための調整済みＲＦ電源であって、 所望の温度を表わす大きさを持つ温度設定点信号を提供する手段と、 ＲＦ電力により励起される組織に熱的に接続されて、ＲＦ電力により励起され る組織の実際温度を表わす大きさを持つ実際温度信号を生成する手段と、 前記温度設定点信号と前記実際温度信号とを受取るように接続されて、所望の 温度と実際温度との間の差を表わす大きさを持つ電力設定点信号を生成する手段 と、 前記電源出力に接続されて、ＲＦ電源により供給される調整済みＲＦ電力の大 きさを表わす大きさを持つ実際電力信号を生成する手段と、 前記電力設定点信号と前記実際電力信号とを受取るように接続されて、電力測 定信号と温度エラー信号との大きさ間の差を表わす大きさを持つ電力出力信号を 生成する手段と、 予め選択された周波数を持つ実質的に正弦波のＲＦ信号を表わす一連のディジ タル値を提供するディジタルＲＦ信号発生器と、 前記ディジタルＲＦ信号発生器に接続されたディジタル入力と、前記電力出力 信号を受取るように接続されたアナログ電圧入力と、アナログ出力とを有し、前 記予め定めた周波数を持ち、かつ所望の温度を維持するためアナログＲＦ信号の 振幅を増加するように前記電力制御信号の大きさにより制御される大きさを持つ 前記アナログ出力にアナログ正弦波ＲＦ信号を提供する乗算ディジタル／アナロ グ・コンバータ（ＤＡＣ）と、 を備える電源。 ２．心臓の組織の高周波切除のためのシステムであって、 近端部と遠端部と、該近端部まで延長する電極接続ワイヤに接続された前記遠 端部付近の電極と、前記近端部まで延長する温度センサ接続ワイヤに接続された 前記遠端部付近の温度センサとをを持つカテーテルと、 前記カテーテルの前記近端部に接続された高周波電力発生器とを備え、該発生 器が （ａ）ディジタル化された正弦波ＲＦ信号を提供するディジタルＲＦ信号発生 器と、前記ディジタル化ＲＦ信号を受取るように接続されたディジタル入力と、 変更可能な大きさを持つ電力出力信号を受取る基準電圧入力と、電力出力信号の 大きさに基いて、増幅器を介して高周波電力を前記電極へ供給するアナログ出力 とを含む電源と、 （ｂ）前記電源に接続されて、該電源から電極へ供給される高周波電力を測定 して実際電力信号を生じる手段と、 （ｃ）温度設定点信号と温度センサからの実際温度信号とを受取り、該信号間 の差に基いて電力設定点信号を生じるアナログ温度コントローラと、 （ｄ）高周波電力を測定する手段と、アナログ温度コントローラとに接続され て、該アナログ電力コントローラが電力設定点信号と実際電力信号とを受取り、 該信号間の差に基いて電力出力信号の大きさを変えるアナログ電力コントローラ と、 （ｅ）前記アナログ温度コントローラに接続されて、前記温度設定点信号を提 供する制御手段と、 （ｆ）前記電源を前記電極接続ワイヤに接続し、かつ前記温度コントローラを 前記温度センサ接続ワイヤに接続する手段と、 を含むシステム。 ３．電力可能化信号あるいは電力不能化信号を選択された時間間隔で交互に提供 するパルス動作制御手段と、 前記ディジタルＲＦ信号発生器が、前記電力可能化信号と前記電力不能化信号 とを受取るように前記パルス動作制御手段に接続されて、更に 前記電力可能化信号と前記電力不能化信号とに応答して、前記電力可能化信号 が受取られる時にのみ前記ＲＦ信号を提供し、さもなければゼロ信号を提供する パルス動作手段を備える請求の範囲第１項記載の電源。 ４．電力可能化信号あるいは電力不能化信号を選択された時間間隔で交互に提供 するパルス動作制御手段を更に備え、 前記ディジタルＲＦ信号発生器が、前記電力可能化信号および前記電力不能化 信号を受取るように前記パルス動作制御手段に接続されて、更に 前記電力可能化信号と前記電力不能化信号とに応答して、該電力可能化信号が 受取られる時にのみ前記ＲＦ信号を提供し、さもなければ、ゼロ信号を提供する パルス動作手段を更に備える請求の範囲第２項記載の電源。 ５．組織の高周波切除のためのシステムであって、 近端部と遠端部と、該近端部まで延長する電極接続ワイヤに接続された該遠端 部付近の電極と、前記近端部まで延長する温度センサ接続ワイヤに接続された前 記遠端部付近の温度センサとを有するカテーテルと、 前記カテーテルの近端部に接続可能な高周波電力発生器と を備え、 前記発生器が、 （ａ）電力出力信号に基いて高周波電力を電極へ供給する電源手段と、 （ｂ）前記温度センサから実際温度信号を受取り、かつ前記実際温度信号と温 度設定点との間の差に基いて電力出力信号を変調するように接続された、前記温 度センサにおける温度を制御する手段と、 （ｃ）前記電力電源手段と、前記高周波電力発生器に対する唯一つの電源手段 として前記制御手段とに接続されて、スプリアスな接地差電流を低減するかある いは排除するバッテリと、 （ｄ）前記電源手段を前記電極接続ワイヤに接続し、かつ前記温度制御手段を 前記温度センサ接続ワイヤに接続する手段と、 を含むシステム。 ６．前記電極が前記カテーテルの遠端部にある請求の範囲第５項記載のシステム 。 ７．前記電源が、電源変圧器に接続された高周波発振器を含む請求の範囲第５項 記載のシステム。 ８．前記電源変圧器が、前記電力出力信号を受取るように前記電力コントローラ に接続される請求の範囲第７項記載のシステム。 ９．前記電力設定点信号が、実際温度信号と温度設定点信号との間の差に比例す る請求の範囲第５項記載のシステム。 １０．前記高周波電力発生器から前記温度センサを光学的に遮蔽する手段を更に 備える請求の範囲第５項記載のシステム。 １１．高周波切除のためのシステムであって、 近端部と遠端部と、該近端部まで延長する電極接続ワイヤに接続された前記遠 端部付近の電極と、前記近端部付近の検証回路とを有するカテーテルと、 前記カテーテルの近端部に接続可能な高周波電力発生器と、 前記検証回路へ電流を供給する電流供給源と、 前記検証回路を介する電流を検出する手段と、 前記高周波電力発生器を前記電極接続ワイヤに接続し、かつ前記電流供給源を 前記検証回路に接続する手段と、 前記検証回路を介する電流が選択された範囲外にあるならば、前記高周波電力 発生器を不動作状態にする手段と を含むシステム。 １２．前記検出手段が、前記検証回路における電圧に応答する電圧センサに接続 されるマイクロプロセッサを含む請求の範囲第１１項記載のシステム。 １３．前記不動作状態にする手段が、マイクロプロセッサに接続されかつ前記接 続手段に接続されたリレーを含む請求の範囲第１１項記載のシステム。 １４．前記検証回路が、該検証回路に流れる電流が選択された範囲内にある時に 短絡回路を含む請求の範囲第１１項記載のシステム。 １５．組織の高周波切除のためのシステムにおいて、 近端部と遠端部と、該近端部まで延長する電極接続ワイヤに接続された前記遠 端部付近の電極と、前記近端部まで延長する温度センサ接続ワイヤに接続された 前記遠端部付近の温度センサとを有するカテーテルと、 前記カテーテルの近端部に接続可能な高周波電力発生器と を備え、該発生器が （ａ）電力出力信号に基いて高周波電力を前記電極に供給する電源と、 （ｂ）前記温度センサから実際温度信号を受取り、かつ前記実際温度信号と温 度設定点との間の差を表わす大きさを持つ制御信号に基いて電力出力信号を変調 するように接続された、前記温度センサにおける温度を制御する手段と、 （ｃ）前記電源を前記電極接続ワイヤに接続し、かつ前記温度制御手段を前記 温度センサ接続ワイヤに接続する手段と、 （ｄ）選択された電力レベルを表わす大きさを持つ別の制御信号を提供する手 段と、 （ｅ）前記別の制御信号を提供する前記手段に接続されて、前記別の制御信号 の大きさに従って、前記実際温度信号あるいは前記温度設定点の如何に拘わらず 、前記電極に供給される高周波電力を制限する手段と、 を含むシステム。 １６．前記制限手段が、前記高周波電力の電源と前記接続手段とに接続されたコ ンパレータを含む請求の範囲第１５項記載のシステム。 １７．前記電極のインピーダンスと、前記電極に供給される高周波電力と、前記 実際温度信号とを含むグループから選択された第１のパラメータに基いて、前記 高周波電力発生器の動作を不能状態にする第１の手段を更に備える請求の範囲第 １５項記載のシステム。 １８．前記不能状態にする第１の手段が、前記電源に接続されたマイクロプロセ ッサを含み、該マイクロプロセッサが、前記第１のパラメータの少なくとも１つ が第１の限度を越えるならば、前記高周波電力発生器を不能状態にするようにプ ログラムされたソフトウエア・プログラムによって制御される請求の範囲第１７ 項記載のシステム。