JPH10505251A

JPH10505251A - 体内の温度を感知するためのシステム及び方法

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Publication number: JPH10505251A
Application number: JP8503098A
Authority: JP
Inventors: ケイ．スワンソン，デイビッド; ディー．フレイッシュマン，シドニー; パネスク，ドーリン; ビー．トンプソン，ラッセル; ジー．ワイン，ジェイムズ
Original assignee: イーピーテクノロジーズ，インコーポレイテッド
Priority date: 1994-06-27
Filing date: 1994-10-14
Publication date: 1998-05-26
Anticipated expiration: 2019-10-20
Also published as: CA2194061A1; CA2194061C; EP0768842A4; WO1996000039A1; EP0768842A1; US6162184A; JP3578460B2

Abstract

(57)【要約】温度を感知するための熱電対を採用しており、カテーテルを使用した組織のアブレーション・システムでの使用に非常に適しているシステム及び方法。当該システム及び方法は、まとまった小型の構成と正確さを兼ね備えている。

Description

【発明の詳細な説明】体内の温度を感知するためのシステム及び方法発明の技術分野本発明は、心臓病の治療のために心筋組織のアブレーションを行うためのシステム及び方法に関する。発明の背景医師は、今日の医療処置において、カテーテルを使用して体内の内部領域にアクセスし、目的の組織領域のアブレーションを行なっている。医師にとり、カテーテルを体内に正確に位置付けて、組織のアブレーション処置中に体内でのカテーテルからのエネルギーの放射を制御することは重要なことである。

例えば、電気生理学治療において、アブレーションは心臓のリズム障害の治療に用いられている。

この処置中、医師はカテーテルを主要な静脈又は動脈から治療する心臓の内部領域に誘導する。医師は次に、カテーテルが担持しているアブレーション要素をアブレーションを行う心臓組織の近くに配置する。医師は、アブレーション要素からのエネルギーを集中させ、組織のアブレーションを行なって損傷を形成する。

電気生理学治療では、異なる形状の損傷を心臓組織内に形成できるアブレーション要素に対するニーズが高まっている。

例えば、心房細動を治療するには、心臓組織内にそれぞれ異なる曲線形状の細長い損傷を形成する必要があると考えられている。このような細長い損傷パターンを形成するには、複数のアブレーション領域を持つ可撓性のアブレーション要素を心臓内に配置する必要がある。アブレーションでこれらの損傷を形成することにより、現在の、入り組んだ外科処置による複雑な縫合パターンの形成と同じ治療効果を、侵襲的な開心手術を行うことなく提供できる。

別の例を示すと、心房粗動及び心室頻拍の治療には、心臓組織内に比較的大きく深い損傷パターンを形成する必要があると考えられている。サイズの大きい電極を使用するだけではこのニーズは満たされない。大きな電極を担持するカテーテルは、心臓内への誘導が難しく、従って心臓組織と密接に接触するように配置することが難しい。しかし、これらの電極に要求されるより大きなアブレーション量を、可撓性の本体に沿って間隔を空けて複数の電極を配置して提供することにより、上記の問題は克服できる。

より大きい、及び／又は長い複数の電極要素を使用した場合、アブレーション処理をより正確に制御することが必要となる。アブレーション・エネルギーの放射は、組織傷害や凝塊の形成を防ぐために、制御する必要がある。アブレーション・エネルギーの放射はまた、注意深く制御して、アブレーションの行われた組織にホット・スポットやギャップを形成することなく、均一で連続した損傷を形成する必要がある。発明の概要本発明の主要目的は、１つ又は複数の熱電対を使用して体内の温度を感知するための改善されたシステム及び方法を提供することである。

本発明の一態様は、体内に配置した装置の場所における温度を感知するためのシステム及びそれに連係する方法を提供している。このシステム及び方法は、体内に配置され、配置場所の温度にさらされる少なくとも１つの熱電対から成っている。本発明のこの態様によると、基準（すなわち "冷接点"）熱電対が体内の温度にさらされるように位置付けられる。回路が熱電対及び基準熱電対を電気的に結合し、熱電対がさらされている温度に応じて変化する電圧差を生成する。

望ましい実施例では、基準熱電対は血液プールの熱にさらされている。

本発明のこの態様は、本質的に一定である温度状態にさらされている冷接点を熱電対とともに使用することを可能にしている。熱電対用の基準温度は、従って外部環境の空気温度にさらされている基準熱電対が温度の急激な変化又は変動に遭遇しでも、これらの変化には影響を受けず、より正確な結果が得られる。

本発明の別の態様は、心臓内の組織のアブレーションを行なうプローブを提供している。プローブは、少なくとも２つのエネルギー放射地帯を担持する支持本体を含み、これは心室内に展開され、心臓組織のアブレーションを行なう。少なくとも１つの熱電対が、各エネルギー・エミッタと連係しており、これはエミッタ地点の温度にさらされる。本発明のこの態様によると、単一の基準熱電対（血液プールの温度にさらされていることがのぞましい）が、複数の熱電対に電気的に結合され、各熱電対がさらされている温度に応じて変化する各熱電対用の電圧差を生成する。

本発明の更に別の態様は、心臓内の組織のアブレーションを行なうためのプローブを提供している。プローブは、支持体からなり、心室内に展開される。少なくとも１つのエネルギー放射地帯が支持体上にあり、心室内の心臓組織のアブレーションを行なう。少なくとも１つの熱電対がエネルギー・エミッタと連係しており、これはエミッタ地点の温度にさらされる。本発明のこの態様によると、熱電対は、熱電対と心臓組織の間の熱伝導を妨げないコーティングを含み、このコーティングは一方で、熱電対をエネルギー放射地帯から電気的に絶縁する。

望ましい実施例では、プローブは血液プールの熱にさらされる基準熱電対を具備している。基準熱電対は、熱電対に電気的に結合しており、各熱電対がさらされている温度に応じて変化する、熱電対に対する電圧差を生成する。

本発明の別の態様は、複合熱電対を提供している。この熱電対は、電気を絶縁する材料の基質から成っている。基質上の第１及び第２の導電性の経路は、それぞれ異なる導電性の材料から成っている。各経路は、基質上に終端を持っている。ある材料が、第１及び第２の導電性の経路の終端を基質上にまとめて電気融合し、熱電対接合部を形成する。１つの層からなる導電性の材料が、基質上の経路及び熱電対接合部上を覆っている。この層は、熱を伝導することが望ましい。

本発明のこの態様は、小型で柔軟性を持つ熱電対の使用を可能にしている。

本発明の様々な態様は、独立して、又は組み合わせて使用でき、カテーテルを使用した心臓のアブレーション・システムの使用に非常に適している。

本発明のその他の特徴及び利点は、以下の説明及び図面、並びに添付の請求の範囲で述べられる。図面の簡単な説明図１は、複数の温度感知要素を持つ可撓性のアブレーション要素を担持するプローブの図である。

図２は、図１で示されたプローブのハンドルの拡大図で、一部の外廓を破断し、断面を表示するために切断して、アブレーション要素を曲げるためのステアリング機構を示している。

図３及び図４は、異なる組織表面の輪郭に対して曲げられたアブレーション要素を示している。

図５は、１つの温度感知要素を担持するアブレーション電極要素の端部断面図である。

図６は、２つの温度感知要素を担持するアブレーション電極要素の端部断面図である。

図７は、３つの温度感知要素を担持するアブレーション電極要素の端部断面図である。

図８は、複数の非可撓性の電極要素から成る可撓性のアブレーション要素の側断面図で、少なくとも１つの温度感知要素を電極要素の下に取り付ける１つの方法を示している。

図９は、複数の非可撓性の電極要素から成る可撓性のアブレーション要素の側断面図で、少なくとも１つの温度感知要素が隣接する電極要素の間に取り付られているところを示している。

図１０は、複数の非可撓性の電極要素から成る可撓性のアブレーション要素の側断面図で、少なくとも１つの温度感知要素が電極要素の上に取り付けられているところを示している。

図１１は、図１０に示された非可撓性の電極の上に温度感知要素が取り付けられたところの拡大平面図である。

図１２Ａ／Ｂ／Ｃは、複数の熱電対をアブレーション要素と関連させて使用するための接続の各代替方法を示す概略図である。

図１３は、複数の電極及び複数の熱電対を持ち、更に血液プールにさらされている内蔵型基準熱電対を含む可撓性のアブレーション要素の側面図である。

図１４Ａは、図１３に示された内蔵型基準熱電対の拡大側断面図である。

図１４Ｂは、図１３に示された内蔵型基準熱電対の代替実施例の拡大側断面図である。

図１５Ａは、複数の熱電対に対して星形回路網が基準接合点として取り付けられているところの側断面図である。

図１５Ｂは、図１５Ａの基準接合点の星形回路網の概略図である。

図１６Ａは、複数の内蔵型基準熱電対が取り付けられているところの側断面図である。

図１６Ｂは、図１６Ａが示す複数の内蔵型基準熱電対の概略図である。

図１７は、可撓性のアブレーション要素と連係して使用できる可撓性の複合熱電対の斜視端図で、一部の外廓が破断され、断面を表示するために切断されている。

図１８は、可撓性のアブレーション要素と連係して使用する可撓性の熱電対の側断面図である。

図１９及び図２０は、複数の温度感知入力を使用して、複数の電極へのアブレーション・エネルギーの伝達を制御するためのシステムの概略図である。

図２１は、図１９及び図２０に示される温度フィードバック・コントローラの使用を示す概略的なフローチャートで、コントローラは総合的なデューティーサイクル制御と個別の振幅制御を行なっている。

図２２は、図１９及び図２０に示される温度フィードバック・コントローラの使用を示す概略的なフローチャートで、コントローラは総合的な振幅制御と個別のデューディーサイクル制御を行なっている。

図２３は、図１９及び回２０に示される温度フィードバック・コントローラの使用を示す概略的なフローチャートで、コントローラはヒステリシスと共に温度制御を行なっている。

図２４は、図１９及び図２０に示される温度フィードバック・コントローラの使用を示す概略的なフローチャートで、コントローラは可変振幅を使用し、示差温度による無効化を行なっている。

図２５は、図１９及び図２０に示される温度フィードバック・コントローラの使用を示す概略的なフローチャートで、コントローラは示差温度による無効化を行なっている。

図２６は、ニューラル・ネットワーク予測器の概略図で、予測器は入力として任意の電極領域で複数感知要素が感知した温度を受け取り、最高温度を持つ組織領域の予測温度を出力する。

本発明は、その趣旨及び重要な特徴から逸脱することなく様々な形態で具体化できる。本発明の範囲は、添付の請求の範囲で定義されるもので、それ以前の特定の記述で定義されるものではない。請求と同等の意味及び範囲内に収まる全ての実施例は、従って請求の範囲に含まれるものとする。発明の詳細な説明この明細書は、本発明の態様を具体化する複数電極の構造を示すものである。

この明細書はまた、本発明のその他の熊様を具体化する、複数の温度感知要素を使用した組織のアブレーション・システム及び技術を示すものである。図示されている望ましい実施例は、カテーテルを使用した心臓のアブレーションに関連させてこれらの構造、システム、及び技術を説明している。これは、これらの構造、システム、及び技術が心臓のアブレーションの分野における使用に非常に適しているためである。

しかし、本発明はその他の組織のアブレーションにも適用できることが認識されなければならない。例えば、本発明の様々な熊様は、必ずしもカテーテルを使用しないシステムを使用して、前立腺、脳、胆嚢、子宮、及びその他の生体領域の組織のアブレーションを行う処置に適用される。

Ｉ．可撓性のアブレーション要素図１は、心臓内に損傷を形成するための可撓性のアブレーション要素１０を示している。

要素１０は、アブレーション・プローブ１４のカテーテル本体１２の遠位端に担持されている。アブレーション・プローブ１４は、カテーテル本体１２の近位端にハンドル１６を具備している。ハンドル１６及びカテーテル本体１２は、ステアリング機構１８を担持しており、図１の矢印が示すように、アブレーション要素１０を２つの相反する方向に選択的に曲げる又は撓ませることができる。

ステアリング機構１８は、様々な方法で具体化できる。図示されている実施例（図２参照）では、ステアリング機構１８は外付けステアリング・レバー２２（図１参照）の付いた回転カムホイール２０を具備している。図２が示すように、カムホイール２０はステアリング・ワイヤ２４の左右の近位端を保持している。

ワイヤ２４は、カテーテル本体１２を通じて、アブレーション要素１０内のチューブ２８に覆われている弾性の可曲性ワイヤすなわちバネ２６の左右両側に接続している（図５、６、及び７参照）。

この詳細及びアブレーション要素１０用のその他の種類のステアリング機構は、Lundquist及びThompsonによる米国特許第5,254,088号に示されており、これはこの明細書に参考として取り入れられている。

図１が示すように、ステアリング・レバー２２を前方に移動すると、アブレーション要素１０が下方に撓む、あるいは曲がる。ステアリング・レバー２２を後方に移動すると、アブレーション要素１０が上方に撓む、あるいは曲がる。

様々なアクセス技術を使用してプローブ１４を所望の心臓領域に誘導することができる。例えば、右心房に到達するには、医師は従来の血管イントロデューサを使用して大腿部の血管からプローブ１４を誘導できる。左心房に到達するには、医師は従来の血管イントロデューサを使用して逆に大動脈弁及び僧帽弁からプローブ１４を誘導できる。

このようにする代わりに、医師は、1993年3月16日出願の係属中の米国特許出願、第08/033,641号に示される誘導システム、"Systems and Methods Using Gui de Sheaths for Inroducing，Deploying，and Stabilizing Cardiac Mapping an d Ablation Probcs（ガイド・シースを使用して心臓のマッピング及びアブレーション用プローブを誘導、展開、及び固定するためのシステム及び方法）”を使用することができる。

医師は、従来のペーシング技術及び感知技術を使用して、要素１０と心臓組織が密接に接触しているかどうかを確認することができる。医師は、いったん所望の心臓領域の組織との密接な接触を確立すると、アブレーション・エネルギーを要素１０に送る。要素１０に送るアブレーション・エネルギーは、様々なものを使用できる。図示されている望ましい実施例では、要素１０は電磁無線周波エネルギーを放射する。

可撓性のアブレーション要素１０は、様々な方法で設計できる。図３及び図４は、１つの望ましい実施例を示している。この実施例では、要素１０は、可撓性の本体３２上に間隔を置いて分割して配置された複数の、通常非可撓性の電極要素３０を具備している。

可撓性の本体３２は、ポリエチレンやポリウレタンのような、重合体の、非導電性の材料でできている。分割されている電極３０は、白金のような伝導性の材料でできた、切れ目のないリングから成っている。電極リング３０は、本体３２の回りに圧力を利用して取り付けられる。本体３２の各リング３０の間の可撓性の部分は、非電導性の領域となっている。分割されている電極３０は、電気的にワイヤ（図示省略）に結合しており、ワイヤにアブレーション・エネルギーを伝える。

本体３２は、間隔の空いている各電極３０の間で曲げられ、電極３０を心臓壁の湾曲した表面に沿って、心臓の表面が外側に湾曲（図３参照）していても、内側に湾曲（図４参照）していても、密接に接触させることができる。電極セグメント３０の数及び間隔は、アブレーション処置の各目的に応じて様々に変化できる。同様に、各電極セグメント３０及び基になっている本体３２の寸法も、目的に応じて変化できる。

一般的に、要素１０の分割されている電極構造は、各電極セグメント３０が互いに近い間隔で配置され、アブレーション・エネルギーが隣接する電極セグメント３０に同時に送られる場合には、連続した細長い損傷パターンを形成するのに非常に適している。隣接する電極セグメントが電極セグメントの直径の約2.5倍以下の間隔で配置されている場合には、連続した損傷パターンが形成される。しかし、アブレーション・エネルギーは、所望する場合には、１つのみ、又は選択した電極セグメントのグループに選択的に個別に送り、損傷パターンの大きさ及び特徴を更に変化させることができる。

要素１０の分割された電極構造では、電極セグメント３０及び基になっている可撓性の本体３２の直径は、約４フレンチから約10フレンチの間に設定できる。

非可撓性の電極セグメント３０を使用すると、最小直径は約1.35mmとなる。

約２mmより小さい長さを持つ隣接する電極セグメントは、所望の連続した損傷パターンを必ずしも形成しないことが確認されている。非可撓性の電極セグメント３０を使用すると、各電極セグメントの長さは約２mmから約10mmの間に設定できる。約10mmより長い複数の非可撓性の電極セグメントを使用すると、各セグメントは要素１０（１）の全体の柔軟性に悪影響を及ぼす。

代表的な分割された電極構造では、可撓性の本体３２の直径は、約1.35mmである。本体は、それぞれの長さが３mmの電極セグメント３０を担持している。８つの電極セグメント３０を使用し、これらが同時に約60秒間100ワットの無線周波エネルギーで作動すると、長さが約５cmで幅が約５mmの細長い損傷パターンが形成される。この損傷パターンの深さは約３mmであり、これは要求される経壁損傷（心房壁の厚さは通常３mmより薄い）を形成するのに十分な深さである。

可撓性のアブレーション要素１０が形成する損傷パターンの形状は、本体を直線状から曲線状に曲げることにより制御できる。既に説明されたように、本体は遠隔操作により所望の形状に曲げるか、固定メモリを取り付けて、同様に直線状から曲線状へと、あらかじめ所望の形状を形成することができる。

可撓性のアブレーション要素１０を使用して、支持本体３２を円状又は螺旋状に曲げて任意の組織領域における電極の密度を増加させることにより、より大きく深い損傷を形成することもできる。このような構造体において各電極セグメントが対角で互いに近い間隔で位置する、及び／又は直径上で近い間隔で向かい合うような配置は、電極セグメント３０によるアブレーション・エネルギーの同時放射と合わさって、アブレーション・エネルギーの放射を著しく集中させることができる。電極セグメント３０は、付加加熱効果を提供し、これにより損傷は、対角線上で互いに近い間隔で位置する、及び／又は直径上で近い間隔で向かい合う電極セグメント間に広がるようになる。広がった損傷は、要素１０が接触している組織領域に大きく深い損傷パターンを形成する。

図示されている望ましい実施例では、可撓性のアブレーション要素１０は、少なくとも２つの温度感知要素８０を担持している。複数の温度感知要素８０は、要素１０の全体に沿った領域の温度を計測する。

この構成において、感知要素８０は、図３及び図４が示すように、それぞれの分割された電極３０の片側に沿って整列していることが望ましい。

本体３２は、向きを確認するために蛍光透視マーカ（図３及び図４が示すストライプ８２のような）を担持することが望ましい。ストライプ８２は、タングステンや硫化バリウムのような材料でできていることが望ましく、これはチューブ１２と一体になるよう成形される。成形されたストライプは、チューブ内に完全に収めるか、又はチューブの外径上に成形して目で確認できるようにすることもできる。図５は、チューブ１２の壁に成形されたマーカを示している。このようにする代わりに、チューブの壁に成形できる白金又は金のような蛍光不透明のワイヤを使用することができる。更に別の実施例では、マーカは製造中にチューブの内径に取り付けられる。

感知要素８０は、蛍光透視マーカ８２と同じ側に取り付ける（図３及び図４参照）か、反対側に取り付けることができるが、医師がこれらの相対位置を理解している必要がある。マーカ８２を利用して、医師は要素１０（１）の向きを決定し、温度感知要素８０が目的の組織に接触するようにする。

このようにする代わりに、又は蛍光透視マーカ８２と併用して、要素１０（１）が上下の任意の方向に曲がる際、感知要素８０を要素１０（１）の内側又は外側の表面のどちらかに位置付けることができる。例えば、図３が示すように、要素１０（１）が下方に曲げられると、感知要素８０は要素１０（１）の内側表面に位置する。図４が示すように、要素１０（１）が上方に曲げられると、感知要素８０は要素１０（１）の外側表面に位置する。

各電極セグメント３０は、２つ以上の温度感知要素８０を担持できる。図５から図７が示すように、各電極セグメント３０は、１、２、３、又はそれ以上の数の、円周上で間隔を空けて位置する温度感知要素８０を担持できる。１つの電極セグメント３０に複数の温度感知要素８０を使用することにより、医師はアブレーション要素１０の位置付けをより自由に行うことができ、一方で温度を監視できる。

図５が示すように、熱及び電気を絶縁する薄いコーティング５６を、温度感知要素８０と反対側の単一の感知器セグメント電極３０に取り付けることができ、これは、使用中血液プールにさらされる。コーティング５６は、例えば、ＵＶタイプの接着剤にブラシで被覆するか、ポリ四フッ化エチレン（ＰＴＦＥ）材料に浸すことにより被覆できる。

図６が示すように、マスク・コーティング５６は、デュアル感知器セグメント電極３０上の２つの感知器８０の間に位置している。マスク・コーティング５６は、血液プールにさらされる電極セグメント８０の領域に対する血液プールの対流冷却の影響を最小限にとどめる。組織と向かい合う要素８０が感知した温度状態は、従ってより正確なものになる。３つ以上の温度感知器８０を任意の電極セグメント３０で使用する場合、マスクの使用はあまり勧められない。これは、組織と接触し、アブレーションを行うための電極セグメント３０の効果表面が減少してしまうためである。

温度感知要素８０には、サーミスタ又は熱電対を使用できる。

感知要素すなわち要素８０は、様々な方法で分割された電極３０上又は電極３０の近くに取り付けできる。

例えば、図８が示すように、各感知要素８０は、可撓性の本体３２の外側と、連係する非可撓性の電極セグメント３０の下側の間に取り付けできる。図示されている実施例では、感知要素８０はサーミスタから成っている。本体３２は、感知要素８０を電極セグメント３０の下に収めるだけの柔軟性を持っている。本体３２のプラスチック・メモリが、温度感知要素８０に十分な圧力を加え続け、温度感知要素８０と電極セグメント３０の間に良好な熱伝導接触がなされるようにしている。

別の実施例（図９参照）では、温度感知要素８０は隣接する電極セグメント３０の間に位置している。この配置では、各感知要素８０は可撓性の本体３２全体に渡って隣接する電極セグメント３０の間に織り込まれている。図示されている実施例では、温度感知要素８０は熱電対から成っている。感知要素８０が熱電対である場合、マスター・ボンド・ポリマー・システムEP32HT(ニュージャージー州ハケンサック市マスター・ボンド株式会社製造)などのエポキシ材料４６が熱電対の接合部８４を覆い、可撓性の本体３２に熱電対をしっかりと取り付けるようにする。このようにする代わりに、熱電対の接合部８４は、ポリ四フッ化エチレン（ＰＴＦＥ）材料でできた薄い層でコーティングできる。約0.002インチ（約0.05mm）より薄い厚さのものを使用すると、これらの材料は、電気的に熱電対の接合部８４を連係する電極セグメント３０から電気的に絶縁し、一方で十分な熱伝導特性を提供して電極セグメント３０との熱伝導接触を行うために十分な絶縁特性を持つ。従来のサーミスタは、すでに電気を絶縁し、熱を伝導する材料で覆われているため、このような材料は通常は必要ではない。

別の代替的な実施例では（図１０及び図１１参照）、温度感知要素８０は各電極セグメント３０の開き８６から物理的に突き出ている。図２４が示す実施例のように、感知要素８０は熱電対から成り、熱を伝導し電気を絶縁するエポキン材料が熱電対の接合部８４を包み込んで、接合部８４を開き８６内に固定している。

感知要素８０には電極セグメント３０に取り付けられるものと、各要素セグメント３０の間に取り付けられるものがあることが認識されなければならない。感知要素の位置は、それぞれのアブレーション処置の要求事項に応じて、多くの組み合わせが可能である。

II.心臓アブレーションのための温度感知熱電対Ａ．内蔵型基準熱電対各温度感知要素８０は、サーミスタ又は熱電対から成ることができる。両方を比較すると、熱電対の方が望ましい。これは、現在使用されているサーミスタに比べると、熱電対の方が安価で、より小さくまとまった形状になっているためである。しかし、技術の進歩により、より小型のサーミスタ又はその他の種類の小型の温度感知要素も、この明細書で記載されている使用に適するものが登場する可能性がある。

複数の熱電対を電気的に結合し、様々な方法でアブレーション要素１０全体に沿った場所の温度状態を感知することができる。図１２Ａ、１２Ｂ、及び１２Ｃは、３種類の代表的な実施例を概略的に示している。

図１２Ａに示される望ましい実施例では、複数の熱電対（そのうちの３つがＴ₁ 、₂、₃として示されている）が、それぞれＥ₁、Ｅ₂、及びＥ₃として示されているアブレーション電極上又はこれらの電極の近くに位置している。従来の方法では、各熱電対Ｔ₁、₂、₃は、それぞれ異なる金属でできている電気絶縁ワイヤ３４及び３６を具備している。

様々な種類の異なる金属を選択して熱電対Ｔ₁、₂、₃を形成することができる。例えば、ニッケル10%含有のクロムは、コンスタンタン（従来のＥ型熱電対を形成）又はニッケル5%含有金属（アルミニウムケイ素）（従来のＫ型熱電対を形成）と電気的に結合できる。鉄は、コンスタンタン（従来のＪ型熱電対を形成）と電気的に結合できる。白金13%含有のロジウムは、白金（従来のＲ型熱電対を形成）と電気的に結合できる。白金10%含有のロジウムは、白金（従来のＳ型熱電対を形成）と電気的に結合できる。又は、銅はコンスタンタン（従来のＴ型熱電対を形成）と電気的に結合できる。

図１２Ａでは、ワイヤ３４は銅で、ワイヤ３６はコンスタンタンでできており、従ってＴ型熱電対を形成している。ワイヤ３４及び３６は、電気的に絶縁されているが、絶縁材料がはがされて融合している領域８４だけは例外である。この領域８４は、連係する電極Ｅ１／Ｅ２／Ｅ３上又はこれらの電極の近くに位置する。この領域８４は、以前に述べられたように、エポキシ又はＰＴＦＥ材料で覆われており、領域８４をアブレーション電極から電気的に絶縁している。

各熱電対Ｔ₁、₂、₃の銅製のワイヤ３４及びコンスタンタン製ワイヤ３６の間の計測電圧の差は、接合領域８４の温度によって変化する。電圧は、領域８４の温度が上昇すると増加し、下降すると減少する。

図１２Ａが更に示すように、単一の基準熱電対Ｔ_REFが３つの全ての熱電対Ｔ₁ 、₂、₃に共通して電気的に結合している。基準熱電対Ｔ_REFは、既知の温度状態が存在する領域に位置する。これに関しては、後で詳細に渡って記述される。

図１２Ａでは、基準熱電対Ｔ_REFは、電気的に絶縁された１本のコンスタンタン製ワイヤ３８から成り、部分的に絶縁材料がはがされ、３つの熱電対Ｔ₁、₂、₃ のコンスタンタン製ワイヤ３６に並列で電気的に結合している。基準熱電対Ｔ_R _EF はまた、絶縁された１本の銅製ワイヤ４０を含み、このワイヤ４０は部分的に絶縁材料がはがされ、コンスタンタン製ワイヤ３８に電気的に結合している。

コンスタンタン製ワイヤ３８及び銅製ワイヤ４０の接合領域は、基準熱電対Ｔ_REF の熱電対接合部４２である。この接合部４２は、既知の温度状熊にさらされている。その他の熱電対Ｔ₁、₂、₃の銅製ワイヤ３４及びコンスタンタン製ワイヤ３６の間の接合領域８４（すなわち、領域８４）のように、基準熱電対のこの接合領域４２もエポキシ又はＰＴＦＥ材料で覆われており、接合領域８４をアブレーション電極から電気的に絶縁している。

外付けの処理要素９２は、熱電対Ｔ₁、₂、₃及びＴ_REFに電気的に結合している。この接続に関する詳細構造は、様々に変化でき、これは後に詳細に渡って記述される。

処理要素９２は、Ｔ_REFの銅製ワイヤ４０及び各熱電対Ｔ₁、₂、₃の銅製ワイヤ３４の間の電圧差（図１２ＡのΔＶ₁、₂、₃）の度合いを記録する。処理要素９２は、以下の等式を使用して電圧差ΔＶ₁、₂、₃から各熱電対Ｔ₁、₂、₃における温度状態を算出する。

ここで、ＴＥＭＰ_Nは、選択された熱電対Ｔ_N（Ｎは図１２Ａの１、２、又は３）が感知した温度状態であり、その温度は未知である。

ＴＥＭＰ_REFは、規準熱電対Ｔ_REFが感知した温度状態であり、その温度は未知である。

ΔＶ_Nは、Ｔ_REFの銅製ワイヤ４０及び選択された熱電対Ｔ_Nの銅製ワイヤ３４の電圧差で、これは計測された既知の値となっている。

αは、既知の関数（ゼーベック係数と呼ばれる）で、熱電対に使用する異なる種類の全属の電圧と温度の関係を表現するものである。

この算出方法の詳細は、オメガ社が出版している、『Temperature（温度）』のページT-7からT-18に述べられている。

処理要素９２は、参照テーブルを含むメモリ・チップを具備することが望ましい。メモリ・チップは、ΔＶ_Nを入力し、使用されている特定の熱電対の種類に対して数式ΔＶ_N／αをＴＥＭＰ_Nの算出式に代入する。このようにして、処理要素９２は計測された電圧差ΔＶ_Nを温度ＴＥＭＰ_Nに直接変換する。

図１２Ｂは、３つの熱電対Ｔ₁、₂、₃を電気的に結合してアブレーション要素で使用できるようにするための代替的な配置を概略的に示している。図１２Ｂでは、各銅製ワイヤ４０は、以前と同じ方法で各熱電対Ｔ₁、₂、₃のコンスタンタン製ワイヤ３６に直列で電気的に結合している。個別の接合領域４２は、各熱電対Ｔ₁、₂、₃に対して３つの個別の基準熱電対Ｔ_REF1、₂、₃を形成する。３つの接合領域４２は、既に説明されたように、個別にエポキシ又はＰＴＦＥ材料で覆われている。３つの個別の基準熱電対Ｔ_REF1、₂、₃は、共通して同じ既知の温度状態にさらされている。

図１２Ｂが示すように、温度に関係する電圧差ΔＶ₁、₂、₃は、選択された熱電対Ｔ₁、₂、₃の銅製ワイヤ３４及びそれに連係する基準熱電対Ｔ_REF1、₂、₃の銅製ワイヤ４０の間で計測される。

図１２Ｃは、３つの熱電対Ｔ₁、₂、₃を電気的に結合してアブレーション要素で使用できるようにするための更に別の代替的な配置を概略的に示している。図１２Ｃでは、各銅製ワイヤ４０は、各熱電対Ｔ₁、₂、₃のコンスタンタン製ワイヤ３６に並列で電気的に結合している。個別の電気接合領域４２は、各熱電対Ｔ₁ 、₂、₃に対して３つの個別の基準熱電対Ｔ_REF1、₂、₃を形成する。以前に説明されたように、各接合領域４２は全て個別にエポキシ又はＰＴＦＥ材料で覆われている。図１２Ｂに示される実施例のように、３つの個別の基準熱電対Ｔ_REF1、₂ 、₃は、共通して同じ既知の温度状態にさらされている。

図１２Ｃが示すように、温度に関係する電圧差ΔＶ_1、2、3は、選択された熱電対Ｔ_1、2、3の銅製ワイヤ３４及びそれに連係する基準熱電対Ｔ_{REF、1、2、3}の銅製ワイヤ４０の間で計測される。

従来の方法では、図１２Ａの実施例が示す共通の基準熱電対Ｔ_REF並びに図１２Ｂ及び図１２Ｃの実施例に示される３つの個別の基準熱電対Ｔ_{REF、1、2、3}は、温度処理要素９２そのものに外付けされる。これらの配置（所望する場合には採用可能な）では、既知の温度状熊ＴＥＭＰ_REFは、基準熱電対の接合領域がさらされている温度になる。この周囲の温度状態は、処理要素９２内のサーミスタで計測できる。このようにする代わりに、従来の補償回路を使用することもできる。

図１２Ａの実施例が示す共通の基準熱電対Ｔ_REF並びに図１２Ｂ及び図１２Ｃが示す３つの個別の基準熱電対Ｔ_{REF、1、2、3}は、カテーテル・プローブ１４のハンドル１６内に収めることができる。この配置では、既知の温度状態ＴＥＭＰ_REFは、基準熱電対の接合領域４２がハンドル１６内でさらされている温度になる。この温度状態は、ハンドル１６内のサーミスタ（図示省略）又は従来の補償回路を使用して計測できる。しかし、図示されている望ましい実施例では、図１２Ａの実施例が示す共通の基準熱電対Ｔ_REF並びに図１２Ｂ及び図１２Ｃの実施例が示す３つの基準熱電対Ｔ_{REF、1、2、3}は、カテーテル本体１２上に内蔵され、体内の血液プールにさらされる。この望ましい配置では、全ての基準熱電対は、心室内に位置付けるか、カテーテル本体が挿入される、患者の脈管系の他の場所に位置付けることにより、血液の温度にさらされる。従って、ＴＥＭＰ_REF又はＴＥＭＰ_R _{EF(1、2、3)} は、３７°Ｃ付近になる。

図１３及び図１４Ａは、図１２Ａで概略的に示す配置の内蔵型基準熱電対の１つの望ましい構造例を示している。

図１３が示すように、カテーテル本体１２が担持するカプラー・メンバ９４は、共通の基準熱電対Ｔ_REFから成っている。カプラー・メンバ９４は、ステンレス鋼又は白金のような、生体適合性のある熱を伝導する材料でできている。

図１３が示すように、カプラー・メンバ９４は、アブレーション電極Ｅ１、Ｅ２，及びＥ３から離れたカテーテル本体１２の領域内に平行に固定されている。

以前に説明されたように、カプラー・メンバ９４は、心室内（図１３参照）又はカテーテル本体１２が挿入される、患者の脈管系内の、アブレーション要素１０から離れた場所に位置付けできる。

心室内に位置付ける（図１３参照）場合には、カプラー・メンバ９４は電極要素Ｅ１／Ｅ２／Ｅ３から十分離れた場所に位置付け、カプラー・メンバ９４と接触している血液プールがアブレーション処置において局所的な血液加熱効果の影響を受けないようにする必要がある。この状況では、カプラー・メンバ９４が心室の外の更に離れた場所に位置すれば、カプラー・メンバ９４に接触している血液プールの温度はアブレーション処置中本質的に３７°Ｃ前後に保たれる。

図１４Ａが詳しく示すように、カプラー・メンバ９４は内部穴９６を具備し、これは電気を絶縁する材料９５で被覆されている。リング９８は、穴９６内の溝１００に配置されている。

カプラー９４及びリング９８は、図１４Ａが示すように一体型として組み立てることができる。この配置では、リング９８は直径を小さくするためのスプリット１０２を具備しており、これにより溝１００内に圧縮して収めることができる。

このようにする代わりに、カプラー・メンバ９４は、溝１００に沿って分割できる２つの部分から成る構造を形成してリング９８を収めることができる。これらの配置により、メンバ９４内に配置する前に、リング９８への電気接続をメンバ９４の外で行うことができる。

図１４Ａに示される実施例では、リング９８はコンスタンタン金属でできている。リング９８は、従って図１２Ａが示すコンスタンタン製ワイヤ３８と構造的に対応している。そしてワイヤ３８には、図１４Ａが示すように、３つの熱電対Ｔ_1、2、3のコンスタンタン製ワイヤ３６が並列で電気的に結合している。銅製ワイヤ４０（図１２Ａ参照）は、リング９８に電気的に結合している（図１４Ａ参照）。

この銅製ワイヤ４０及び各熱電対Ｔ_1、2、3からの銅製ワイヤ３４は、カテーテル本体１２の穴を通り、図１が示すようにハンドル１６が担持する外付けコネクタ１０４を介して外付けの温度処理要素９２に接続している。カプラー・メンバ９４及びリング９８は、従って熱電対Ｔ_1、2、3間に共通する直列の基準熱電対Ｔ_R _EF としての役割を果たす。

図１４Ｂは、内部リング９８を持たないカプラー・メンバ９４の代替的な実施例を示している。図１４Ｂでは、カプラー・メンバ９４の外側の表面は、以前に述べられたようにエポキシ又はＰＴＦＥ材料１０６で被覆されている。材料１０６は、カテーテル本体１２をカプラー・メンバ９４の両端に接着する。材料１０６はまた、カプラー・メンバ９４をアブレーション電極３０から電気的に絶縁する。

図１４Ｂが示すカプラー・メンバはまた、内部穴９６を具備している。穴９６は、コンスタンタン材料の層１０８が貼り付けられる内部の表面領域を持っている。この層１０８は、図１２Ａが示すコンスタンタン製ワイヤ４０に対応しており、ワイヤ４０には３つの熱電対Ｔ_1、2、3のコンスタンタン製ワイヤ３６が並列で電気的に結合している。基準熱電対Ｔ_REF用の銅製ワイヤ４０はまた、コンスタンタン層１０８に溶合される。

図１４Ａのコンスタンタン製リング９８及び図１４Ｂのコンスタンタン製層１０８は、各電極熱電対Ｔ_1、2、3のコンスタンタン製ワイヤ３４を基準熱電対Ｔ_REF の銅製ワイヤ４０にまとめて結合する。これにより、カテーテル本体１２内にある小さな直径の狭い内部領域内の電気接続を簡素化している。コンスタンタン製のリング９８及び層１０８はまた、各電極熱電対Ｔ_1、2、3のコンスタンタン製ワイヤ３６をカテーテル１２全体に通す必要性を取り除いている。

内蔵型基準熱電対Ｔ_REFが感知する温度状態は、本質的には血液プールの一定の温度になり、これは、血液プールにさらされているカプラー・メンバ９４が伝導するものである。基準温度ＴＥＭＰ_REFは、従って、外の環境の空気の温度が突然変化しても、このような変化又は変動には影響を受けず、より正確な温度が結果として得られる。

図１５Ａ及び図１５Ｂは、単一の基準熱電対を使用するための代替的な実施例を示している。熱電対Ｔ_1、2、3からのコンスタンタン製ワイヤ３６は、溶接又ははんだ付けにより、星形構造（図１５Ａ／Ｂ参照）内のコンスタン製ワイヤ３８にまとめて接続されているが、その他の構造（はしご状構造など）を使用することもできる。基準熱電対Ｔ_REFは次に、温度の感知に使用した熱電対と同じようにリングの下に配置することができる。全ての熱電対のワイヤは、次にチューブ１１４内でまとめられ、無線周波ワイヤ（図示省略）からの熱及び電気の伝導を絶縁している。図１５Ｂは、図１５Ａの星形接続を概略的に示している。

図１６Ａ及び図１６Ｂは、図１２Ｂが概略的に示す配置において電気的に結合されている複数の内蔵型基準熱電対Ｔ_REF1、2、3の望ましい構成例を示している。

図１６Ａが示すように、３つの基準熱電対Ｔ_REF1、2、3は、カテーテル本体１２に個別に織り込まれ、電気を絶縁し、熱を伝導するエポキシ・バブル１１０で覆われている。熱電対Ｔ_REF1、2、3は、それぞれ短い間隔で位置することが望ましい。

図１６Ｂが示すように、処理要素９２内のワイヤの数は、プローブのハンドル１６の基準熱電対Ｔ_REF1、2、3に連係する３本の銅製ワイヤ４０を電気結合することにより、６本から４本に削減できる。これにより、全ての基準熱電対に共通の１本の銅製ワイヤ１１２が形成される。共通の銅製基準ワイヤ１１２及び熱電対Ｔ_1、2、3の３本のその他の銅製ワイヤ３４は、処理要素９２に接続される（図１６Ｂ参照）。この配置（図１６Ｂ参照）では、ΔＶ_1、2、3は、各熱電対Ｔ_1、2、3用の個別の銅製ワイヤ３４及び基準熱電対Ｔ_REF1、2、3の共通の銅製基準ワイヤ１１２の間で計測される。

図１２Ｃが概略的に示す配置における複数の内蔵型基準熱電対Ｔ_REF1、2、3の配置は、図１４が示すものと同様のカプラー・メンバ９４及びリング９８のアセンブリを使用して構成できるが、この場合、リング９８は、図１２Ｃが示す共通の銅製ワイヤ４０と対応するように、銅を使用しなければならない。このようにする代わりに、図１２Ｃが概略的に示す複数の内蔵型基準熱電対Ｔ_REF1、2、3は、図１５が示す、リングを使用しないカプラー・メンバ９４を使用して構成できるが、この場合、カプラー穴９６内の層１０８は、図１２Ｃが示す共通の銅製ワイヤ４０と対応するように、銅を使用しなければならない。

図１２Ａ、Ｂ、及びＣが示す全ての熱電対アセンブリは、アブレーション処置を行う前に初期化する必要がある。温度処理要素９２がこの初期化段階を行い、血液の温度における電圧差ΔＶ_1、2、3のオフセットを補う。

アブレーション処置中、温度処理要素９２は、電圧のそれぞれの変化ΔＶ_1、2、 ₃ を記録する。温度処理要素９２は、関連するオフセットを適用し、次に結果として得られる電圧の変化ΔＶ_1、2、3を、前述のあらかじめ設定されている参照テーブルを使用して温度の値に変換する。

温度処理要素９２は、出力としてアブレーション要素１０に沿った位置で感知された温度状態を表示することが望ましい。複数の感知された温度状態はまた、フィードバック制御ループで使用してアブレーション処理そのものを制御することもできる。本発明のこの点に関しては、後に詳細に渡って記述される。

望ましい実施例では、使用する熱電対の種類及びそれがカテーテル本体１２内で電気的に配線される方法に関わらず、熱電対に接続されるワイヤ３４／３６及び３８／４０は、ポリイミドのような断熱材のチューブ１１４（図１６Ａ参照）で覆われている。チューブ１１４は、熱電対のワイヤを、アブレーション・エネルギーを送るための本体のその他のワイヤから断熱している。従って、熱電対のワイヤは、カテーテル本体１２の遠位端のエネルギー放射領域へアブレーション・エネルギーが送られることによりカテーテル本体１２内に生成される可能性のある熱から断熱されることになる。熱電対が生成する、温度を示す電圧は、従って、カテーテル本体内で熱電対のワイヤがこの熱源にさらされても変化しないようになっている。

Ｂ，小型複合熱電対図１７は、全ての種類の可撓性のアブレーション要素１０と連係して使用できる小型の複合熱電対１１６を示している。熱電対１１６は、ポリイミドのような電気を絶縁する材料でできた薄い、半可撓性の基質１１８でできている。図示されている実施例では、基質１１８は、チューブ状になっている。もちろん、その他の形状を使用することもできる。

２つの導電性経路１２０及び１２２が、基質１１８の表面に沿って延長している。経路１２０及び１２２は、従来のスパッタ・コーティング技術又はＩＢＡＤ（イオン・ビーム補助蒸着）処理により形成できる。このようにする代わりに、異なる金属材料でできた小さいゲージ・ワイヤを、チューブ状の基質を押し出し成形又は鋳造する際に、チューブ上の基質に埋め込むことができる。

各経路１２０及び１２２は、それぞれ異なる導電性の金属材料でできている。

１つの経路１２０は銅で、もう一方の経路１２２はコンスタンタンで形成することが望ましい。

２つの経路１２０及び１２２の端は、まとめて基質１１８上に電気的に溶合される。図示されている望ましい実施例では、経路１２０及び１２２のどちらかの金属材料でできている帯１２４が経路１２０及び１２２の端に広がっており、両方の経路をまとめて電気的に溶合している。この帯１２４は、基質１１８の表面に熱電対の接合部を形成している。同じ金属材料でできている小さいゲージ・ワイヤ１２６及び１２８は、経路１２０及び１２２の反対側の端に電気的に結合している。

薄い、電気を絶縁する外側の層１３０が経路１２０及び１２２並びに熱電対帯１２４上に重ねられ、小型の熱電対１１６のアセンブリを完成させている。

追加の経路１２０／１２２、帯１２４及びワイヤ１２６／１２８を単一の基質１１８に取り付けて基質１１８上に複数の熱電対接合部を形成することもできる。

図１８が示すように、半可撓性の熱電対１１６を小さい直径で製造し、アブレーション要素３０の下側又はその近くの構造体１０に収まるようにすることができる。このようにする代わりに、熱電対１１６は、同じく図１８が示すように、大きな直径で製造して可撓性の本体３２の上側に付けることもできる。

III．複数温度フィードバック制御を使用した心臓アブレーションの制御図１９は、複数エミッタによりアブレーション・エネルギーを放射するためのシステム２００を概略的に示している。システム２００は、少なくとも部分的に、複数感知要素８０が感知する局所的温度状態に基づいている。

図１９では、複数感知要素８０は熱電対２０８、２０９、及び２１０から成り、これらは個別に電極領域２０１、２０２、及び２０３から成る複数のアブレーション・エネルギー放射エミッタと連係している。システム２００はまた、カプラー要素２１１内に担持され、前述のように血液プールにさらされる共通の基準熱電対２１１を具備している。このようにする代わりに、その他の種類の温度感知要素、例えば、サーミスタ、フッ素光学感知器、及び抵抗温度感知器なども使用でき、この場合には、基準感知器２１１は通常必要とされない。

システム２００は、更に単極モードで動作する中性電極２１９を具備している。

アブレーション・エネルギー・エミッタ２０１、２０２、２０３に、前述の非可撓性の電極セグメント３０を使用することができる。このようにする代わりに、電極領域２０１、２０２、２０３は、ワイヤ又はリボンで巻かれた連続的な、又は分割された可撓性の電極を形成することができる。システム２００は、複数の、個別に動作する様々なアブレーション要素と連係して使用できることが認識されなければならない。

システム２００は、アブレーション・エネルギー源２１７を具備している。図１９では、エネルギー源２１７は無線周波（ＲＦ）エネルギーを生成する。エネルギー源２１７は、（従来の絶縁された出力ステージ２１６を通じて）電源スイッチ２１４のアレイに接続しており、各電源スイッチ２１４は、各電極領域２０１、２０２、及び２０３に対応している。コネクタ２１２（プローブ・ハンドルが担持する）は、各電極領域２０１、２０２、２０３を対応する電源スイッチ２１４及びシステム２００のその他の部分に電気的に結合する。

システム２００はまた、インターフェイス２３０を介して各電源スイッチ２１４に結合しているマイクロコントローラ２３１を具備している。マイクロコントローラ２３１は、任意の電源スイッチ２１４をオン又はオフにしてエネルギー源２１７からのＲＦ電力を個別に電極領域２０１、２０２、及び２０３に送る。送られたＲＦエネルギーは、それぞれの電極領域２０１、２０２、及び２０３から組織を通じ、絶縁出力ステージ２１６の戻り経路に接続している中性電極２１９に流れる。

電源スイッチ２１４及びインターフェイス２３０の構成は、使用しているアブレーション・エネルギーの種類に応じて様々に変化できる。図２０は、ＲＦアブレーション・エネルギーを送るための代表的な具体例を示している。

この例では、各電源スイッチ２１４は、負ＭＯＳ電力用トランジスタ２３５及び正ＭＯＳ電力用トランジスタ２３６を具備しており、これらはそれぞれの電極領域２０１、２０２、及び２０３並びに電力源２１７の絶縁出力ステージ２１６の間に結合される。

ダイオード２３３は、ＲＦアブレーション・エネルギーの正の位相を電極領域に伝える。ダイオード２３４は、ＲＦアブレーション・エネルギーの負の位相を電極領域に伝える。抵抗器２３７及び２３８は、負ＭＯＳ及び正ＭＯＳ電力用トランジスタ２３５及び２３６に従来の方法でバイアスをかける。

各電源スイッチ２１４用のインターフェイス２３０は、２つのＮＰＮトランジスタ２３９及び２４０を具備している。ＮＰＮトランジスタ２３９のエミッタは、負ＭＯＳ電力用トランジスタ２３５のゲートに結合する。ＮＰＮトランジスタ２４０のコレクタは、正ＭＯＳ電力用トランジスタ２３６のゲートに結合する。

各電源スイッチ２１４用のインターフェイス２３０はまた、マイクロコントローラ２３１に結合する制御バス２４３を具備している。制御バス２４３は、各電源スイッチ２１４をマイクロコントローラ２３１のデジタル・アース（ＤＧＮＤ）に接続する。制御バス２４３はまた、ＮＰＮトランジスタ２３９のコレクタに接続している（＋）の電力線（+5V）及びＮＰＮインターフェイス・トランジスタ２４０のエミッタに接続している（―）の電力線（-5V）を具備している。

各電力スイッチ２１４の制御バス２４３は更に、Ｅ_SEL線を具備している。ＮＰＮトランジスタ２３９のベースは、制御バス２４３のＥ_SEL線に結合している。ＮＰＮトランジスタ２４０のベースはまた、ツェナー・ダイオード２４１及び抵抗器２３２を介して制御バス２４３のＥ_SEL線に結合している。Ｅ_SEL線は、抵抗器２３２を通じてツェナー・ダイオード２４１のカソードに接続している。ツェナー・ダイオード２４１は、Ｅ_SELが約３ボルトを超えた場合にＮＰＮトランジスタ２４０が作動するように選択される（これは、図示されている実施例では論理１になる）。

インターフェイス２３０は、その他の標準論理レベルを取り扱うように設計できることが認識されなければならない。この実施例では、従来のＴＴＬ（トランジスタ・トランジスタ論理）レベルを取り扱うように設計されている。

マイクロコントローラ２３１は、制御バス２４３のＥ_SELを論理１又は論理０に設定する。論理０では、負ＭＯＳトランジスタ２３５のゲートは、ＮＰＮトランジスタ２３９を通じて（＋）の５ボルト線に接続している。同様に、正ＭＯＳトランジスタ２３６のゲートは、ＮＰＮトランジスタ２４０を通じて（―）の５ボルト線に接続している。これにより、電力トランジスタ２３５及び２３６がエネルギー源２１７からのＲＦ電圧を連係する電極領域に伝えるようになる。この時の電力スイッチ２１４は、"オン" になっている。

マイクロコントローラ２３１がＥ_SELを論理０に設定すると、ＮＰＮトランジスタ２３９及び２４０には電流は流れない。これにより、電力トランジスタ２３５及び２３６は、連係する電極領域へのＲＦ電圧の伝達を遮断する。この時の電源スイッチ２１４は、"オフ" になっている。

システム２００（図１９参照）は、更に２つのアナログ・マルチプレクサ（ＭＵＸ）２２４及び２２５を具備している。マルチプレクサ２２４及び２２５は、各熱電対２０８、２０９、２１０、及び２１１から電圧入力を受け取る。マイクロコントローラ２３１は、２つのマルチプレクサ２２４及び２２５を制御して複数の温度感知熱電対２０８、２０９、２１０、及び２１１からの電圧入力を選択する。

熱電対２０８、２０９、２１０、及び２１１からの電圧入力は、フロントエンド信号調整器に送られる。この入力は、差動増幅器２２６で増幅される。差動増幅器２２６は、熱電対２０８／２０９／２１０の銅製ワイヤ及び基準熱電対２１１との間の電圧差を読み取る。電圧差は、要素２２７で調整され、アナログ・デジタル変換器２２８によりデジタル・コードに変換される。参照テーブル２２９は、デジタル・コードを温度コードに変換する。温度コードは、マイクロコントローラ２３１により読み取られる。

マイクロコントローラ２３１は、各熱電対２０８、２０９、及び２１０の温度コードをあらかじめ選択されている規準と比較してフィードバック信号を生成する。あらかじめ選択されている規準は、ユーザー・インターフェイス２３２から入力される。これらのフィードバック信号は、インターフェイス２３０を介してインターフェイス電源スイッチ２１４を制御し、電極２０１、２０２、及び２０３をオン、又はオフに切り換える。

別のマルチプレクサ２２５が、マイクロコントローラ２３１の選択した熱電対２０８、２０９、２１０、及び２１１を温度コントローラ２１５に接続する。温度コントローラ２１５はまた、既に記述したように、要素２２６、２２７、２２８、及び２２９と関連したフロントエンド信号調整器を具備する。これらの調整器は、熱電対２０８／２０９／２１０及び基準熱電対２１１の間の銅製ワイヤの電圧差を温度コードに変換する。温度コードは、コントローラにより読み取られ、あらかじめ選択された規準との比較によりフィードバック信号が生成される。これらのフィードバック信号は、エネルギー源２１７が電極２０１、２０２、及び２０３に送るために生成した電圧（電流）の振幅を制御する。

マイクロコントローラ２３１及び温度コントローラ２１５のフィードバック信号に基づいて、システム２００は電力を複数の電極領域２０１、２０２、及び２０３に送り、アブレーション要素全体の温度を一定の温度に設定し、維持する。

このようにして、システム２００はアブレーション・エネルギーの複数のエミッタを使用して安全で効果のある損傷を形成する。

システム２００は、アブレーション・エネルギーの伝達を様々な方法で制御することができる。以下は、複数の代表的なモードを説明している。

個別振幅／総合的デューティーサイクル電極領域２０１、２０２、及び２０３にはＥ（Ｊ）という記号が指定されている。ここでＪは、任意の電極領域（Ｊ＝１からＮ）を表す。

既に記述されたように、各電極領域Ｅ（Ｊ）は、少なくとも１つの温度感知要素２０８、２０９、及び２１０を持つ。これらの温度感知要素はＳ（Ｊ，Ｋ）と指定され、Ｊは電極領域を、Ｋは各電極領域上の温度感知要素の数（Ｋ＝１からＭ）を表す。

このモード（図２１参照）で、マイクロコントローラは電源スイッチ・インターフェイス２３０を操作してエネルギー源２１７からのＲＦ電力を１／Ｎデューティーサイクルの複数のパルスで伝達する。

パルス化された電力の伝達により、各個別の電極領域Ｅ（Ｊ）に送られる電力量（Ｐ_E(J)）は、以下のように表される。

Ｐ_E(J)〜ＡＭＰ_E(J) ²×ＤＵＴＹＣＹＣＬＥ_E(J) ここで、ＡＭＰ_E(J)は、電極領域Ｅ（Ｊ）に送られるＲＦ電圧の振幅で、ＤＵＴＹＣＹＣＬＥ _(J)は、パルスのデューティーサイクルであり、これは以下のように表される。

ここで、ＴＯＮ_E(J)は、電極領域Ｅ（Ｊ）が各パルス期間中にエネルギーを放射する時間で、ＴＯＦＦ_E(J)は、電極領域Ｅ（Ｊ）が各パルス期間中にエネルギーを放射しない時間である。

数式，ＴＯＮ_E(J)＋ＴＯＦＦ_E(J)は、各電極領域Ｅ（Ｊ）のパルス期間を表す。

このモードでは、マイクロコントローラ２３１は各電極領域に対して１／Ｎ（Ｎは電極領域の数）のデューティーサイクル（ＤＵＴＹＣＹＣＬＥＥ_E(J)）を総合的に確立する。

マイクロコントローラ２３１は、隣接する電極領域に連続する電力パルスを順番に送り、前のパルスのデューティーサイクルの終わりが次のパルスのデューティサイクルの始まりに若干重なるようにすることができる。このようにパルスのデューティサイクルが重なることにより、連続する電極領域間におけるパルスの切り換え中の開いた回路による断絶期間がなくなり、エネルギー源２１７は電力を連続して送ることができる。

このモードでは、温度コントローラ２１５は、各電極領域に対するＲＦ電圧の振幅（ＡＭＰ_E(J)）を個別に調整し、それによって、デューティーサイクル中にマイクロコントローラ２３１によって制御され、各電極領域に送られるアブレーション・エネルギーの電力Ｐ_E(J)を個別に変化させる。

このモードでは、マイクロコントローラ２３１は、連続するデータ取得サンプル期間を繰り返す。各サンプル期間中、マイクロコントローラ２３１は各感知器Ｓ（Ｊ，Ｋ）を選択し、電圧差はコントローラ２１５により（ＭＵＸ２２５を通じて）読み取られ、温度コード、ＴＥＭＰ（Ｊ）に変換される。

任意の電極領域に連係する感知要素が複数存在する場合には、コントローラ２１５は任意の電極領域の全ての感知温度を記録し、これらの中から最も高い感知温度を選択する。この温度はＴＥＭＰ（Ｊ）となる。任意の電極領域に対して最高の感知温度を提供している温度感知要素が心臓組織と最も密接に接触している要素である。任意の電極領域における、その他の感知要素のより低い感知温度は、これらの感知要素が密接な接触を行っておらず、その代わりに血液プールの対流冷却にさらされていることを示している。

このモードでは、コントローラ２１５は各データ取得期間中に各電極Ｅ（Ｊ）で局所的に感知した温度、ＴＥＭＰ（Ｊ）を、医師が確立した設定温度、ＴＥＭＰ_SET と比較する。この比較に基づいて、コントローラ２１５は電極領域Ｅ（Ｊ）に送られるＲＦ電圧の振幅ＡＭＰ_E(J)を変化させ、一方でマイクロコントローラ２３１は、その電極領域およびその他全ての電極領域のＤＵＴＹＣＹＣＬＥ_E(J) を維持してＴＥＭＰ（Ｊ）を設定温度ＴＥＭＰ_SETに設定し、維持する。

設定温度ＴＥＭＰ_SETは、医師の判断及び経験から得られたデータに応じて変えることがきる。心臓のアブレーションに対する代表的な設定温度は、４０°Ｃから９５°Ｃの範囲内で、７０°Ｃが望ましい代表値であると考えられている。

コントローラ２１５がＡＭＰ_E(J)を統制する方法は、比例制御方法、比例積分偏差（ＰＩＤ）制御方法、又はファジー論理制御方法を採用することができる。

例えば、比例制御方法を使用すると、第１の感知要素が感知した温度がＴＥＭＰ（１）＞ＴＥＭＰ_SETの場合、コントローラ２１５が生成した制御信号は、第１の電極領域Ｅ（１）に送られるＲＦ電圧の振幅ＡＭＰ_E(1)を個別に減少させ、一方でマイクロコントローラ２３１は、第１の電極領域Ｅ（１）の総合的なデューティーサイクルＤＵＴＹＣＹＣＬＥ_E(1)を同じに保つ。第２の感知要素が感知した温度がＴＥＭＰ（２）＜ＴＥＭＰ_SETの場合、コントローラ２１５が生成した制御信号は、第２の電極領域Ｅ（２）に送られるパルスの振幅ＡＭＰ_E(2)を増加し、一方でマイクロコントローラ２３１は、第２の電極領域Ｅ（２）の総合的なデューティーサイクルＤＵＴＹＣＹＣＬＥ_E(2)をＤＵＴＹＣＹＣＬＥ_E(1)と同じに保つといった具合になる。任意の感知要素が感知した温度が設定温度ＴＥＭＰ_SETである場合には、連係する電極領域に対するＲＦ電圧振幅は変化しない。

コントローラ２１５は、連続するデータ取得期間中に電圧差の入力を処理し続けて各電極領域Ｅ（Ｊ）のＡＭＰ_E(J)を個別に調整し、一方でマイクロコントローラ２３１は、総合的なデューティーサイクルを全ての電極領域Ｅ（Ｊ）に対して同じに保つ。このようにして、モードはアブレーション要素全体の温度を望ましい一定の温度に維持する。

比例積分偏差（ＰＩＤ）制御方法を使用すると、コントローラ２１５は任意のサンプル期間で発生する即時変化に加えて、以前のサンプル期間で発生した変化及びこれらの変化の経時変動率を考慮する。従って、ＰＩＤ制御方法を使用すると、コントローラ２１５は、ＴＥＭＰ（Ｊ）及びＴＥＭＰ_SET間の相対的に大きな任意の即時差に対して、異なる応答を示す。この応答の仕方は、差が以前の即時差と比較して増加又は減少しているか、そして前のサンプル期間からの差の変動率が増加又は減少しているかに応じて変化する。

総合的振幅／個別デューティーサイクルこのフィードバック・モード（図２２参照）では、コントローラ２１５は、エネルギー源２１７を統制し、局所的に感知された最低温度ＴＥＭＰ_SMINに基づいて全ての電極領域に対して総合的にＲＦ電圧振幅ＡＭＰ_E(J)を制御する。同時に、このフィードバック・モードでは、マイクロコントローラ２３１は、ＴＥＭＰ_SMIN より高い温度が感知されたところの各電極領域に送られる電力を、これらの電極領域のデューティーサイクルＤＵＴＹＣＹＣＬＥ_E(J)を調整することにより個別に変更する。

このモードでは、前のモードと同じように、マイクロコントローラ２３１は電力を複数のパルスに分割する。最初は、各パルスは同じ１／Ｎのデューティーサイクル（ＤＵＴＹＣＹＣＬＥ_E(J)）を持っている。前のモードと同じように、隣接する電極領域への連続するＲＦパルスの伝達がそれぞれ重なるように時間を調節し、エネルギー源３１８が電極領域Ｅ（Ｊ）に連続して電力を送るようにできる。

コントローラ２１５は、連続するデータ取得期間を繰り返し、各感知要素が感知した温度ＴＥＭＰ（Ｊ）を連続して読み取る。各電極領域に複数の感知要素が連係している場合には、コントローラ２１５は特定の電極に対する全ての感知温度を記録し、これらの中から最も高い感知温度を選択してＴＥＭＰ（Ｊ）とする。

このモードでは、コントローラ２１５は、各データ取得期間中、感知された個別の温度ＴＥＭＰ（Ｊ）を設定温度ＴＥＭＰ_SETと比較する。コントローラ２１５はまた、最も低い感知温度ＴＥＭＰ_SMINを選択する。コントローラ２１５は、比例ＰＩＤ制御方法又はファジー論理制御方法を使用して、ＡＭＰ_E(J)を調整し、ＴＥＭＰ_SMIN＝ＴＥＭＰ_SETを維持する。同時に、マイクロコントローラ２３１は、ＴＥＭＰ（Ｊ）＞ＴＥＭＰ_SMINが成り立つ電極領城のＤＵＴＹＣＹＣＬＥ_E(J) を調整し、ＴＥＭ（Ｊ）＝ＴＥＭＰ_SETを維持する。

例えば、比例制御方法のみを使用すると、ＴＥＭＰ_SMIN＜ＴＥＭＰ_SETの場合、コントローラ２１５は、ＴＥＭＰ_SMIN及びＴＥＭＰ_SET間の差（ΔＴＥＭＰ_SMI _N/SET ）に基づいて、ＴＥＭＰ_$MIN＞ＴＥＭＰ_SETとなるまで全ての電極領域のＲＦ重圧の振幅を総合的に増加させる。

この間（ＴＥＭＰ_SMINがＴＥＭＰ_SETより低い間）、マイクロコントローラ２３１はまた、局所的に感知された温度ＴＥＭＰ（Ｊ）がＴＥＭＰ_SMINより高いその他の電極領域Ｅ（Ｊ）への電力の伝達を以下のように制御する。

（ｉ）ＴＥＭＰ（Ｊ）＜ＴＥＭＰ_SETの場合、マイクロコントローラ２３１は、ΔＴＥＭＰ_SMIN/SETが確立したＲＦ電圧振幅で、電極領域Ｅ（Ｊ）に送られる電力のデューティーサイクルを増加させる。

（ii）ＴＥＭＰ（Ｊ）＞ＴＥＭＰ_SETの場合、マイクロコントローラ２３１は、ΔＴＥＭＰ_SMIN/SETが確立したＲＦ電圧振幅で、電極領域Ｅ（Ｊ）に送られる電力のデューティーサイクルを減少させる。

（iii）ＴＥＭＰ_S(N)＝ＴＥＭＰ_SETの場合、マイクロコントローラ２３１は、ΔＴＥＭＰ_SMIN/SETが確立したＲＦ電圧振幅で、任意の電極領域Ｅ（Ｎ）に対するデューティーサイクルを現状維持する。

ＴＥＭＰ_SMIN＞ＴＥＭＰ_SETの場合、コントローラ２１５は全ての電極領域に送られるＲＦ電圧振幅を総合的に削減する。ＴＥＭＰ_SMIN＝ＴＥＭＰ_SETの場合、コントローラ２１５は、全ての電極領域に送られる、その時確立されているＲＦ電圧振幅を総合的に維持する。

ヒステリシスによる温度制御このモード（図２３参照）では、前のモードと同じように、システム２００は連続するデータ取得期間を繰り返し、感知要素が感知した電極領域Ｅ（Ｊ）の温度ＴＥＭＰ（Ｊ）を連続的に記録する。上述のように、各電極領域に複数の感知要素が連係している場合には、システム２００は特定の電極領域のすべての感知温度を記録し、これらの中から最高感知温度を選択してＴＥＭＰ（Ｊ）とする。

このモードでは、マイクロコントローラ２３１は各データ取得期間中に各電極領域で局所的に感知された温度ＴＥＭＰ（Ｊ）を以下に示される高しきい値温度ＴＥＭＰ_HITHRESH及び低しきい値温度ＴＥＭＰ_LOWTHRESHと比較する。

ＴＥＭＰ_HITHRESH＝ＴＥＭＰ_SET＋ＩＮＣＲＴＥＭＰ_LOWTHRESH＝ＴＥＭＰ_SET―ＩＮＣＲここで、ＴＥＭＰ_SETは設定温度であり、ＩＮＣＲはあらかじめ設定された増分である。

このモードで操作する場合、マイクロコントローラ２３１は、電源スイッチ・インターフェイス２３０を操作して、任意の電極領域で感知された局所的温度ＴＥＭＰ（Ｊ）がＴＥＭＰ_HITHRESHより高い場合にこの電極領域をオフにする。マイクロコントローラ２３１は、局所的に感知された温度ＴＥＭＰ（Ｊ）がＴＥＭＰ_LOWTHRESHより低くなるまでこの電極領域をオフのままにする。マイクロコントローラ２３１は、任意の電極領域で感知された局所温度ＴＥＭＰ（Ｊ）がＴＥＭＰ_LOWTHRESEより低い場合にこの電極領域をオンにし、選択されている電圧振幅で電力を供給する。

ＴＥＭＰ_SET及びＩＮＣＲの値は、医師の判断及び経験で得られたデータに応じて変化できる。前述のように、ＴＥＭＰ_SETの代表的な値は、４０°Ｃから９５°Ｃの範囲内で、７０°Ｃが望ましい代表値であると考えられている。ＩＮＣＲの代表的な値は、２°Ｃから８°Ｃの範囲内で、５°Ｃが望ましい代表値であると考えられている。

この実施例では、コントローラ２１５はヒステリシス中所望の温度状態を維持するのに十分な、一定のＲＦ電圧振幅を確立する。このようにする代わりに、コントローラ２１５は、最低感知温度ＴＥＭＰ_SMINが選択されているＴＥＭＰ_LOWT _HRESH の下限値より低くなった場合、又は最長デューティーサイクルが規定値を超えた場合に電圧を調整する機能を持つことができる。ヒステリシス制御方法を採用している場合に振幅を調整及び維持するするには、他の方法も使用できることが認識されなければならない。

示差温度による無効化このモード（図２４参照）では、温度コントローラ２１５は、各データ取得期間の終わりに期間中の最高感知温度（ＴＥＭＰ_SMAX）を選択する。温度コントローラ２１５はまた、この期間中の最低感知温度（ＴＥＭＰ_SMIN）を選択する。

コントローラ２１５は、選択した最高感知温度ＴＥＭＰ_SMAXを選択した最高設定温度ＴＥＭＰ_HISETと比較し、全ての電極に対するＲＦ電圧の振幅を、比例、ＰＩＤ、又はファジー論理の各制御方法を使用して総合的に調整する制御信号を生成する。

比例制御方法を使用した場合（ｉ）ＴＥＭＰ_SMAX＞ＴＥＭＰ_HISETの場合、制御信号は、全ての電極領域に送られるＲＦ電圧の振幅を総合的に減少させる。

（ii）ＴＥＭＰ_SMAX＜ＴＥＭＰ_HISETの場合、制御信号は、全ての電極領域に送られるＲＦ電圧の振幅を総合的に増加させる。

（iii）ＴＥＭＰ_SMAX＝ＴＥＭＰ_HISETの場合、全ての電極領域に送られるＲＦ電圧の振幅は変化しない。

温度コントローラ２１５は、振幅を制御する目的で、感知された温度ＴＥＭＰ_SMAX ，ＴＥＭＰ_SMIN、又は、これらの中間の温度のいずれかを選択し、あらかじめ選択されている温度状態と比較できることが認識されなければならない。

温度コントローラ２１５の振幅制御機能を並行使用することで、マイクロコントローラ２３１は、任意の局所温度ＴＥＭＰ（Ｊ）とＴＥＭＰ_SMINの温度差に基づいて電極領域に供給する電力を制御する。この具体例では、局所感知温度ＴＥＭＰ（Ｊ）とＴＥＭＰ_SMIN温度差を算出し、この差を選択された設定温度差ΔＴＥＭＰ_SETと比較している。この比較により、電極領域への電力の供給を制御する制御信号が生成される。

任意の電極領域Ｅ（Ｊ）の局所感知温度ＴＥＭＰ（Ｊ）が、ΔＴＥＭＰ_SETの値以上最低感知温度ＴＥＭＰ_SMINを超えた場合（つまり、ＴＥＭＰ（Ｊ） ― ＴＥＭＰ_SMIN ＞ΔＴＥＭＰ_SETの場合）、マイクロコントローラ２３１はこの電極領域Ｅ（Ｊ）をオフにする。マイクロコントローラ２３１は、ＴＥＭＰ（Ｊ） ― ＴＥＭＰ_SMIN＜ΔＴＥＭＰ_SETとなったときにこの電極Ｅ（Ｊ）をオンに戻す。

このようにする代わりに（図２５参照）、マイクロコントローラ２３１は、ＴＥＭＰ（Ｊ）及びＴＥＭＰ_SMINを比較するのではなく、ＴＥＭＰ_SMAX及びＴＥＭＰ_SMINを比較することができる。ＴＥＭＰ_SMAX及びＴＥＭＰ_SMINの差があらかじめ設定されている値であるΔＴＥＭＰ_SET以上になったとき、コントローラ２３１は、ＴＥＭＰ_SMINの存在する電極領域以外の全ての電極領域をオフにする。コントローラ２３１は、ＴＥＭＰ_SMAX及びＴＥＭＰ_SMINの温度差がΔＴＥＭＰ_SET より小さくなったときにこれらの電極領域をオンに戻す。

上記の、温度を基にした制御方法の中には、ＲＦ電圧の振幅を調整することにより電力を変化させるものがある。このようにする代わりに、ＲＦ電流の振幅を調整することによっても電力を変化させることができることが認識されなければならない。従って、この明細書で使用される量、ＡＭＰ_E(J)は、ＲＦ電圧振幅又はＲＦ電流振幅のどちらも意味することができる。

III．複数の温度感知要素からの選択前述のように、任意の電極領域は、連係する温度感知要素を複数持つことができる。前述のアブレーション制御モードでは、コントローラ２１５は任意の電極領域の全ての感知温度を記録し、これらの中から最高の温度を選択してＴＥＭＰ（Ｊ）とする。この選択を行うには、その他の方法も使用できる。

予測最高温度の取得組織及び電極領域は、熱を交換するため、温度感知要素はその領域の最高温度を正確に計測しない可能性がある。これは、最高温度を持つ領域が、エネルギー放射電極領域（及び連係する感知要素）が組織に接触する場所から約0.5mmから2 .0mmの深さの組織の表面下に存在するためである。送られる電力による組織の加熱が速く行われすぎると、この表面下の領域の実際の最高組織温度は１００°を超え、組織が乾燥してしまう可能性がある。

図２６は、ニューラル・ネットワーク予測器３００の具体例を示している。ニューラル・ネットワーク予測器３００は、各電極領域で複数の感知要素Ｓ（Ｊ、Ｋ）が感知した温度を入力として受け取る。ここで、Ｊは任意の電極領域（Ｊ＝１からＮ）を表し、Ｋは各電極領域上の温度感知要素の数（Ｋ＝１からＭ）を表す。予測器３００は、最高温度を持つ組織領域の予測温度Ｔ_MAXPRED(t)を出力する。コントローラ２１５及びマイクロコントローラ２３１は、ＴＥＭＰ（Ｊ）を使用して既に記述された方法で、Ｔ_MAXPRED(t)に基づいて振幅及びデューティーサイクルの制御信号を取得する。

予測器３００は、２層からなるニューラル・ネットワークを使用しているが、より多くの隠れた層を使用することもできる。図２６が示すように、予測器３００は第１及び第２の隠れた層、及び４つのニューロンを具備しており、これらはＮ_(L.X)で示される。ここで、Ｌは層１又は層２を識別し、Ｘはその層のニューロンを識別する。第１層（Ｌ＝1）は、３つのニューロン（Ｘ＝１から３）を持ち、Ｎ_(1、1)、Ｎ_(1、2)、及びＮ_(1、3)としてそれぞれ示される。第２層（Ｌ＝２）は、１つの出力ニューロン（Ｘ＝１）から成り、Ｎ_(2、1)として示される。

複数の感知要素からの温度測定値は、図中ではＴＳ１（ｎ）及びＴＳ２（ｎ）の２つのみが省略されて示されているが、これらは重みが掛けられ、第１層の各ニューロンＮ_(1,1)，Ｎ_(1,2)，及びＮ_(1,3)に入力される。図２６は、これらの重みをＷ^L(_k,N)と表している。ここで、Ｌ＝１であり、ｋは入力検出器の順番、そしてＮは第１層の入力ニューロン番号１、２、又は３である。

第２層の出力ニューロンＮ_(2,1)は、ニューロンＮ_(1,1)，Ｎ_(1,2)，及びＮ_(1, ₃₎ の重み付き出力を入力として受け取る。図２６は、出力重みをＷ^L _(O,X)と表している。ここで、Ｌ＝２であり、Ｏは第１層の出力ニューロン１、２、又は３で、Ｘは第２層の入力ニューロン番号である。これらの重み付き入力に基づいて、出力ニューロンＮ_(2,1)はＴ_MAXPRED(t)を予測する。

予測器３００は、過去の実験により取得した、感知要素ＴＳ１及びＴＳ２の温度及び最高温度の領域の温度を含む既知のデータの集まりを使用して調整する必要がある。例えば、逆伝播モデルを使用した場合、予測器３００は、データの集まりにある既知の最高温度を最小平均二乗誤差で予測するよう調整できる。調整段階が完了したら、予測器３００はＴ_MAXPRED(t)の予測に使用できる。

その他の種類のデータ処理技術を使用してＴ_MAXPRED(t)を求めることもできる。例えば、1994年6月27日に出願された同時継続出願、第号の、"Tissue Heating and Ablation Systems and Methods Using Predicted Temperature fo r Monitoring and Control（監視及び制御のための予測温度を使用した組織の加熱及びアブレーションのシステムと方法）”を参照できる。

図示されている望ましい実施例は、コンピュータ制御のディジタル処理を使用して情報を分析し、フィードバック信号を生成する。

マイクロスイッチ、アンド-オア・ゲート、インバータ、アナログ回路などを使用するその他の論理制御回路は、望ましい実施例で示されているマイクロプロセッサ制御の技術と同等のものであることが認識されなければならない。

本発明の様々な特徴は、以下の請求の範囲で記述される。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＣＡ，ＪＰ (72)発明者フレイッシュマン，シドニーディー. アメリカ合衆国カリフォルニア 94086, サニーベール，コスタメサテラス 454エイチ (72)発明者パネスク，ドーリンアメリカ合衆国カリフォルニア 94086, サニーベール，ノースフェアーオークス 382，アパートメント４ (72)発明者トンプソン，ラッセルビー. アメリカ合衆国カリフォルニア 94022, ロスアルトス，ウェストポートラアベニュー 123 (72)発明者ワイン，ジェイムズジー. アメリカ合衆国カリフォルニア 95070, サラトガ，ロスフェリスロード 17930

Claims

【特許請求の範囲】１．体内に配置された装置の地点の温度を感知するためのシステムにおいて、体内に配置され、装置の地点の温度にさらされる少なくとも１つの熱電対と、体内の温度にさらすように配置された基準熱電対と、熱電対と基準熱電対を電気的に結合し、熱電対がさらされている温度に応じて変化する電圧差を生成する回路から成ることを特徴とするシステム。２．体内に配置された装置の地点の温度を感知するためのシステムにおいて、体内に配置され、装置の地点の温度にさらされる少なくとも１つの熱電対と、体内に配置され、体温にさらされる基準熱電対と、熱電対と基準熱電対を電気的に結合し、熱電対がさらされている温度に応じて変化する電圧差を生成する回路から成ることを特徴とするシステム。３．請求項１又は２記載のシステムにおいて、回路に電気的に結合し、電圧差を計測して熱電対がさらされている温度を取得する処理要素を更に含むことを特徴とするシステム。４．請求項２記載のシステムにおいて、処理システムが以下の方法で温度を取得し、ここで、ＴＥＭＰ_Nは、熱電対がさらされている温度状態で、ＴＥＭＰ_REFは、基準熱電対がさらされている体温で、 ΔＶ_Nは、熱電対及び基準熱電対との間で計測される電圧差で、 αは、熱電対の電圧及び温度の関係を表現する既知の関数であることを特徴とするシステム。５．体内の組織を加熱するための装置において、体内で展開される支持要素と、体内の組織を加熱するための、支持要素上の少なくとも１つのエネルギー放射地帯と、エネルギー・エミッタに連係し、体内のエミッタ地点の温度にさらされる少なくとも１つの熱電対と、体内の体温にさらされる基準熱電対と、熱電対と基準熱電対を電気的に結合し、熱電対がさらされている温度に応じて変化する電圧差を生成する回路から成ることを特徴とするシステム。６．請求項５記載の装置において、基準熱電対が体内の支持要素に担持されていることを特徴とする装置。７．体内の組織を加熱するための装置において、血液プールを通って体内で展開される支持要素と、血液プールと接触している、体内組織を加熱するための、支持要素上の少なくとも１つのエネルギー放射地帯と、エネルギー・エミッタに連係し、体内のエミッタ地点の温度にさらされる少なくとも１つの熱電対と、体内の血液プールの温度にさらされる基準熱電対と、熱電対と基準熱電対を電気的に結合し、熱電対がさらされている温度に応じて変化する電圧差を生成する回路から成ることを特徴とするシステム。８．体内の組織を加熱するためのシステムにおいて、請求項６又は７記載の装置と、電圧差を計測して熱電対がさらされている温度状態を取得するための回路に電気的に結合している処理要素から成ることを特徴とするシステム。９．請求項８記載のシステムにおいて、処理システムが以下の方法で温度を取得し、ここで、ＴＥＭＰ_Nは、熱電対がさらされている温度状態で、ＴＥＭＰ_REFは、基準熱電対がさらされている血液プールの温度で、 ΔＶ_Nは、熱電対及び基準熱電対との間で計測される電圧差で、 αは、熱電対の電圧及び温度の関係を表現する既知の関数であることを特徴とするシステム。１０．請求項９記載のシステムにおいて、エネルギー源をエネルギー・エミッタに結合し、少なくとも部分的に、取得した温度状態に基づいて、加熱エネルギーをエミッタに送るコントローラを更に含むことを特徴とするシステム。１１．心臓内の組織のアブレーションを行なうためのプローブにおいて、心室に展開される支持要素と、心室内の組織のアブレーションを行なうための、支持本体上の少なくとも１つのエネルギー放射地帯と、エネルギー・エミッタに連係し、エミッタ地点の温度にさらされる少なくとも１つの熱電対と、体温にさらされる基準熱電対と、熱電対と基準熱電対を電気的に結合し、熱電対がさらされている温度に応じて変化する電圧差を生成する回路から成ることを特徴とするシステム。１２．心臓内の組織のアブレーションを行なうためのプローブにおいて、心室に展開される支持要素と、心室内の組織のアブレーションを行なうための、支持本体上の少なくとも２つのエネルギー放射地帯と、エネルギー・エミッタに連係し、エミッタ地点の温度にさらされる少なくとも１つの熱電対と、単一の基準熱電対と、各熱電対を単一の基準熱電対に電気的に結合し、各熱電対がさらされている温度に応じて変化する電圧差を各熱電対に対して生成する回路から成ることを特徴とするシステム。１３．請求項１２記載のプローブにおいて、単一の基準熱電対が体温にさらされるように位置付けられることを特徴とするプローブ。１４．請求項１１又は１２又は１３記載のプローブにおいて、基準熱電対が体内で支持要素上に担持されることを特徴とするプローブ。１５．請求項１４記載のプローブにおいて、基準熱電対が体内の血液プールの熱にさらされることを特徴とするプローブ。１６．心臓内の組織のアブレーションを行なうシステムにおいて、請求項１１又は１２又は１３記載のプローブと、電圧差を計測し、温度を取得するための回路に電気的に結合している処理要素から成ることを特徴とするシステム。１７．請求項１６記載のシステムにおいて、処理システムが以下の方法で温度を取得し、ここで、ＴＥＭＰ_Nは、熱電対がさらされている温度状態で、ＴＥＭＰ_REFは、基準熱電対がさらされている血液プールの温度で、 ΔＶ_Nは、熱電対及び基準熱電対との間で計測される電圧差で、 αは、熱電対の電圧及び温度の関係を表現する既知の関数であることを特徴とするシステム。１８．請求項１６記載のシステムにおいて、アブレーション・エネルギー源をエネルギー・エミッタに結合し、少なくとも部分的に、取得した温度状態に基づいて、アブレーション・エネルギーをエミッタに送るコントローラを更に含むことを特徴とするシステム。１９．心臓内の組織のアブレーションを行なうためのプローブにおいて、心室に展開される支持要素と、心室内の組織のアブレーションを行なうための、支持本体上の少なくとも１つのエネルギー放射地帯と、エネルギー・エミッタに連係し、エミッタ地点の温度にさらされる少なくとも１つの熱電対であって、熱電対が、熱電対と心臓組織との間の熱の接触を妨げず、一方で熱電対をエネルギー放射地帯から電気的に絶縁するコーティングを含む熱電対から成ることを特徴とするシステム。２０．請求項１９記載のプローブにおいて、体温にさらされるように位置付けられる基準熱電対と、熱電対を基準熱電対に電気的に結合し、熱電対がさらされている温度に応じて変化する電圧差を熱電対に対して生成する回路を更に含むことを特徴とするプローブ。２１．請求項２０記載のプローブにおいて、熱電対が血液プールの温度にさらされるように位置付けられることを特徴とするプローブ。２２．心臓内の組織のアブレーションを行なう方法において、心室内に位置する少なくとも１つのエネルギー・エミッタにアブレーション・エネルギーを送るステップと、少なくとも１つの熱電対をエミッタ地点の温度にさらし、一方で基準熱電対を体温にさらす手段において、熱電対及び基準熱電対が電気的に結合され、熱電対がさらされている温度に応じて電圧差を生成する手段と、電圧差を計測することにより熱電対がさらされている温度を取得する手段を使用してエミッタ地点の温度を感知するステップと、取得した温度に基づいて信号を生成するステップから成ることを特徴とする方法。２３．請求項２２記載の方法において、アブレーション・エネルギーのエミッタへの伝達を、少なくとも部分的には、信号に基づいて制御するステップを更に含むことを特徴とする方法。２４．複合熱電対において、電気を絶縁する材料でできた基質と、それぞれが異なる導電性の材料から成り、基質上に終端を持つ基質上の第１及び第２の導電性の経路と、第１及び第２の導電性の経路の終端をまとめて基質上に電気的に融合し、熱電対接合部を形成する材料と、基質上の経路及び熱電対接合部にかぶさる電気絶縁材料の層から成ることを特徴とする熱電対。２５．請求項２４記載の複合熱電対において、電気を絶縁する材料の層が、熱を伝導することを特徴とする熱電対。２６．請求項２４記載の複合熱電対において、第１及び第２の経路に電気的に結合し、基質の外側に延長している第１及び第２の接続ワイヤを更に含むことを特徴とする熱電対。２７．請求項２４記載の複合熱電対において、第１及び第２の経路が基質上に蒸着されていることを特徴とする熱電対。２８．請求項２４記載の複合熱電対において、第１及び第２の経路が基質上に被覆されていることを特徴とする熱電対。２９．請求項２４記載の複合熱電対において、第１及び第２の経路が基質上に配置されるワイヤから成ることを特徴とする熱電対。３０．請求項２４記載の複合熱電対において、基質がチューブ上の形をしていることを特徴とする熱電対。