(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
電極カテーテルの先端電極と、人体表面に貼付される対極板との間に高周波電流を流すための電源装置であって、
交流電源コンセントに着脱される電源プラグと、
前記電源プラグからの交流電圧を変圧する、巻線により構成される第１トランスと、
前記第１トランスにより変圧された交流電圧を装置の各構成部に印加する電源部と、
装置の各構成部を制御するとともに、入力部からの入力情報に基いて高周波信号および出力指示信号を形成する演算処理部と、
前記演算処理部で形成された高周波信号を前記電源部から印加された電圧によって増幅し、焼灼可能なエネルギーを有する高周波電流を形成する増幅部と、
前記演算処理部からの出力指示信号に基いて、前記増幅部で形成された高周波電流を前記電極カテーテルに出力する出力部と、
前記増幅部で形成された高周波電流に混入されているノイズをカットするために、前記出力部に実装された、巻線により構成される第２トランスと、
前記電極カテーテルを接続するためのカテーテル接続コネクタと、
前記対極板を接続するための対極板接続コネクタと、
心電計を接続するための心電計接続コネクタと、
前記出力部と前記カテーテル接続コネクタとを接続する第１配線と、
前記出力部と前記対極板接続コネクタを接続する第２配線と、
前記カテーテル接続コネクタと前記心電計接続コネクタとを接続する第３配線とを備えてなり、
前記第１トランスを構成する巻線の中心軸の延びる方向と前記電源装置の正面とがなす前記第１トランスの実装角度が０°または９０°であり、
前記第２トランスを構成する巻線の中心軸の延びる方向と前記電源装置の正面とがなす前記第２トランスの実装角度が４５°±１０°であることを特徴とする高周波電源装置。    
【請求項２】
前記出力部からの出力情報を表示する表示部を備えていることを特徴とする請求項１に記載の高周波電源装置。
【請求項３】
請求項１または請求項２に記載の高周波電源装置と、
前記高周波電源装置のカテーテル接続コネクタに接続された電極カテーテルと、
前記高周波電源装置の対極板接続コネクタに接続された対極板と、
前記高周波電源装置の心電計接続コネクタに接続された心電計とを備えてなる電極カテーテルシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、高周波電源装置および電極カテーテルシステムに関し、更に詳しくは、電極カテーテルの先端電極と、人体表面に貼付される対極板との間に高周波電流を流すための高周波電源装置、およびそのような高周波電源装置を備えた電極カテーテルシステムに関する。
【背景技術】
【０００２】
心臓の不整脈を診断または治療するための医療器具として電極カテーテルが知られている。この電極カテーテルは、通常、カテーテルシャフトと、カテーテルシャフトの基端に装着された制御ハンドルと、カテーテルシャフトの先端に装着された先端電極と、カテーテルシャフトの先端領域に装着されたリング状電極とから構成されている。
【０００３】
不整脈の診断または治療においては、電極カテーテルを心臓内に挿入し、電極（先端電極およびリング状電極）によって心内電位を測定して異常伝導経路などの焼灼すべき部位を特定し、特定された部位に対して電極カテーテルの先端電極から高周波電流を通電して当該部位を焼灼することが行われている（例えば、特許文献１参照）。
【０００４】
ここに、先端電極から高周波電流を通電するために、電極カテーテルは高周波電源装置に接続されている。
高周波電流の通電方法として、電極カテーテルの先端電極と、人体の表面に貼付された対極板との間に通電するモノポーラ方式があり、モノポーラ方式では、電極カテーテルとともに、対極板が高周波電源装置に接続される。
【０００５】
高周波電極装置の内部では、内蔵されている発振子により形成した高周波信号（正弦波）が増幅部により増幅されて焼灼可能なエネルギーを有する高周波電流となり、この高周波電流が電極カテーテルに出力され、電極カテーテルの先端電極と対極板との間に通電される。
【０００６】
一方、高周波電源装置には、通常、心電計が接続されている。電極カテーテルの電極（先端電極およびリング状電極）により測定された心内電位（波形）は、高周波電源装置を経由して心電計に出力され、心電計のモニタに表示されるとともにチャートに記録（印刷）される。なお、心内電位は焼灼治療（高周波電流の通電）中においても測定され、オペレータは、測定された心内電位を監視しながら手技を行う。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００７】
【特許文献１】特開平６−６３０５６号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
従来の高周波電源装置において、焼灼治療中（高周波電流の通電中）に測定される心内電位、特に、電極カテーテルの先端電極（第１極）と、最も先端側に位置するリング状電極（第２極）との間の心内電位には比較的大きなノイズが混入し、心内電位波形のベースラインが乱れて安定しないという問題がある。
【０００９】
高周波電源装置において、心内電位と高周波電流（高周波信号）とは互いに異なる経路を通るのであるが、高周波電流の通電中にノイズが発生すること、高周波電流を流す先端電極（第１極）とリング状電極（第２極）との間の心電位波形において顕著なノイズが現れていることから、心内電位に混入されるノイズは、電極カテーテルに出力される高周波電流（高周波信号）に混入されていたノイズに起因するものと考えられる。
【００１０】
そこで、高周波電源装置における高周波電流の出力部にトランスを実装し、高周波電流に混入されているノイズをこのトランスでカットすることによって、高周波電流のノイズに起因するノイズを心内電位に混入させないようにすることが考えられる。
【００１１】
しかしながら、高周波電源装置は、電源プラグからの交流電圧を変圧するためのトランスを備えており、このトランス（第１トランス）からの電磁波の影響を、出力部に実装したトランス（第２トランス）が受けることにより、第２トランスからの高周波電流に新たなノイズが混入し、この結果、測定される心内電位には、依然として大きなノイズの混入が認められた。なお、第１トランスからの電磁波の影響については、当該第１トランスにシールドを被せることによっても防止することができなかった。
【００１２】
本発明は以上のような事情に基いてなされたものである。
本発明の目的は、高周波電流の通電中であっても、ノイズの少ない心内電位を取得することができる高周波電源装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
上記の目的を達成するために本発明者が鋭意検討を重ねた結果、電源プラグからの交流電圧を変圧する第１トランスの実装角度が０°または９０°（通常の実装形態）であるときに、出力部に実装される第２トランスの実装角度を４５°とすることにより、驚くべきことに、第１トランスからの電磁波の影響を第２トランスが殆ど受けなくなり、心内電位に混入するノイズが著しく低減されることを見出し、かかる知見に基づいて本発明を完成するに至った。
【００１４】
（１）すなわち、本発明の高周波電源装置は、電極カテーテルの先端電極と、人体表面に貼付される対極板との間に高周波電流を流すための電源装置であって、
交流電源コンセントに着脱される電源プラグと、
前記電源プラグからの交流電圧を変圧する、巻線により構成される第１トランスと、
前記第１トランスにより変圧された交流電圧を装置の各構成部に印加する電源部と、
装置の各構成部を制御するとともに、入力部からの入力情報に基いて高周波信号および出力指示信号を形成する演算処理部と、
前記演算処理部で形成された高周波信号を前記電源部から印加された電圧によって増幅し、焼灼可能なエネルギーを有する高周波電流を形成する増幅部と、
前記演算処理部からの出力指示信号に基いて、前記増幅部で形成された高周波電流を前記電極カテーテルに出力する出力部と、
前記増幅部で形成された高周波電流に混入されているノイズをカットするために、前記出力部に実装された、巻線により構成される第２トランスと、
前記電極カテーテルを接続するためのカテーテル接続コネクタと、
前記対極板を接続するための対極板接続コネクタと、
心電計を接続するための心電計接続コネクタと、
前記出力部と前記カテーテル接続コネクタとを接続する第１配線と、
前記出力部と前記対極板接続コネクタを接続する第２配線と、
前記カテーテル接続コネクタと前記心電計接続コネクタとを接続する第３配線とを備えてなり、
前記第１トランスを構成する巻線の中心軸の延びる方向と前記電源装置の正面とがなす前記第１トランスの実装角度が０°または９０°であり、
前記第２トランスを構成する巻線の中心軸の延びる方向と前記電源装置の正面とがなす前記第２トランスの実装角度が４５°±１０°であることを特徴とする。
【００１５】
（２）本発明の高周波電源装置において、前記出力部からの出力情報（電流・電圧・電力・出力エネルギー）を表示する表示部を備えていることが好ましい。
【００１６】
（３）本発明の電極カテーテルシステムは、本発明の高周波電源装置と、
前記高周波電源装置のカテーテル接続コネクタに接続された電極カテーテルと、
前記高周波電源装置の対極板接続コネクタに接続された対極板と、
前記高周波電源装置の心電計接続コネクタに接続された心電計とを備えてなることを特徴とする。
【発明の効果】
【００１７】
本発明の高周波電源装置によれば、高周波電流の通電中であってもノイズの少ない心内電位を取得することができる。
本発明の電極カテーテルシステムによれば、高周波電源装置により高周波電流を通電し、電極カテーテルの先端電極と対極板との間に当該高周波電流を流している時であっても、心電計においてノイズの少ない心内電位を取得し、表示・記録することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１８】
【図１】本発明の一実施形態に係る高周波電源装置を備えた電極カテーテルシステムの全体構成を示す斜視図である。
【図２】本発明の一実施形態に係る高周波電源装置を備えた電極カテーテルシステムの全体構成を示すブロック図である。
【図３】本発明の一実施形態に係る高周波電源装置を示す斜視図である。
【図４】本発明の一実施形態に係る高周波電源装置の内部を模式的に示す斜視図である。
【図５】図４に示した高周波電源装置の内部を上方から見た平面図である。
【図６Ａ】本発明の高周波電源装置を備えた電極カテーテルシステムにおいて、高周波電流の通電中および通電停止後に測定された心内電位波形図である。
【図６Ｂ】比較用の高周波電源装置を備えた電極カテーテルシステムにおいて、高周波電流の通電中および通電停止後に測定された心内電位波形図である。
【発明を実施するための形態】
【００１９】
以下、本発明の高周波電源装置、およびこれを備えた電極カテーテルシステムの一実施形態について説明する。
図１および図２に示す電極カテーテルシステムは、装置本体１００Ａおよび中継ボックス１００Ｂからなる高周波電源装置１００と、この高周波電源装置１００（カテーテル接続コネクタ８１）に接続され、人体Ｂの心臓Ｈ内に挿入されるアブレーションカテーテル３００と、高周波電源装置１００（対極板接続コネクタ８２）に接続され、人体Ｂの体表面に貼付される対極板４００と、高周波電源装置１００（心電計接続コネクタ８３）に接続されている心電計５００とを備えてなる。
【００２０】
図１乃至図５に示す高周波電源装置１００は、アブレーションカテーテル３００の先端電極３１０と、人体表面に貼付される対極板４００との間に高周波電流を流すための電源装置であって、交流電源コンセントに着脱される電源プラグ２１と、電源プラグ２１からの交流電圧を変圧する第１トランス２５（２５Ａ，２５Ｂ）と、第１トランス２５（２５Ａ，２５Ｂ）により変圧された交流電圧を装置の各構成部に印加する電源部２０と、装置の各構成部を制御するとともに、入力部４０からの入力情報に基いて高周波信号および出力指示信号を形成する演算処理部１０（ＣＰＵ基板）と、演算処理部１０で形成された高周波信号を電源部２０から印加された電圧によって増幅し、焼灼可能なエネルギーを有する高周波電流を形成する増幅部３０（アンプ基板）と、演算処理部１０からの出力指示信号に基いて、増幅部３０で形成された高周波電流をアブレーションカテーテル３００に出力する出力部６０（パワー基板）と、増幅部３０で形成された高周波電流に混入されているノイズをカットするために、出力部に実装された第２トランス６５と、出力部６０からの出力情報（電流・電圧・電力・出力エネルギー）を表示する表示部７０と、アブレーションカテーテル３００を接続するためのカテーテル接続コネクタ８１と、対極板４００を接続するための対極板接続コネクタ８２と、心電計５００を接続するための心電計接続コネクタ８３と、標準抵抗器を接続するためのテスト用コネクタ８４と、出力部６０とカテーテル接続コネクタ８１とを接続する第１配線９１と、出力部６０と対極板接続コネクタ８２を接続する第２配線９２と、カテーテル接続コネクタ８１と心電計接続コネクタ８３とを接続する第３配線９３と、出力部６０とテスト用コネクタ８４とを接続するために第１配線９１から分岐する第１分岐配線９４とを備えてなり、この高周波電源装置１００を構成する第１トランス２５（２５Ａ，２５Ｂ）の実装角度が０°であり、第２トランス６５の実装角度が４５°である。
【００２１】
高周波電源装置１００を構成する第１トランス２５は、装置の構成部が必要とする２種類の電源系（動作電圧）に応じて上下二段（２５Ａ，２５Ｂ）に分かれて配置されている。第１トランス２５（２５Ａ，２５Ｂ）は、電源プラグ２１からの交流電圧（１００Ｖの商用電源）を変圧（降圧）する変圧器（電源トランス）であり、上段に位置する第１トランス２５Ａでは、１００Ｖの交流電圧を例えば１４Ｖに降圧し、下段に位置する第１トランス２５Ｂでは、例えば１８Ｖに降圧する。
【００２２】
図４および図５に示すように、第１トランス２５（２５Ａ，２５Ｂ）は、装置本体１００Ａの筐体の内部において０°の実装角度で配置されている。ここに、「実装角度」は、部品を実装する際の当該部品の回転角度である。
図５に示す平面視において、実装角度０°で実装されている第１トランス２５（２５Ａ，２５Ｂ）は、当該トランスを構成する巻線（１次巻線および２次巻線）の中心軸の延びる方向〔巻線の中心軸方向（Ｐ11，Ｐ12）〕が、高周波電源装置１００の正面（入力部４０および表示部７０が配置されたパネル面１００Ｐ）と平行となるように配置されている。
【００２３】
第１トランス２５（２５Ａ，２５Ｂ）により変圧された交流電圧の各々は電源部２０に送られ、電源部２０から装置の構成部（演算処理部１０、増幅部３０、出力部６０および表示部７０）に振り分けられて印加される。
【００２４】
演算処理部１０（ＣＰＵ基板）は、装置の各構成部（電源部２０、増幅部３０、出力部６０、表示部７０）を制御する。
また、演算処理部１０は、入力部４０からの入力情報（信号）に基いて、内蔵する発振子により高周波信号（例えば、５５Ｖ程度の正弦波）を形成するとともに、出力指示信号を形成する。
演算処理部１０（発振子）で形成された高周波信号は増幅部３０に送られ、演算処理部１０で形成された出力指示信号は出力部６０に送られる。
【００２５】
高周波電源装置１００の入力部４０には、図３に示す最大出力設定ダイヤル４１、テストモード（抵抗測定）切替ボタン４２、出力開始ボタン４３、出力停止ボタン４４、消去ボタン４５、出力可能な最小抵抗の設定ボタン４６（測定された抵抗が設定した抵抗より低くなると出力が停止する）、出力継続可能な抵抗変化（上昇）の設定ボタン４７（抵抗の上昇が設定した抵抗変化を超えると出力が停止する）、最大焼灼時間の設定ボタン４８、目標温度の設定ボタン４９が含まれる。
【００２６】
増幅部３０（アンプ基板）は、演算処理部１０の発振子で形成された高周波信号を電源部２０から印加された電圧によって増幅し、焼灼可能な出力（例えば３０Ｗ）を生じる高周波電流を形成する。
増幅部３０で形成された高周波電流は出力部６０に送られる。
【００２７】
出力部６０（パワー基板）は、増幅部３０で形成された高周波電流を、演算処理部１０からの出力指示信号に基いてアブレーションカテーテル３００に出力する。
図２に示すように、出力部６０は、第１配線９１によってカテーテル接続コネクタ８１に接続されているとともに、第２配線９２によって対極板接続コネクタ８２に接続されている。
【００２８】
カテーテル接続コネクタ８１は、高周波電源装置１００にアブレーションカテーテル３００を接続するための電源装置側のコネクタであり、例えば、丸型多芯（例えば６芯）のジャック端子（メス端子）からなる。
また、対極板接続コネクタ８２は、高周波電源装置１００に対極板４００を接続するための電源装置側のコネクタであって、フォーンジャック端子（メス端子）からなる。
【００２９】
カテーテル接続コネクタ８１にカテーテル側のコネクタを挿入して、高周波電源装置１００にアブレーションカテーテル３００を接続するとともに、対極板接続コネクタ８２に対極板側のコネクタを挿入して、高周波電源装置１００に対極板４００を接続することにより、図２に示すように「出力部６０→第１配線９１→カテーテル接続コネクタ８１→アブレーションカテーテル３００（先端電極３１０）→対極板４００→対極板接続コネクタ８２→第２配線９２→出力部６０」の回路（高周波電流の経路）が形成される。
【００３０】
ここに、アブレーションカテーテル３００の端子（カテーテル側のコネクタ）は、カテーテル接続コネクタ８１に適合する丸型多芯（例えば、６芯）のプラグ端子（オス端子）からなる。
他方、対極板４００の端子（対極板側のコネクタ）は、対極板接続コネクタ８２に適合するフォーンプラグ端子（オス端子）からなる。
【００３１】
出力部６０に送られた高周波電流（増幅された高周波信号）は、後述する第２トランス６５によって混入されているノイズがカットされ、演算処理部１０からの出力指示信号に基いて、カテーテル接続コネクタ８１からアブレーションカテーテル３００に出力される。アブレーションカテーテル３００に出力された高周波電流は、先端電極３１０と対極板４００との間に流され（これにより焼灼治療が施される）、対極板４００から、対極板接続コネクタ８２を経由して出力部６０に戻る。
【００３２】
図２および図３に示すように、高周波電源装置１００は、心電計接続コネクタ８３を備えている。心電計接続コネクタ８３は、高周波電源装置１００に心電計５００を接続するための電源装置側のコネクタであり、例えば、丸型多芯（例えば４芯）のジャック端子（メス端子）からなる。
【００３３】
図２に示すように、心電計接続コネクタ８３は、第３配線９３によってカテーテル接続コネクタ８１に接続されている。
カテーテル接続コネクタ８１にカテーテル側のコネクタを挿入して、高周波電源装置１００にアブレーションカテーテル３００を接続するとともに、心電計接続コネクタ８３に、心電計側のコネクタを挿入して高周波電源装置１００に心電計５００を接続するとことにより、図２に示すように、「アブレーションカテーテル３００（先端電極３１０およびリング状電極３２０）→カテーテル接続コネクタ８１→第３配線９３→心電計接続コネクタ８３→心電計５００」の経路（心内電位の伝達経路）が形成される。
【００３４】
これにより、アブレーションカテーテル３００の先端電極３１０およびリング電極３２０により測定された心内電位は、カテーテル接続コネクタ８１から高周波電源装置１００に入力され、第３配線９３を通り、心電計接続コネクタ８３から心電計５００に出力される。出力された心内電位は、心電計５００のモニタ５２０に表示され、図示しないチャートに記録（印刷）される。
【００３５】
ここに、心電計５００の端子（心電計側のコネクタ）は、心電計接続コネクタ８３に適合する丸型多芯（例えば４芯）のプラグ端子（オス端子）からなる。
【００３６】
第２トランス６５は、増幅部３０で形成された高周波電流（出力部６０によりアブレーションカテーテル３００に出力される高周波電流）に混入されているノイズをカットするためのノイズカットトランスとして、出力部６０に実装されている。
第２トランス６５によりカットされるノイズとしては、例えば、演算処理部１０の発振子で形成された高周波信号に混入され、当該高周波信号とともに増幅部３０において増幅されたノイズを挙げることができる。
【００３７】
表示部７０は、出力部６０からの出力情報を表示する。
すなわち、アブレーションカテーテル３００に出力される高周波電流の出力情報（電流（Ｉ）・電圧（Ｅ）・電力（Ｅ×Ｉ）・出力エネルギー）は、出力部６０から演算処理部１０を経由して表示部７０に送られ、表示部７０（図３に示す電流表示部７１・電圧表示部７２・電力表示部７３・出力エネルギー表示部７４）に表示される。また、アブレーションカテーテル３００の先端電極３１０に内蔵されている温度測定手段（熱電対）により測定された温度が温度表示部７６に表示される。
【００３８】
本実施形態の高周波電源装置１００は、演算処理部１０の内部において、アブレーションカテーテル３００の先端電極３１０と対極板４００との間の抵抗（インピーダンス）を測定するための抵抗測定回路（図示省略）を備えている。
【００３９】
図２に示すように、高周波電源装置１００に、アブレーションカテーテル３００および対極板４００が接続されている電極カテーテルシステムには「演算処理部１０（抵抗測定回路）→出力部６０→第１配線９１→カテーテル接続コネクタ８１→アブレーションカテーテル３００（先端電極３１０）→対極板４００→対極板接続コネクタ８２→第２配線９２→出力部６０→演算処理部１０（抵抗測定回路）」の回路が形成され、これにより、先端電極３１０と、対極板４００との間の抵抗（インピーダンス）を抵抗測定回路によって測定することができる。
【００４０】
抵抗測定回路によって測定された抵抗（インピーダンス）は、高周波電流の出力情報（電流・電圧・電力・出力エネルギー）とともに、表示部７０（図３に示すインピーダンス表示部７５）に表示される。
【００４１】
なお、表示部７０（インピーダンス表示部７５）に表示されるインピーダンスの測定値が誤差のない正確なものであるか否かを確認するために、抵抗が既知（例えば１００Ω）の標準抵抗器を高周波電源装置１００に接続し、標準抵抗器の抵抗を抵抗測定回路で測定して表示部７０（インピーダンス表示部７５）に表示させ、既知の抵抗（抵抗値）と対比することが好ましい。
【００４２】
標準抵抗器を高周波電源装置１００に接続する際には、標準抵抗器の一方の端子をテスト用コネクタ８４に接続するとともに、他方の端子を対極板接続コネクタ８２に接続する。これにより、「演算処理部１０（抵抗測定回路）→出力部６０→第１配線９１→第１分岐配線９４→テスト用コネクタ８４→標準抵抗器→対極板接続コネクタ８２→第２配線９２→出力部６０→演算処理部１０（抵抗測定回路）」の回路が形成され、これにより、抵抗測定回路によって標準抵抗器の抵抗が測定され、測定された抵抗を表示部７０（インピーダンス表示部７５）に表示させることができる。
【００４３】
ここに、テスト用コネクタ８４は、フォーンジャック端子（好ましくは、ミニジャックまたはマイクロジャック）からなり、標準抵抗器の一方の端子は、テスト用コネクタ８４に適合するフォーンプラグ端子（好ましくは、ミニプラグまたはマイクロプラグ）からなる。
なお、標準抵抗器の他方の端子は、対極板接続コネクタ８２に適合するフォーンプラグ端子（オス端子）からなる。
【００４４】
図２乃至図４に示すように、カテーテル接続コネクタ８１、対極板接続コネクタ８２、心電計接続コネクタ８３およびテスト用コネクタ８４は、中継ボックス１００Ｂに設けられている。
図２乃至図４において、符号８５は、中継ボックス１００Ｂを接続するために装置本体１００Ａに設けられた中継ボックス接続コネクタである。
【００４５】
図４および図５に示すように、装置本体１００Ａの筐体の内部において、増幅部３０であるアンプ基板（下段）、出力部６０であるパワー基板（中段）および演算処理部１０であるＣＰＵ基板（上段）は、何れも０°の実装角度で積層配置されている。
【００４６】
また、第２トランス６５は、出力部６０であるパワー基板上において４５°の実装角度で斜めに配置されている。
これにより、図５に示す平面視において、第２トランス６５を構成する巻線の中心軸が延びる方向〔巻線の中心軸方向（Ｐ2 ）〕と、実装角度０°で実装されている第１トランス２５を構成する巻線の中心軸方向（Ｐ11，Ｐ12）とのなす角度（θ）は４５°となる。  すなわち、この実施形態の高周波電源装置１００においては、第１トランス２５を構成する巻線の中心軸方向（Ｐ11，Ｐ12）と、第２トランス６５を構成する巻線の中心軸方向（Ｐ2 ）とが、平面交差または立体交差しており、その交差角度（θ）（平面視における交差角度）は４５°となっている。
なお、図５においては、出力部６０（パワー基板）の上側に位置する演算処理部１０（ＣＰＵ基板）の図示を省略している。
【００４７】
出力部６０であるパワー基板上に配置する第２トランス６５の実装角度を４５°とすること（第１トランス２５を構成する巻線の中心軸方向（Ｐ11，Ｐ12）と、第２トランス６５を構成する巻線の中心軸方向（Ｐ2 ）との交差角度（θ）を４５°とすること）により、第２トランス６５は、第１トランス２５からの電磁波の影響を殆ど受けることがなく、ノイズカットトランスとしての機能を十分に発揮することができる。これにより、出力部６０（第２トランス６５）からは、実質的にノイズが混入されていない高周波電流を出力することができ、この結果、アブレーションカテーテル３００により測定された心内電位（特に、先端電極３１０（第１極）と、リング状電極３２０（第２極）との間の心内電位）に混入するノイズを著しく低減させることができる。
【００４８】
図６Ａは、第１トランス２５の実装角度を０°とし、第２トランス６５の実装角度を４５°として構成した本実施形態の高周波電源装置１００を備えた電極カテーテルシステムにおいて、高周波電流の通電中および通電停止後に測定された心内電位波形図である。
同図において、上段の波形（１−２）は、第１極（先端電極）と第２極（リング状電極）との間の心内電位の波形を示し、下段の波形（３−４）は、第３極（リング状電極）と第４極（リング状電極）との間の心内電位の波形を示している。なお、波形に現れているピークは外部からの疑似波形である。
同図に示すように、波形（１−２）および波形（３−４）は、何れも、通電中におけるベースラインが安定しており、通電中であってもノイズの混入が少ないことが理解される。
【００４９】
第２トランス６５の実装角度を０°または９０°（通常の配置態様）とした場合には、第１トランス２５からの電磁波（磁界）の影響を第２トランス６５が受けてしまうため、出力部６０（第２トランス６５）から出力される高周波電流には新たなノイズが混入し、この結果、アブレーションカテーテル３００により測定される心内電位には、第２トランス６５を実装しない場合と同等程度あるいはそれ以上の大きなノイズが混入される。
【００５０】
図６Ｂは、第１トランス２５の実装角度を０°とし、第２トランス６５の実装角度を０°として構成した比較用の高周波電源装置を備えた電極カテーテルシステムにおいて、高周波電流の通電中および通電停止後に測定された心内電位波形図である。
同図において、上段の波形（１−２）は、第１極（先端電極）と第２極（リング状電極）との間の心内電位の波形を示し、下段の波形（３−４）は、第３極（リング状電極）と第４極（リング状電極）との間の心内電位の波形を示している。
同図に示すように、波形（１−２）は、通電中におけるベースラインが不安定であり、通電中に比較的大きなノイズの混入が認められる。
【００５１】
第２トランス６５の実装角度を４５°とすることにより、高周波電流に混入するノイズ（延いては、心内電位に混入するノイズ）を著しく低減できることの理由は明らかでないが、前記交差角度（θ）が４５°となることによって、第１トランス２５からの電磁波の影響を第２トランス６５が受けにくくなるからであると推測される。
ここに、図５に示す平面視における交差角度（θ）が４５°であれば、第１トランス２５を構成する巻線の中心軸と、第２トランス６５を構成する巻線の中心軸とが立体交差（ねじれの位置関係）していても、ノイズの低減効果を発揮することができる。
【００５２】
なお、実装角度を４５°とすることにより、第２トランス６５を実装するために必要なスペースは大きくなるが、第２トランス６５は、第１トランス２５と比較して小型であり、斜めに配置してもスペース効率に影響を与えるものではない。
【００５３】
以上、本発明の一実施形態について説明したが、本発明はこれらに限定されるものでなく、種々の変更が可能である。
例えば、第２トランス６５の実装角度は正確に４５°でなくてもよく、例えば３５°〜５５°の範囲であれば、本発明の効果（心内電位に混入するノイズの低減効果）を奏することができる。
【符号の説明】
【００５４】
１００  高周波電源装置
１００Ａ  装置本体
１００Ｂ  中継ボックス                                                          １０    演算処理部
２０    電源部
２１    電源プラグ
２５    第１トランス
３０    増幅部
４０    入力部
４１    最大出力設定ダイヤル
４２    テストモード切替ボタン
４３    出力開始ボタン
４４    出力停止ボタン
４５    消去ボタン
４６    出力可能な最小抵抗の設定ボタン
４７    出力継続可能な抵抗の変化の設定ボタン
４８    最大焼灼時間の設定ボタン
４９    目標温度の設定ボタン
６０    出力部
６５    第２トランス
７０    表示部
７１    電流表示部
７２    電圧表示部
７３    電力表示部
７４    出力エネルギー表示部
７５    インピーダンス表示部
７６    温度表示部
８１    カテーテル接続コネクタ
８２    対極板接続コネクタ
８３    心電計接続コネクタ
８４    テスト用コネクタ
８５    中継ボックス接続コネクタ
９１    第１配線
９２    第２配線
９３    第３配線
９４    第１分岐配線
３００  アブレーションカテーテル
３１０  先端電極
３２０  リング状電極
４００  対極板
５００  心電計
【図１】
0005791154.tif 000002
【図２】
0005791154.tif 000003
【図３】
0005791154.tif 000004
【図４】
0005791154.tif 000005
【図５】
0005791154.tif 000006
【図６Ａ】
0005791154.tif 000007
【図６Ｂ】
0005791154.tif 000008