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

Device and method for ablating tissue while monitoring tissue impedance

Info

Publication number
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
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
signal
tissue
measured
electrode
voltage
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Withdrawn
Application number
JP5206749A
Other languages
Japanese (ja)
Inventor
D Edwards Stewart
ディー. エドワーズ スチュワート
A Stern Roger
エイ. スターン ロジャー
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
EP TECHNOL Inc
Original Assignee
EP TECHNOL Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by EP TECHNOL Inc filed Critical EP TECHNOL Inc
Priority to JP5206749A priority Critical patent/JPH0779996A/en
Publication of JPH0779996A publication Critical patent/JPH0779996A/en
Withdrawn legal-status Critical Current

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  • Surgical Instruments (AREA)
  • Media Introduction/Drainage Providing Device (AREA)

Abstract

(57)【要約】 【目的】 組織インピーダンス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
きる装置を提供する。 【構成】 組織切除装置10はモニタ手段76を備えて
いる。モニタ手段76は、電極部分16に送達される電
流及び電圧を測定し、測定された電流信号及び測定され
た電圧信号を発生させる。また、モニタ手段76は、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
って、測定された組織インピーダンス信号を得て、これ
に基づいて、所定機能を行うための制御信号を発生させ
る。
(57) [Summary] [Object] To provide an apparatus capable of accurately and safely excising tissue by controlling electric power according to tissue impedance. [Structure] The tissue excision device 10 includes a monitor means 76. The monitoring means 76 measures the current and voltage delivered to the electrode portion 16 and produces a measured current signal and a measured voltage signal. The monitor means 76 also obtains the measured tissue impedance signal by dividing the measured voltage signal by the measured current signal and, based on this, generates a control signal for performing a predetermined function.

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。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。
FIELD OF THE INVENTION This invention relates generally to catheters and associated power sources. More specifically, the present invention relates to an ablation catheter that transmits energy to create a lesion for therapeutic purposes after being steered and manipulated in an internal region of the body.

【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。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。
In today's medical procedures, physicians use catheters to access internal regions of the body to ablate areas of tissue of interest. It is important for the physician to carefully and accurately control the energy emission within the body used to ablate 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。電気生理学的治療と呼ばれるこれらの処置は、
心臓のリズム障害を治療するためにさらに広く用いられ
てきている。
The need for careful and precise control over the catheter is particularly critical during the procedure of ablating tissue within the heart. These procedures, called electrophysiological therapy,
It has been more widely used 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。次に、医師は操
縦機構をさらに操作して、カテーテルの末端に取り付け
られた電極が、切除されるべき組織に直接接するように
する。医師は、組織を切除して損傷を形成するように、
ラジオ波エネルギーを電極の先端から組織を通して不関
電極へ放射する。
During these procedures, the physician advances the catheter through the vena cava or aorta (typically the femoral artery) to the interior region of the heart to be treated. The physician then further manipulates the steering mechanism so that the electrodes attached to the distal end of the catheter are in direct contact with the tissue to be excised. The doctor will remove the tissue to form the lesion,
Radio frequency energy is radiated from the tip of the electrode through the tissue to the indifferent 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、
必要とする。
Ablation of the heart is particularly characterized by its ability to accurately monitor and control the emission of energy from the ablation electrodes.
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。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。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。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。
In the conventional device, the radio frequency power to the ablation electrode is controlled based on the result of the root mean square of the radio frequency voltage and current. However, in the conventional device, even if there is a sudden displacement of the position of the ablation electrode or blood coagulation on the ablation electrode, power is delivered to the ablation electrode regardless of them. Moreover, the contact state between the ablation electrode and the tissue cannot be confirmed. For this reason, the conventional device has a problem that the target tissue cannot be accurately excised, or the magnitude of damage that occurs cannot be controlled.

【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。
The present invention has been made in view of the above circumstances, and has a function of monitoring the tissue impedance, and by controlling the electric power in accordance with the function, the tissue can be excised accurately and safely. It is an object of the present invention to provide a tissue excision device that can.

【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、
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。
SUMMARY OF THE INVENTION A tissue ablation device of the present invention comprises a source of ablation energy and electrode means electrically connected to the source for emitting energy at the ablation site.
Current monitor means for measuring the current transmitted to the electrode means and generating a measured current signal, voltage monitor means for measuring the voltage at the electrode means and generating a measured voltage signal, and measured tissue It comprises means for dividing the measured voltage signal by the measured current signal to obtain an impedance signal, and control means for performing a predetermined function based on the measured tissue impedance signal, whereby 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。
The control means may measure a change in the measured tissue impedance signal during a selected time period and generate a control signal based on a predetermined criterion.

【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。
The control means may generate a command signal to interrupt the energy to the electrode means when the measured tissue impedance signal falls outside a predetermined range.

【0011】前記所定範囲が約50〜300オームであ
ってもよい。
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。
When the measured tissue impedance signal starts within a predetermined range and increases over time beyond the predetermined range, suggesting that blood is coagulating on the electrode means. In addition, the control means may generate the 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。
Even if the control means generates a control signal in response to an increase in the measured tissue impedance signal above a predetermined amount, which indicates the onset of coagulation or a sudden shift in the position of the electrode means. 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。
The control means generates a control signal when the measured tissue impedance signal exceeds a predetermined maximum value to indicate poor contact between the electrode means and the skin or electrical failure in the device. 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。
The source is a device for generating radio frequency energy, the device comprising means for obtaining a root mean square current signal based on the measured radio frequency current signal and a measured radio frequency voltage signal. And a means for obtaining a root mean square voltage signal according to the above, wherein the measured tissue impedance signal is obtained by dividing the root mean square voltage signal by the root 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。
The control means may include display means for displaying the measured tissue impedance signal in a user-readable form.

【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。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 present invention provides an improved device for tissue ablation. The device has a source of ablation energy and an electrode portion electrically connected to the source for emitting 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 device measures the current delivered to the electrode portion to produce a measured current signal and the voltage at the electrode portion to produce a measured voltage signal.

【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。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。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。
According to the invention, the measured tissue impedance signal is obtained by dividing the measured voltage signal by the measured current signal. The device also includes a controller that performs a predetermined function based on the measured tissue impedance signal. The measured tissue impedance signal indicates a particular physiological condition at the ablation site that would otherwise be undetected.

【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。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。
For example, when the measured tissue impedance signal starts within a predetermined range and increases over time over the predetermined range, this indicates that blood is coagulating on the electrode portion. ing. The 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、
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。制御装置はこの状態のときも制御信号を発
生する。
As another example, when the increase in the measured tissue impedance signal occurs over a predetermined amount,
This indicates the onset of solidification or a sharp shift in the position of the electrode parts. The control device also generates a control signal 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。制御装置はこのときも制御信号を発生する。
As another example, when the measured tissue impedance signal exceeds a predetermined maximum value, this indicates poor contact between the electrode portion and the skin or electrical failure in the device. The control device 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。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。
Depending on the criteria set by the user, the controller also serves to interrupt the release of ablation energy from the electrode portion. It is also possible to display the measured tissue impedance signal in a user-readable form.

【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。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。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。
In one embodiment, the source produces radio frequency energy. In such a configuration, the device obtains a root mean square current signal and a root mean square voltage signal based on the measured radio frequency current signal. Also, the tissue impedance signal measured is obtained by dividing the root mean square voltage signal by the root mean square current signal.

【0025】[0025]

【実施例】以下、本発明を実施例について説明する。EXAMPLES The present invention will be described below with reference to examples.

【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。
装置10は、ラジオ波エネルギーを送達するラジオ波発
生器12を備えている。装置10はまた、ラジオ波放射
用先端電極16を有する操縦可能なカテーテル14を備
えている。
FIG. 1 illustrates an apparatus 10 for performing an ablation on human tissue that embodies features of the present invention.
The device 10 comprises a radio frequency generator 12 that delivers radio frequency energy. The device 10 also includes a steerable catheter 14 having a tip electrode 16 for radio frequency radiation.

【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。この構成において、装置10は、
スキンパッチ電極を備えている。この電極は不関第2電
極18として機能する。使用に際して、不関電極18
は、患者の背中又はその他の外部皮膚領域へ付着する。
In the illustrated embodiment, the device 10 operates in a monopolar mode. In this configuration, the device 10
Equipped with skin patch electrodes. This electrode functions as the indifferent second electrode 18. In use, indifferent electrode 18
Adheres to the patient's back or other external 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。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。
Alternatively, the device 10 can also operate in bipolar mode. In this mode, the catheter 14 is provided with both electrodes.

【0029】図示される実施例において、切除電極16
及び不関電極18はプラチナからなる。
In the illustrated embodiment, the ablation electrode 16
The indifferent electrode 18 is 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。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。
The device 10 can be used in many different environments. Described herein is a device 10 when used to perform ablative treatments 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。次
に、医師は、先端電極16が切除対象の心臓内の組織に
接するように配置するためにカテーテル14をさらに操
作する。ユーザは、接触した組織上に損傷を形成するた
めに、先端電極16内へ発生器12からラジオ波エネル
ギーを送る。
When used for this purpose, the physician advances the catheter 14 through the vena cava or aorta (typically the femoral artery) to the interior region of the heart to be treated. Next, the physician further manipulates the catheter 14 to position the tip electrode 16 against tissue within the heart to be ablated. The user sends radio frequency energy from the generator 12 into the tip electrode 16 to create lesions on the contacted tissue.

【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。ハンド
ル20はカテーテル先端24のための操縦用機構26を
内蔵している。ハンドル20の後方から延びているケー
ブル28はプラグ(不図示)を有している。プラグは、
切除電極16へラジオ波エネルギーを送るために、カテ
ーテル14を発生器12に接続する。ラジオ波は、損傷
を形成するように組織に熱を加える。
In the embodiment shown in FIG. 1, the catheter 14 comprises a handle 20, a guide tube 22 and a tip 24, which is provided with a tip electrode 16 (hereinafter also referred to as ablation electrode). There is. The handle 20 incorporates a steering mechanism 26 for a catheter tip 24. The cable 28 extending from the rear of the handle 20 has a plug (not shown). The plug is
Catheter 14 is connected to generator 12 for delivering radio frequency energy to ablation electrode 16. The radio frequency heats the tissue to form the lesion.

【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。操縦用機構26を
左に回転させると左操縦用ワイヤが引っ張られ、先端2
4が左へ曲げられる。同様に、操縦用機構26を右へ回
転させると右操縦用ワイヤが引っ張られ、先端24が右
へ曲げられる。このように、医師は、切除されるべき組
織に接するように切除電極16を操縦する。
Left and right steering wires (not shown) extend through the guide tube 22 so as to interconnect the steering mechanism 26 to the left and right sides of the tip 24. When the steering mechanism 26 is rotated counterclockwise, the left steering wire is pulled and the tip 2
4 is bent to the left. Similarly, rotating the steering mechanism 26 to the right pulls the right steering wire and bends the tip 24 to the right. Thus, the physician steers the ablation electrode 16 to contact 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 comprises a radio frequency power supply 30 which is connected to the first and second conductors 34 and 36 through a main isolation transformer 32.

【0035】図示される環境において、電力供給源30
は、500kHzの周波数で50ワットまでの電力を送
達する。第1の伝導線34は切除電極16まで続いてい
る。第2の伝導線36は不関パッチ電極18まで続いて
いる。
In the illustrated environment, the power supply 30
Delivers up to 50 watts of power at a frequency of 500 kHz. The first conductive line 34 extends to the ablation electrode 16. The second conductive line 36 continues to 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
図2及び図3に示すように、装置10は、発生器12に
よって患者へ送達されるラジオ波電流及びラジオ波電圧
を測定するための第1のモニタ手段38を備えている。
第1のモニタ手段38はまた、RMS(二乗平均され
た)電圧(単位ボルト)、RMS電流(単位アンペア)
及び実際の位相敏感電力(単位ワット)を示す制御信号
を導出し、発生器12の他の制御機能を支援する。
The actual and apparent radio frequency power monitor
As shown in FIGS. 2 and 3, the device 10 comprises first monitoring means 38 for measuring the radiofrequency current and the radiofrequency voltage delivered by the generator 12 to the patient.
The first monitor means 38 also includes RMS (root mean square) voltage (in volts), RMS current (in amps).
And a control signal indicative of the actual phase sensitive power (in watts) is derived 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。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。
The first monitor means 38 can have various structures and configurations. In the illustrated embodiment, the first monitoring means 38 passes radio waves from the first line 34 through the tissue to the second line 36 (ie, from the ablation electrode 16 to the indifferent patch electrode 18). A current monitor 40 for measuring the current is provided.

【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。電圧モニタ手段42は、第1及
び第2の伝導線34及び36の間(つまり、切除電極1
6と不関パッチ電極18との間)に発生されるラジオ波
電圧を測定する。
The first monitor means 38 also comprises voltage monitor means 42. The voltage monitoring means 42 is arranged between the first and second conducting wires 34 and 36 (ie the ablation electrode 1
6 and the indifferent patch electrode 18).

【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。第1の制御出力44
は、切除電極16によって伝導されるRMS電流を表す
信号を伝える。
The first monitor means 38 has three control outputs 44, 46 and 48. First control output 44
Carries 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 carries a signal representative of the RMS voltage between the ablation electrode 16 and the 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 carries 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
に示すように)、電流モニタ手段40は、第2の伝導線
36において接続される分離された電流感知変圧器50
を有している。この構成において、電流感知変圧器50
は、切除電極16を通して不関パッチ電極18へ通過す
るラジオ波電流を直接測定する。
In the illustrated embodiment (FIGS. 2 and 3)
(As shown in FIG. 2), the current monitoring means 40 includes an isolated current sensing transformer 50 connected at the second conducting wire 36.
have. In this configuration, the current sensing transformer 50
Directly measures the radio frequency current passing through the ablation electrode 16 to the indifferent patch electrode 18.

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

【0044】電流感知変圧器50は、第1の制御出力4
4へ接続されており、RMS電流を求める。第1の制御
出力44は、この機能を行うために集積回路のRMSコ
ンバータ52を備えている。RMS電流コンバータは先
ず、電流感知変圧器50からのラジオ波電流入力信号を
二乗し、次に、二乗された信号をユーザ規定の期間にわ
たって平均化する(図示される実施例においては約0.
01秒に一度である)。RMS電流コンバータ52は次
に、平均二乗値の平方根を取る。得られる出力はRMS
電流を表す。
The current sensing transformer 50 has a first control output 4
4 and determines the RMS current. The first control output 44 comprises an integrated circuit RMS converter 52 to perform this function. The RMS current converter first squares the radio frequency current input signal from the current sensing transformer 50 and then averages the squared signal over a user-defined period (in the illustrated embodiment, about 0.
Once every 01 seconds). The RMS current converter 52 then takes the square root of the mean square value. The output obtained is RMS
Represents 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 takes the form of a relatively slowly changing signal as compared to a rapidly changing radio frequency current input 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。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。
As shown in FIGS. 2 and 3, the voltage monitoring means 42 comprises a separate voltage sensing transformer 54 connected between the first and second conducting wires. In this configuration, the voltage sensing transformer 54 directly measures the radio frequency voltage on the body tissue between the ablation electrode 16 and the indifferent patch electrode 18.

【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
zの速度で変化するラジオ波信号である。
Similar to the value measured by the current sensing transformer 50, the measured voltage value is the selected 500 kH.
It is a radio frequency signal that changes at the speed of z.

【0048】電圧感知変圧器54は、第2の制御出力4
6へ接続されており、RMS電圧を求める。第2の制御
出力46は、この機能を行うための集積回路のRMSコ
ンバータ56を有している。RMS電圧コンバータ56
は、ラジオ波電圧入力信号を二乗し、次に、電流コンバ
ータ52によって用いられる期間と同一のユーザ規定期
間にわたってそれを平均化する。次に、RMS電圧コン
バータ56は、平均二乗電圧値の平方根を取る。
The voltage sensing transformer 54 has a second control output 4
6 and determines the RMS voltage. The second control output 46 comprises an integrated circuit RMS converter 56 for performing this function. RMS voltage converter 56
Squares the radio frequency voltage input signal and then averages it over the same user-defined period used by the current converter 52. The RMS voltage converter 56 then takes 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 resulting RMS voltage signal (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
8にも接続されており、実際の位相敏感電力を求める。
第3の制御出力48は、この機能を行うためのアナログ
乗算器集積回路58を有している。乗算器回路は、一入
力として、電流感知変圧器50からのラジオ波入力電流
信号を直接受け取る。乗算器回路58は、第2の入力と
して、電圧感知変圧器54からのラジオ波入力電圧信号
を直接受け取る。
The voltage sensing transformer 54 has a third control output 4
8 is also connected to obtain the actual phase sensitive power.
The third control output 48 has an analog multiplier integrated circuit 58 to perform this function. The multiplier circuit directly receives as one input the radio frequency input current signal from the current sensing transformer 50. The multiplier circuit 58 directly receives the radio frequency input voltage signal from the voltage sensing transformer 54 as a second input.

【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 and represents the actual radio frequency 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。
The power value (as well as its component current and voltage inputs) is a radio frequency signal that varies at a relatively radio frequency rate.

【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。500kHzのラジオ波速度で動作
する図示される実施例において、フィルタ60の選択さ
れた遮断周波数は、約100Hzである。急速に変化す
る測定される入力電力値は、フィルタ60によってロー
パスフィルタされ、比較的ゆっくりと変化する信号とな
る。
The third control output 48 also has a low pass filter 60. In the illustrated embodiment operating at a radio frequency of 500 kHz, the selected cutoff frequency of filter 60 is approximately 100 Hz. The rapidly changing measured input power value is low pass filtered by filter 60 into a relatively slowly changing 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。
This signal represents the actual phase sensitive power signal of the radio frequency energy delivered by the ablation electrode 16 to the tissue of interest.

【0055】第1、第2及び第3の制御出力44、46
及び48は、それぞれ、適切なインラインスケーリング
回路62を備えている。スケーリング回路62は、RM
S電流信号、RMS電圧信号、及び実際の位相敏感電力
信号を、発生器12の残りの回路構成によって使用可能
となるような特定の電圧範囲にスケール(比例変換)す
る。図示される実施例において、スケールされる範囲は
0.0から5.0ボルトである。
First, second and third control outputs 44, 46
And 48 each include a suitable in-line scaling circuit 62. The scaling circuit 62 uses the RM
The S current signal, the RMS voltage signal, and the actual phase sensitive power signal are scaled (proportional converted) to a specific voltage range as enabled by the rest of the generator 12 circuitry. In the illustrated embodiment, the scaled range is 0.0 to 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。コンバータ6
4は、アナログRMS電流出力信号、RMS電圧出力信
号、及び実際の位相敏感電力信号のうち選択される1つ
又はそれ以上をデジタル化する。
The first monitor means 38 also comprises an analog-to-digital converter 64. Converter 6
4 digitizes one or more selected analog RMS current output signals, RMS voltage output signals, and actual phase sensitive power signals.

【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。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。
The digital output (s) of converter 64 can be used to display the measurement results. In the illustrated embodiment, the device 10 includes a first digital display 66 on the generator 12 to show the actual phase sensitive power signal to the user.

【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。図示される実施例において、装置10
は、切除電極16でのラジオ波電力を制御するために、
ラジオ波出力電圧を所望の範囲又は一定値に維持するフ
ィードバックループ内で、デジタル化された出力を用い
る。発生器12によって送達される電力を制御すること
によって、医師は、切除処置の間に、所望の深さの損傷
を再現可能に形成することができる。
The digital output (s) of converter 64 can also be used to control the operation of generator 12. In the illustrated embodiment, the device 10
To control the radio frequency power at the ablation electrode 16,
The digitized output is used in a feedback loop that maintains the radio frequency output voltage in the desired range or constant value. By controlling the power delivered by the generator 12, the physician can reproducibly create the desired depth of injury during the ablation procedure.

【0059】この構成において、装置10は、発生器1
2のための実際の位相敏感電力に対する所望の動作値を
ユーザが入力するための入力装置68を備えている。装
置10は、電力制御手段70を備えている。電力制御手
段70は、所望の電力を実際の位相敏感電力と比較する
ための比較器71を有している。比較器の出力は、測定
される実際の電力と設定値電力との間の誤差を最小とす
るように、ラジオ波電力供給源30の出力電圧を変化さ
せる。
In this configuration, the device 10 comprises the generator 1
An input device 68 is provided for the user to enter the desired operating value for the actual phase sensitive power for the two. The device 10 includes power control means 70. The power control means 70 has a comparator 71 for comparing the desired power with the actual phase sensitive power. The output of the comparator varies the output voltage of the radio frequency power source 30 so as to minimize the error between the measured actual power and the setpoint power.

【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。電力制御手段70は、見かけ上の電力を計算し、計
算された見かけ上の電力を実際の位相敏感電力と比較す
ることによってこの機能を行う。ラジオ波電圧と電流信
号とが全く同位相であれば、見かけ上の電力と実際の位
相敏感電力とは同一となる。しかしながら、位相差があ
る場合には、実際の位相敏感電力は、位相角の余弦を表
す係数の分だけ、見かけ上の電力とは異なっている。
In the illustrated embodiment, the power control means 70 also monitors the phase difference between the radio frequency voltage and the current. The power control means 70 performs this function by calculating the apparent power and comparing the calculated apparent power with the actual phase sensitive power. If the radio frequency voltage and the current signal have exactly the same phase, the apparent power and the actual phase sensitive power are the same. However, when there is a phase difference, the actual phase sensitive power differs from the apparent power by the coefficient representing the cosine of the phase angle.

【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。乗算器回路72の得られる出力
は、装置10の見かけ上の(つまり、位相敏感ではな
い)電力を形成する。電力制御手段70は、得られる見
かけ上の電力を実際の位相敏感電力と比較するための比
較器74を有している。比較器74の出力の大きさは、
位相シフトの量を表す。
In the illustrated embodiment, the power control means 70 comprises a multiplier circuit 72 which determines the product of RMS current and RMS voltage. The resulting output of multiplier circuit 72 forms the apparent (ie, phase insensitive) power of device 10. The power control means 70 comprises a comparator 74 for comparing the resulting apparent power with the actual phase sensitive power. The magnitude of the output of the comparator 74 is
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。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。
When the output of the phase shift comparator 74 exceeds a predetermined amount, the power control means 70 generates a warning signal indicating that a phase shift has occurred between the radio frequency voltage and the current. The device 10 may also include a flashing light and an alarm sound (not shown) to alert the user.

【0063】電力制御手段70は、位相シフト比較器7
4の出力が閾値量よりも上の許容可能な範囲内のままで
ある場合には、一定値の電力を維持するように動作す
る。電力制御手段70は、位相シフト比較器74の出力
がこの範囲を越えて増大した場合には、供給源30の出
力電圧を低下させるように動作する。位相シフト比較器
74の出力が最大閾値を越える位相シフトを示す場合に
は、電力制御手段70は、切除電極16への全ての電力
を遮断するための信号を発生させる。
The power control means 70 includes a phase shift comparator 7
If the output of 4 remains within the acceptable range above the threshold amount, it operates to maintain a constant value of power. The power control means 70 operates to reduce the output voltage of the source 30 if the output of the phase shift comparator 74 increases beyond this range. If the output of the phase shift comparator 74 indicates a phase shift above the maximum threshold, the power control means 70 will generate a signal to shut off 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。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。
Monitoring Tissue Impedance As shown in FIG. 4, the device 10 further comprises second monitoring means 76 for determining the impedance of the tissue undergoing ablation. The second monitor means 76 functions not only to obtain the tissue impedance in absolute terms, but also to record changes in the 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。
The second monitor means 76 generates an appropriate control signal based on the observed absolute value and the sensed change in tissue impedance according to preprogrammed criteria.

【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。図示される実施例において、第
2のモニタ手段76はマイクロプロセッサ78を備えて
いる。マイクロプロセッサ78は、所定の間隔で(例え
ば、20ミリ秒毎、50Hzのサンプリングレートを表
す)、アナログからデジタルへのコンバータ64のデジ
タル化された出力をサンプルする。
The second monitor means 76 can have various structures and configurations. In the illustrated embodiment, the second monitor means 76 comprises a microprocessor 78. Microprocessor 78 samples the digitized output of analog-to-digital converter 64 at predetermined intervals (eg, representing a sampling rate of 50 Hz every 20 milliseconds).

【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。数値結果は、
サンプルに対する組織インピーダンス(単位オーム)で
ある。好ましくは、装置10は、サンプルされた組織イ
ンピーダンスをユーザに示す第2の表示装置80を発生
器12上に有している。
Microprocessor 78 also divides the sampled and digitized RMS voltage signal by the sampled and digitized RMS current signal. The numerical result is
Tissue impedance (in ohms) for the sample. Preferably, the device 10 has a second display 80 on the generator 12 that shows the sampled tissue impedance to the user.

【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。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。
The microprocessor 78 also maintains a record of the sampled tissue impedance over time. From this record, microprocessor 78 calculates the change in tissue impedance during the selected interval and generates an appropriate control signal based on a predetermined criterion.

【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。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
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。
The predetermined criteria by which the microprocessor 78 generates the control signal based on the tissue impedance can be changed. Preferably, the tissue impedance control signal is the power control means 7 just described.
Used to improve zero monitoring 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。心臓の切除処置のための
組織インピーダンスに対する設定範囲は、約50〜30
0オームであると考えられる。
In the illustrated embodiment, when the measured tissue impedance is outside the predetermined set range, the microprocessor 78 causes the power to the ablation electrode 16 no matter how the actual phase sensitive power level is sensed. A command signal is generated to shut off the signal. The setting range for tissue impedance for cardiac ablation procedures is approximately 50-30.
Considered to be 0 ohms.

【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。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。組織インピーダンスの急速な
変動はまた、切除電極16と目的組織との間の接触状態
が悪いことを示唆し得る。全てが迅速な対応を要求す
る。例えば、切除電極16の撤退及び洗浄、又は切除電
極16の再配置である。
If the tissue impedance begins to be in the set range and increases beyond it over time, the most likely cause is coagulation of blood on the ablation electrode 16. A sudden rise in tissue impedance over the set range suggests a sudden onset of blood coagulation or a sudden shift in the position of the ablation electrode 16. Rapid changes in tissue impedance may also indicate poor contact between the ablation electrode 16 and the target tissue. Everything requires prompt attention. For example, withdrawal and cleaning of the ablation electrode 16 or rearrangement 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。
The device 10 preferably includes a flashing light and an alarm sound (not shown) to alert the user when these conditions occur.

【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。この場合も、迅速な補正動作が
要求される。
The very high tissue impedance may indicate poor contact of the indifferent electrode 18 to the skin or electrical problems in the device 10. Also in this case, a quick 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。この構成において、組織イ
ンピーダンスの比較的狭い範囲(例えば、80〜150
オーム)が設立されることができ、この範囲内の比較的
一定の電力を維持する。
If the tissue impedance is within the set range but rises above a predetermined amount within the range, the second monitor means 76 will generate a control signal to reduce rather than interrupt the power output. In this configuration, a relatively narrow range of tissue impedance (eg, 80-150
Ohms) can be 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
2を備えている。第3のモニタ手段82は、切除電極1
6に設けられている温度感知手段84を有している。装
置10は、発生器制御機能を実行するために感知された
組織温度に応答する、発生器12のための制御手段86
を備えている。
Tissue Temperature Monitoring As shown in FIG. 5, the device 10 includes a third monitoring means 8 for sensing the temperature of the tissue in contact with the ablation electrode 16.
Equipped with 2. The third monitor means 82 is the ablation electrode 1
6 has a temperature sensing means 84. The device 10 responds to the sensed tissue temperature to perform a generator control function by a control means 86 for the generator 12.
Is equipped with.

【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。従って、温度感知手段
84は、切除電極16に熱を加えず、或いは熱量の一部
にもならない。それは、接触している組織の本当の温度
を示すように働き、切除電極16へ熱を加えず、また、
切除電極16の周囲の温度によっても影響を受けない。
The thermal insulation means 88 thermally isolates the temperature sensing means 84 from the ablation electrode 16. Therefore, the temperature sensing means 84 does not apply heat to the ablation electrode 16 or become part of the amount of heat. It acts to indicate the true temperature of the tissue in contact, does not apply heat to the ablation electrode 16, and
It is also unaffected by the temperature around the 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
を有している。温度感知手段84がこのウェルを占め
る。
In the embodiment shown in FIGS. 6A to 6C, the ablation electrode 16 has an inner well 90 at its tip 92.
have. The temperature sensing means 84 occupy 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。
In this configuration, the thermal insulation means 88 thermally insulates the temperature sensing means 84 from the inner surface of the well 90 and the rest of the ablation electrode 16.

【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。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。
6 (a)-(c), the temperature sensing means 84 comprises a small bead thermistor 94 having two associated leads 96 and 98. The temperature sensitive 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)〜
(c)を参照)、第3のモニタ手段82は、異なるサー
ミスタ94の中で公称抵抗のズレに対処するようにサー
ミスタ94を較正するための手段132を備えている。
カテーテル14の製造過程に、サーミスタ94の抵抗
が、既知の温度、例えば摂氏75度で、測定される。測
定された値に等しい較正抵抗器134が、カテーテルハ
ンドル20内に組み込まれる。較正抵抗器134のリー
ド線は、第3のモニタ手段82へ接続される。
In the illustrated embodiment (FIG. 6 (a)-
(See (c)), the third monitor means 82 comprises means 132 for calibrating the thermistor 94 to account for deviations in nominal resistance among the different thermistors 94.
During the manufacture of the catheter 14, the resistance of the thermistor 94 is measured at a known temperature, for example 75 degrees Celsius. A calibration resistor 134 equal to the measured value is incorporated into the catheter handle 20. The lead wire of the calibration resistor 134 is connected to the third monitor 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。リード線96及び98
は、#36 AWG信号配線Cu+クラッド鋼鉄(重絶縁)か
らなる。
A thermistor 94 of the type shown is marketed by Fenwal (Massachusetts) under the tradename 111-202CAK-BD1. Leads 96 and 98
Consists of # 36 AWG signal wiring 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。絶縁被覆102は、封止されたリード線96及び9
8もシールドしている。同時に、樹脂100及び被覆1
02は、周囲の切除電極16からサーミスタ94を電気
的に絶縁する。
The casting resin 100 seals the thermistor 94 and the lead wires 96 and 98 in the electrode well. Insulation coating 102 provides sealed leads 96 and 9
8 is also shielded. At the same time, resin 100 and coating 1
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。図示される実施例におい
て、ロックタイト(loctite)接着剤は、注型用樹脂1
00として機能するが、シアノアクリレート接着剤又は
RTV接着剤なども用いられ得る。被覆102は、ポリ
イミド(polyimide)材料からなるが、他の従来の電気
絶縁材料もまた用いられ得る。
The casting resin 100 and the insulating coating 102 can be formed using various materials. In the illustrated embodiment, the loctite adhesive is a casting resin 1
Function as 00, but cyanoacrylate adhesive or RTV adhesive or the like may also be used. The coating 102 comprises a polyimide material, but other conventional electrically 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
8は、封止されたサーミスタ94並びにリード線96及
び98を包み込むチューブ104を有している。熱絶縁
チューブ104自体は、ウェル90の内壁に接着され
る。
In the illustrated embodiment, the thermal insulation means 8
8 has a tube 104 that encloses the sealed thermistor 94 and leads 96 and 98. The heat insulating 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。図示される実施例において、約0.003イ
ンチの厚さの壁を有するポリイミド(polyimide)材料
である。マイラー又はカプトン(kapton)などの他の熱
絶縁材料も用いられ得る。
The heat insulating material of the tube 104 can vary. In the illustrated embodiment, it is a polyimide material having walls about 0.003 inches thick. Other heat insulating materials such as mylar or 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。そこで、リー
ド線96及び98は、ハンドル20から延びているケー
ブル28と電気的に結合している。ケーブルプラグ(不
図示)が発生器12と接続し、サーミスタ94からの信
号を第3のモニタ手段82へ伝達する。
Leads 96 and 98 for the thermistor 94 extend from the electrode well 90 through the guide tube 22 and into the catheter handle 20. There, the leads 96 and 98 are electrically coupled to the cable 28 extending from the handle 20. A cable plug (not shown) connects to the generator 12 and transmits the signal from the thermistor 94 to the third monitor means 82.

【0087】図7(a)〜(c)は、温度感知手段84
のアレイを有する切除電極16の他の実施例を示す。温
度感知手段84の少なくとも1つ、及び好ましくはそれ
らの全てが、図6(a)〜(c)に示されるように切除
電極16から熱的に分離されている。
FIGS. 7A to 7C show the temperature sensing means 84.
7 illustrates another embodiment of an ablation electrode 16 having an array of. At least one, and preferably all of the temperature sensing means 84, are thermally isolated from the ablation electrode 16 as shown in Figures 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。5個のブランチウェル1
08A〜108Eがコアウェル106から延びている。
ブランチウェル108A〜108Eは切除電極16の表
面で開口している。1つのブランチウェル108Aが、
図6(a)〜(c)に示される単一の温度感知手段84
と同様に、切除電極16の先端で開口している。その他
の4つのブランチウェル108B〜108Eは、コアウ
ェル106からある角度をなして45度のアーチ状間隔
で延びている。4つのブランチウェル108B〜108
Eは、切除電極16の側面で開口しており、先端ウェル
ブランチ108Aを囲んでいる。
As shown in FIGS. 7A to 7C, the ablation electrode 16 in the example having a large number of arrays has an internal core well 106. 5 branch wells 1
08A-108E extend from the core well 106.
The branch wells 108A to 108E are open on the surface of the ablation electrode 16. One branch well 108A
A single temperature sensing means 84 shown in Figures 6 (a)-(c).
Similarly to, the ablation electrode 16 is open at the tip. The other four branch wells 108B-108E extend at an angle from the core well 106 at an arcuate spacing of 45 degrees. Four branch wells 108B-108
E opens on the side surface of the ablation electrode 16 and 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。図示される好
ましい実施例において、熱絶縁手段88は、各温度感知
手段84を、関連するブランチウェル108A〜108
Eの内部表面及び切除電極16の残りの部分から熱的に
分離している。
One temperature sensing means 84 occupies each branch well 108A-108E. In the preferred embodiment shown, thermal isolation means 88 includes each temperature sensing means 84 with an associated branch well 108A-108.
It is thermally isolated from the inner surface of E and the rest of the ablation electrode 16.

【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。サーミスタ94の温度感知端は、組織へ複数
箇所で接触するために切除電極16の先端で露出されて
いる。付随するリード線96及び98は、中央コアウェ
ル106内で束にされ、ガイドチューブ22を通ってハ
ンドル20へ延びている。
Similar to the embodiment shown in FIGS. 6A-6C, each temperature sensing means 84 includes a small bead thermistor 94 having two associated leads 96 and 98. The temperature sensitive end of the thermistor 94 is exposed at the tip of the ablation electrode 16 for multiple contact with tissue. The associated leads 96 and 98 are bundled within the central core well 106 and extend through the guide tube 22 to the handle 20.

【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。絶縁被覆102も同様に、封止されたリ
ード線96及び98をシールドしている。それと共に、
樹脂100及び被覆102は各サーミスタ94を周囲の
切除電極16から電気的に絶縁している。
Similar to the embodiment shown in FIGS. 6A to 6C, the casting resin 100 seals each thermistor 94 and its lead wires 96 and 98 in the associated branch well. There is. The insulating coating 102 similarly shields the sealed leads 96 and 98. Along with that
The resin 100 and coating 102 electrically insulate 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。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。
Similar to the embodiment shown in FIGS. 6 (a)-(c), a thermally insulating tube 104 encloses each electrically sealed thermistor 94 and its leads 96 and 98. Further, as in the embodiment shown in FIGS. 6A to 6C, an adhesive bond each heat insulating tube 104 to the inner wall of each branch well 108A to 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。
FIGS. 8A to 8C show still another embodiment of the ablation electrode 16 having a large number of 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。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。
In the structure shown in FIGS. 8A to 8C, the ablation electrode 16 has a front electrode portion 110 and a rear electrode portion 112. The front electrode part 110 and the rear electrode part 112 are generally spherical in shape.

【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。スリ
ーブ114は、一般的に筒状の形状である。得られる
「ピーナツ」型は、心臓の弁の部分内での使用に非常に
適している。
The electrically and thermally insulating sleeve 114 separates the front electrode part 110 and the rear electrode part 112. The sleeve 114 is generally cylindrical in shape. The resulting "peanut" type is well suited for use within the valve portion of the heart.

【0096】図示される実施例において、前方電極部1
10及び後方電極部112はプラチナからなる。スリー
ブ114はポリスルホン材料からなる。
In the illustrated embodiment, the front electrode portion 1
10 and the rear electrode part 112 are made of platinum. The sleeve 114 is made of 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。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。
A number of temperature sensing means 84 occupy each surface of the front and rear electrode portions 110 and 112. At least one, and preferably all of the temperature sensing means 84 are thermally isolated 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。温
度感知手段84が各ウェルブランチを占有している。図
示される好ましい実施例において、熱絶縁手段88は同
様に、各温度感知手段84を、関連するブランチウェル
116及び118の内部表面並びに電極部110及び1
12の残りから熱的に分離する。
Each electrode portion 110 and 112 has an internal core well 116 and a branch well 118 that are open at the surface of the associated electrode portion 110 and 112. A temperature sensing means 84 occupies each well branch. In the preferred embodiment shown, the thermal isolation means 88 similarly includes each temperature sensing means 84 associated with the inner surface of the associated branch well 116 and 118 and the electrode portions 110 and 1.
Thermally separate from the rest of 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。サーミスタ94の温度感知端は、組織に複数
箇所で接触するために、関連する電極部110及び11
2の表面で露出している。関連するリード線96及び9
8は、中央コアウェル116内で束にされ、ガイドチュ
ーブ22を通ってハンドル20へ延びている。
Similar to the embodiment shown in FIGS. 6 (a)-(c), each temperature sensing means 84 has a small bead thermistor 94 having two associated leads 96 and 98. The temperature-sensing end of the thermistor 94 has associated electrode portions 110 and 11 for contacting tissue at multiple locations.
It is exposed on the surface of 2. Associated leads 96 and 9
8 are bundled in central core well 116 and extend through guide tube 22 to handle 20.

【0100】前述の実施例と同様に、注型用樹脂100
が各サーミスタ94及びそのリード線96及び98を関
連するブランチウェル116及び118内に封止してい
る。また、前述の実施例と同様に、熱絶縁チューブ10
4が電気的に封止された各サーミスタ94及びそのリー
ド線96及び98を包み込んでいる。接着剤が、熱絶縁
チューブ104を各ブランチウェル116及び118の
内壁へ接着している。多数の温度感知手段84の可能な
アレイの数及び構成は、図6、図7及び図8に示される
特定の構造から変えることができることはもちろんであ
る。例えば、1個又はそれ以上の温度感知手段84が切
除電極16の先端の下の側部を占有することもできる。
温度感知手段84を保持するブランチウェルも、様々な
角度、鋭角、鈍角又は直角で、中央ウェルから延びるこ
とができる。全ての温度感知手段84が電極16から分
離される必要はないが、全てが分離されることが好まし
い。
As in the above-mentioned embodiment, the casting resin 100
Seals each thermistor 94 and its leads 96 and 98 within the associated branch wells 116 and 118. In addition, as in the above-described embodiment, the heat insulating tube 10
4 encloses each electrically sealed thermistor 94 and its leads 96 and 98. An adhesive adheres the thermal isolation tube 104 to the inner wall of each branch well 116 and 118. Of course, the number and configuration of possible arrays of multiple temperature sensing means 84 can vary from the particular structure shown in FIGS. 6, 7 and 8. For example, one or more temperature sensing means 84 may occupy the side below the tip of the ablation electrode 16.
The branch wells carrying the temperature sensing means 84 can also extend from the central well at various angles, acute angles, obtuse angles or right angles. Not all temperature sensing means 84 need be separated from the electrodes 16, but preferably all are separated.

【0101】図5に示すように、第3のモニタ手段82
は、異なる所定基準に従って感知された温度状態に応じ
て、異なる表示及び制御機能を行うことができる。
As shown in FIG. 5, third monitor means 82
Can perform different display and control functions depending on the sensed temperature conditions according to 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。
Preferably, the third monitoring means 82 not only responds to the absolute terms of the sensed tissue temperature, but also functions to record changes in tissue temperature over time and to respond to these changes. To do.

【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。
In the illustrated embodiment, the third monitor means 82 has a control output 120 for each temperature sensing means 84 provided on 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。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。
Leads 96 and 98 for each thermistor 94 provide an input for a control output 120. Alternatively, when the ablation electrode 16 is provided with a large number of thermistors 94, the number of lead wires 96 and 98 that cross the guide tube 22 depends on the integrated circuit for multiplexing the input signal of the thermistor 94. This can be reduced by providing 122 in the third monitor 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。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。
In the illustrated embodiment, the third monitor means 82 for each array group of thermistors 94 during a user defined period (once in the illustrated embodiment approximately once every 0.01 seconds). A converter 124 for determining the average temperature is provided. Since the embodiment shown in FIGS. 6A to 6C includes one thermistor 94, the input signal and the average are the same.

【0106】図7(a)〜(c)に示される実施例は、
切除電極16の先端に集められた5個のサーミスタ94
の単一アレイグループを備えている。このアレイに対し
て、コンバータは個々の入力信号を加算して5で割る。
The embodiment shown in FIGS. 7A to 7C is as follows.
Five thermistors 94 collected at the tip of the ablation electrode 16
It has a single array group. For this array, the converter adds the individual input signals and divides by 5.

【0107】図8(a)〜(c)に示される実施例は、
2つのアレイグループを備えており、一方は前方電極部
110上に5個のサーミスタ94を有しており、他方は
後方電極部112上に4個のサーミスタ94を有してい
る。コンバータ124は、各アレイグループにおいて各
アレイグループの入力信号を加算して、サーミスタ94
の関連する数で割る。これによって、前方電極部110
の平均と、後方電極部112の平均とがそれぞれ得られ
る。
The embodiment shown in FIGS. 8 (a)-(c) is
Two array groups are provided, one having five thermistors 94 on the front electrode portion 110 and the other having four thermistors 94 on the rear electrode portion 112. The converter 124 adds the input signals of each array group in each array group to generate the thermistor 94.
Divide by the relevant number of. Accordingly, the front electrode unit 110
And the average of the rear electrode portion 112 are obtained.

【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。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。
The third monitor means 82 has an analog-to-digital converter 126. The converter 126 digitizes the sensed temperature average (s) for 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。サーミスタ抵抗値は、較正抵抗値
で割られ、サーミスタ94のための規格化された抵抗が
得られる。この値は、格納されたサーミスタ温度データ
を有している読み出し専用メモリ(ROM)136(図
5(b)参照)への入力である。ROM136の出力
は、実際に測定された組織温度(単位摂氏)であるの
で、サーミスタ94の公称抵抗のズレが考慮される。
The converter 126 also digitizes the value of the calibration resistor 134. The thermistor resistance value is divided by the calibration resistance value to obtain a standardized resistance for the thermistor 94. This value is an input to a read-only memory (ROM) 136 (see FIG. 5 (b)) that has stored thermistor temperature data. Since the output of the ROM 136 is the actually measured tissue temperature (unit: Celsius), the deviation of the nominal resistance of the thermistor 94 is considered.

【0110】図示されていないが、多数のサーミスタ9
4を有する実施例は、同数の較正抵抗器134、つまり
各サーミスタ94に対して1個、を備えている。
Although not shown, a large number of thermistors 9
The embodiment with 4 has the same number of calibration resistors 134, one for each thermistor 94.

【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。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。
The digital output or outputs of the converter can be used to display the measurement results. In the illustrated embodiment, the device 10 includes a third digital display 128 on the generator 12 to indicate to the user the average sensed temperature.

【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。
When the "peanut" type electrodes shown in FIGS. 8 (a)-(c) are used, the device 10 comprises separate display devices for the front and rear electrode portions 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。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。
The digital output or outputs of converter 126 are also used for control operations of generator 12. Preferably, the temperature control signal of the third monitor means 82 is also used to further improve the functions of the above-mentioned first and second monitor means 38 and 76.

【0114】図示される実施例において、装置10は、
切除電極16でのラジオ波電力を制御するために、所望
の範囲内又は一定値にラジオ波出力電圧を維持するフィ
ードバックループにおいて、デジタル化された温度出力
を用いる。温度に基づいて発生器12によって送達され
る電力を制御することによって、医師は、発生される損
傷の大きさを制御することができる。
In the illustrated embodiment, the device 10 comprises:
To control the radio frequency power at the ablation electrode 16, the digitized temperature output is used in a feedback loop that maintains the radio frequency output voltage within a desired range or constant. By controlling the power delivered by the generator 12 based on temperature, the physician can control the amount of damage produced.

【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。
For this purpose, the device 10 comprises an input device 130 for the user to enter the desired operating value 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、
電力出力を遮断はせずに、増大又は低下させる制御信号
を発生させる。組織温度が上昇する場合には、制御信号
が電力出力を低下させる。組織温度が低下する場合に
は、制御信号が電力出力を増大させる。測定される組織
温度が所定範囲外になった場合には、第3のモニタ手段
82が、切除電極16への電力を遮断する命令信号を発
生させる。心臓の切除のための組織温度の代表的な設定
範囲は、約摂氏40度から100度であると考えられ
る。
If the tissue temperature is within the predetermined range but deviates by a predetermined amount within the range, the third monitor means 82
The control signal for increasing or decreasing the power output is generated without interruption. The control signal reduces the power output when the tissue temperature increases. The control signal increases the power output when the tissue temperature decreases. If the measured tissue temperature is outside the predetermined range, the third monitor means 82 generates a command signal to shut off the power to the ablation electrode 16. A typical setting range for tissue temperature for ablation of the heart is considered to be about 40 to 100 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
6の撤退及び洗浄が必要である。組織温度の設定範囲外
への急な変化は、切除電極16の位置のシフトを示唆し
ており、切除電極16を再配置することが必要である。
装置10は、これらの温度による状況が発生した場合
に、ユーザへ警告を伝えるために、点滅灯及びアラーム
音(不図示)を備えていることが好ましい。
If the temperature begins to fall within the set range and goes out of that range over time, the most probable cause is coagulation of blood on the ablation electrode 16 and the ablation electrode 1
6 withdrawal and cleaning is required. An abrupt change in tissue temperature outside the set range indicates a shift in the position of the ablation electrode 16, requiring repositioning of the ablation electrode 16.
The device 10 preferably includes a flashing light and an alarm sound (not shown) to alert the user when these temperature conditions occur.

【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。
実際の位相敏感電力のモニタ及び制御は、切除電極16
へのラジオ波の有効な伝送を確実とする。組織インピー
ダンス及び組織温度のモニタ及び制御は、それぞれ別個
に、又は組み合わせて、損傷の大きさ及び凝固の検出の
点での生理学的な安全上の制限を設定する。組織インピ
ーダンス及び/又は組織温度のモニタ及び制御は、切除
電極16の向きに関する情報も提供する。
As described above, the device 10 according to the present invention can provide precise control over the ablation procedure.
The actual phase sensitive power monitoring and control is performed by the ablation electrode 16
Ensure effective transmission of radio waves to. Tissue impedance and tissue temperature monitoring and control, either individually or in combination, set physiological safety limits in terms of damage magnitude and coagulation detection. Monitoring and controlling tissue impedance and / or tissue temperature also provides information regarding the 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。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。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。
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。
According to the present invention, the tissue impedance is obtained from the measured current and voltage, and the power delivered to the ablation electrode is controlled based on the tissue impedance. This allows the energy released from the ablation electrode to the tissue to be accurately controlled. Further, by monitoring the tissue impedance, it is possible to quickly respond to coagulation of blood on the ablation electrode, sudden displacement of the position of the ablation electrode, poor contact between the ablation electrode and tissue, and the like.
Therefore, according to the present invention, it is possible to improve safety and accuracy when a doctor excises a tissue.

【図面の簡単な説明】[Brief description of 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。
FIG. 1 is a perspective view of an apparatus for ablating tissue embodying features of the present invention.

【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 a generator and associated monitor and control circuitry for the apparatus of FIG. 1. 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。
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。
4 is a schematic diagram of a tissue impedance monitor and control circuit for the device 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 5 (b) are schematic diagrams showing a tissue temperature monitor and control circuit for the device 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) show electrodes that may be used with a device to measure tissue temperature, the electrodes having thermally isolated temperature sensing elements.

【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) are diagrams illustrating electrodes that may be used with a device to measure tissue temperature, the electrodes having a plurality of thermally-insulated temperature sensing elements. .

【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) -8 (c) are electrodes that may be used with a device to measure tissue temperature, having a spatial shape as used in a heart valve, and thermal FIG. 6 is a diagram showing an electrode having a plurality of temperature sensing elements insulated from each other.

【符号の説明】[Explanation 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 Radiofrequency ablation device 12 Radiofrequency generator 14 Catheter 16 Radiofrequency emission tip electrode (ablation electrode) 18 Indifferent electrode (skin patch electrode) 30 Radiofrequency power supply source 40 Current monitoring means 42 Voltage monitoring means 50 Current sensing transformer 54 voltage sensing transformer 70 power display means 74 phase shift comparator

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ロジャー エイ. スターン アメリカ合衆国 カリフォルニア 95014, クパーティーノ,パロ ビスタ ロード 10418 ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (72) Inventor Roger A. Stern United States California 95014, Cupertino, Palo Vista Road 10418

Claims (9)

【特許請求の範囲】[Claims] 【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。
1. A supply source of ablation energy, an electrode means electrically connected to the supply source for emitting energy at an ablation site, a current transmitted to the electrode means, and a measured current signal. A current monitoring means for generating a voltage measuring means for measuring the voltage at the electrode means and generating a measured voltage signal, and a voltage measuring means for measuring the measured voltage signal to obtain a measured tissue impedance signal. A tissue excision device comprising: means for dividing by a current signal; and control means for performing a predetermined function based on the measured tissue impedance signal.
【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、
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。
2. The control means measures a change in the measured tissue impedance signal during a selected time period,
The tissue excision device of claim 1, wherein the control signal is generated based on a predetermined criterion.
【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。
3. The tissue of claim 1, wherein the control means generates a command signal to interrupt energy to the electrode means when the measured tissue impedance signal falls outside a predetermined range. Excision device.
【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 excision device of claim 3, wherein the predetermined range is about 50 to 300 ohms.
【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. The measured tissue impedance signal starts from within a predetermined range and increases over time beyond the predetermined range, suggesting that blood is coagulating on the electrode means. The tissue excision device of claim 1, wherein the control means generates a control signal when the tissue is removed.
【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. The control means generates a control signal in response to an increase in the measured tissue impedance signal over a predetermined amount, which is indicative of initiation of coagulation or an abrupt shift in position of the electrode means. The tissue excision device according to claim 1.
【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。
7. The control means provides a control signal when the measured tissue impedance signal exceeds a predetermined maximum value to indicate poor contact between the electrode means and the skin or electrical failure in the device. The tissue ablation device according to claim 1, which is generated.
【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 generating radio frequency energy, said source comprising means for obtaining a root mean square current signal based on the measured radio frequency current signal, and the measured radio frequency wave signal. Means for obtaining a root mean square voltage signal based on the voltage signal, wherein the measured tissue impedance signal is obtained by dividing the root mean square voltage signal by the root mean square current signal. Item 2. The tissue excision device according to item 1.
【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。
9. The tissue excision device of claim 1, wherein the control means comprises display means for displaying the measured tissue impedance signal in a user-readable form.
JP5206749A 1993-08-20 1993-08-20 Device and method for ablating tissue while monitoring tissue impedance Withdrawn JPH0779996A (en)

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JP (1) JPH0779996A (en)

Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH08336544A (en) * 1995-05-08 1996-12-24 Ethicon Endo Surgery Inc Tissue medical treatment device for surgery with lock mechanism and treating method
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 ablation
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
JP2019501719A (en) * 2015-12-30 2019-01-24 オリンパス・ウィンター・アンド・イベ・ゲゼルシャフト・ミット・ベシュレンクテル・ハフツング Electrosurgical system for generating high frequency alternating current

Cited By (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH08336544A (en) * 1995-05-08 1996-12-24 Ethicon Endo Surgery Inc Tissue medical treatment device for surgery with lock mechanism and treating method
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 ablation
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
US11883093B2 (en) 2010-03-10 2024-01-30 Biosense Webster (Israel) Ltd. Monitoring tissue temperature while using an irrigated catheter
US11103305B2 (en) 2010-03-10 2021-08-31 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
US9510772B2 (en) 2012-04-10 2016-12-06 Cardionxt, Inc. System and method for localizing medical instruments during cardiovascular medical procedures
US10433761B2 (en) 2012-04-10 2019-10-08 Cardionxt, Inc. Methods for localizing medical instruments during cardiovascular medical procedures
EP3824806A1 (en) * 2012-04-10 2021-05-26 Cardionxt, Inc. System and method for localizing medical instruments during cardiovascular medical procedures
EP2836118A4 (en) * 2012-04-10 2016-04-06 Cardionxt Inc System and method for localizing medical instruments during cardiovascular medical procedures
US9955893B2 (en) 2013-08-22 2018-05-01 Aftx, Inc. Methods, systems, and apparatus for identification and characterization of rotors associated with atrial fibrillation
US10588532B2 (en) 2013-08-22 2020-03-17 Aftx, Inc. Methods, systems, and apparatus for identification and characterization of rotors associated with atrial fibrillation
US9498143B2 (en) 2013-08-22 2016-11-22 Aftx, Inc. Methods, systems, and apparatus for identification and characterization of rotors associated with atrial fibrillation
JP2019501719A (en) * 2015-12-30 2019-01-24 オリンパス・ウィンター・アンド・イベ・ゲゼルシャフト・ミット・ベシュレンクテル・ハフツング Electrosurgical system for generating high frequency alternating current
US12023083B2 (en) 2015-12-30 2024-07-02 Olympus Winter & Ibe Gmbh Electrosurgical system for generating high-frequency alternating current

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