(57)【要約】【解決課題】心臓のアブレーション治療のためのマイクロ波アンテナ（１０）に関する。特に本発明は、カテーテル・アブレーションに適するようなアンテナに関する。【解決手段】本アンテナは、内側の導線（１３）と、外側の導線（１４）と、内側及び外側の導線間を絶縁する誘電絶縁体（１５）とを有する伝送ライン（１１）を備える。伝送ラインの遠位端には、エネルギー放射用アンテナ・エレメント（１２）が位置決めされる。アンテナ・エレメントは、伝送ラインの内側の導線に電気結合される内側の導線（１７）と、上記内側の導線の周りで伝送ラインの絶縁体に連続する誘電絶縁体のシース（１６）とを有する。その遠位端には、内側の導線に電気接続されて絶縁体の一部の長さを取り囲む中空の金属キャップ（２０）が存在する。さらなる態様では、本発明はこのようなアンテナの製造方法に関する。
2006520622.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
医療アブレーションのためのマイクロ波アンテナであって、内側の導線と外側の導線と上記内側及び外側の導線間を絶縁する誘電絶縁体とを有する伝送ラインと、上記伝送ラインの遠位端に位置決めされるマイクロ波近接場を伝達するためのエネルギー放射アンテナ・エレメントとを備え、上記アンテナ・エレメントは、上記伝送ラインの内側の導線に電気結合される内側の導線と、上記内側の導線の周りの誘電絶縁体のシースとを有し、上記内側の導線の遠位端には導電キャップが電気接続され、上記キャップは上記絶縁体のシースのある長さを包囲し、上記キャップの寸法は上記アンテナ・エレメントと上記伝送ラインとの間にインピーダンス・マッチングを供給するように決定されるマイクロ波アンテナ。
【請求項２】
上記決定される金属製キャップの特定寸法は、
上記キャップの長さ、
上記キャップに包囲される上記絶縁体のシースの長さ、
上記キャップの半径、
のうちの１つまたは複数を含む請求項１記載のアンテナ。
【請求項３】
上記アンテナ・エレメントは上記伝送ラインの端に構築され、上記キャップは上記伝送ラインの内側の導線に固定される請求項１または２記載のアンテナ。
【請求項４】
上記伝送ラインの遠位端からは上記アンテナ・エレメントを生成するために上記外側の導線の最初の長さが取り除かれる請求項３記載のアンテナ。
【請求項５】
上記遠位端からは上記キャップを取り付けるための長さの内側の導線を露出させるためにより少ない長さの誘電絶縁体が取り除かれる請求項４記載のアンテナ。
【請求項６】
上記決定されるべき寸法はさらに、
上記絶縁体のシースの遠位端と上記キャップとの間の露出される内側の導線の長さを含む請求項５記載のアンテナ。
【請求項７】
上記アンテナ・エレメントは、その長さに沿ってスロットにより互いに離隔された導電リングで構成される先行する任意の請求項記載のアンテナ。
【請求項８】
上記アンテナ・エレメントは、絶縁シースの長さに沿って交互に配置される絶縁及び導電リングを備える請求項７記載のアンテナ。
【請求項９】
下記の追加的寸法、即ち、
上記導電リングの幅、
上記スロットの幅、
上記外側の導線の端と上記キャップとの間の上記アンテナ・エレメントの長さ、
のうちの１つまたは複数が決定される請求項８記載のアンテナ。
【請求項１０】
上記導電リングは外側の導線のリングを備える請求項７、８または９記載のアンテナ。
【請求項１１】
上記キャップは導電リングを使用して製造される請求項７、８または９記載のアンテナ。
【請求項１２】
上記導電リング及びこれらの間のスロットのサイズは近接場の分布形状を決定するように選択される請求項７乃至１１における任意の請求項記載のアンテナ。
【請求項１３】
上記導電リングは全て同じサイズであり、上記これらの間のスロットは全て同じサイズである請求項１２記載のアンテナ。
【請求項１４】
上記導電リングの幅は上記これらの間のスロットの２倍である請求項１３記載のアンテナ。
【請求項１５】
上記スロット及びリング・サイズはアンテナの先端方向へ漸次増大し、前方向のファイアリング・アンテナがつくられる請求項１２記載のアンテナ。
【請求項１６】
上記スロット及びリング・サイズはアンテナの先端方向へ漸次減少し、逆方向のファイアリング・アンテナがつくられる請求項１２記載のアンテナ。
【請求項１７】
上記キャップに包囲される絶縁体のサイズによって生成される誘電体装荷は、上記近接場フローが上記伝送ライン／アンテナ・エレメント接合部ではなく上記アンテナの先端で終わることを確実にするように決定される先行する任意の請求項記載のアンテナ。
【請求項１８】
上記アンテナ・エレメントは、上記伝送ラインの長手軸を横断して延びるように方向付けされた開ループを形成すべく曲げられて構成される請求項１乃至６における任意の請求項記載のアンテナ。
【請求項１９】
下記の寸法、即ち、
曲げ開始前の上記絶縁体シースの真っ直ぐな長さ、
上記伝送ラインと上記開ループとの間の曲げ半径、
上記開ループと曲げの始点との間の垂直距離、
上記開ループの半径、
上記絶縁体のシースを包囲していない上記キャップの長さ、
上記キャップの頂上と上記伝送ラインとの間の垂直距離、
のうちの１つまたは複数は反復手順によって決定される請求項１８記載のアンテナ。
【請求項２０】
上記アンテナは少なくとも上記アンテナ・エレメントを取り囲むテフロン・シースを備える先行する任意の請求項記載のアンテナ。
【請求項２１】
上記アンテナ・エレメントはカテーテルを介して上記伝送ラインを供給することによりアブレーション・サイトへ運ばれる先行する任意の請求項記載のアンテナ。
【請求項２２】
上記アンテナはさらに、焼灼されている組織の温度をアンテナによって検出するための温度センサを備える先行する任意の請求項記載のアンテナ。
【請求項２３】
マイクロ波発生器は２．４５ＧＨｚでエネルギーを送出する請求項２２記載のアンテナ。
【請求項２４】
アブレーション・プロセスを監視しかつ上記マイクロ波発生器を制御するコンピュータ制御システムをさらに備える先行する任意の請求項記載のアンテナ。
【請求項２５】
内側の導線と、これを包囲する使用中は伝送ラインの端に位置づけられる絶縁体のシースとを有するエネルギー放射アンテナ・エレメントを備える医療アブレーションのためのマイクロ波アンテナの製造方法であって、
上記アンテナ・エレメントの遠位端に導電キャップを、それが上記絶縁体シースのある長さを包囲するように形成するステップと、
上記導電キャップを上記アンテナ・エレメントの内側の導線へ電気結合するステップと、
上記キャップの寸法を、上記アンテナ・エレメントと上記伝送ラインとの間にインピーダンス・マッチングを供給するように決定するステップとを含む方法。
【請求項２６】
上記キャップの寸法を決定するステップは、
上記キャップの長さを決定するステップと、
上記キャップに包囲される上記絶縁体のシースの長さを決定するステップと、
上記キャップの半径を決定するステップと、
を含む請求項２５記載の方法。
【請求項２７】
上記アンテナ・エレメントは上記伝送ラインの端に構築され、上記キャップは上記伝送ラインの内側の導線に固定される請求項２６または２７記載の方法。
【請求項２８】
上記伝送ラインの遠位端からは上記アンテナ・エレメントを生成するために上記伝送ラインの外側の導線の最初の長さが取り除かれる請求項２７記載の方法。
【請求項２９】
上記遠位端からは上記キャップを取り付けるための長さの内側の導線を露出させるために上記伝送ラインのより少ない長さの誘電絶縁体が取り除かれる請求項２８記載の方法。
【請求項３０】
上記キャップの寸法を決定するステップより前に、上記絶縁体のシースの遠位端と上記キャップとの間の露出される内側の導線の長さを決定するステップを含む請求項２９記載の方法。
【請求項３１】
その長さに沿ってスロットにより互いに離隔された導電リングを有するアンテナ・エレメントを構成するさらなるステップを含む請求項２５乃至３０における任意の請求項記載の方法。
【請求項３２】
上記導電リングを絶縁リングによって互いに離隔させるステップを含む請求項３１記載の方法。
【請求項３３】
上記キャップの寸法を決定するステップより前に下記のステップ、即ち、
上記導電リングの幅を決定するステップと、
上記スロットの幅を決定するステップと、
上記外側の導線の端と上記キャップとの間の上記アンテナ・エレメントの長さを決定するステップと、
を含む請求項３２記載の方法。
【請求項３４】
上記導電リングは上記伝送ラインの外側の導線のリングを備える請求項３１、３２または３３記載の方法。
【請求項３５】
上記キャップは導電リングを使用して製造される請求項３１、３２または３３記載の方法。
【請求項３６】
上記導電リング及び間のスロットのサイズは近接場の分布形状を決定するように選択されるステップを含む請求項３１乃至３５における任意の請求項記載の方法。
【請求項３７】
上記導電リングは全て同じサイズであり、上記これらの間のスロットは全て同じサイズである請求項３６記載の方法。
【請求項３８】
上記導電リングの幅は上記これらの間のスロットの２倍である請求項３７記載の方法。
【請求項３９】
上記スロット及びリング・サイズはアンテナの先端方向へ漸次増大し、前方向のファイアリング・アンテナがつくられる請求項３６記載の方法。
【請求項４０】
上記スロット及びリング・サイズはアンテナの先端方向へ漸次減少し、逆方向のファイアリング・アンテナがつくられる請求項３６記載の方法。
【請求項４１】
上記近接場フローが上記伝送ライン／アンテナ・エレメント接合部ではなく上記アンテナの先端で終わることを確実にするように、上記キャップに包囲される絶縁体のサイズによって生成される誘電体装荷を決定するステップを含む請求項２５乃至４０における任意の請求項記載の方法。
【請求項４２】
上記伝送ラインの長手軸を横断して延びるように方向付けされた開ループを形成すべく曲げによって上記アンテナ・エレメントを構成するさらなるステップを含む請求項２５乃至３０における任意の請求項記載の方法。
【請求項４３】
上記キャップの寸法を決定するステップより前に、下記の寸法、即ち、
曲げ開始前の上記絶縁体シースの真っ直ぐな長さ、
上記伝送ラインと上記開ループとの間の曲げ半径、
上記開ループと曲げの始点との間の垂直距離、
上記開ループの半径、
上記キャップの頂上と上記伝送ラインとの間の垂直距離、
のうちの１つまたは複数を決定するさらなるステップを含む請求項４１記載の方法。
【請求項４４】
上記アンテナ・エレメントをテフロン・シース内部に封入するさらなるステップを含む請求項２５乃至４３における任意の請求項記載の方法。
【請求項４５】
マイクロ波アブレーション・デバイスのアンテナによって組織内に生成される損傷の深度対幅の割合を制御する方法であって、
ａ）上記アンテナへマイクロ波エネルギーを供給するステップと、
ｂ）上記アンテナに隣接する組織の温度を測定するステップと、
ｃ）上記測定される温度が予め決められた第１の温度に達すると、上記アンテナへのマイクロ波エネルギーの供給を止めるステップと、
ｃ）上記測定される温度が予め決められた第２の温度まで降下すると、上記アンテナへの上記マイクロ波エネルギーの供給を再開するステップとを含む方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医療アブレーションのためのマイクロ波アンテナに関する。特に本発明は、心臓のアブレーション治療に適するようなアンテナに関する。さらなる態様では、本発明はこのようなアンテナの製造方法に関する。
【０００２】
心臓は、３つのタイプの心臓組織、即ち心房筋、心室筋及び興奮及び伝達用の専門組織で構成される。心臓の心房筋及び心室筋は通常、同期的に励起される。心臓の各サイクルは、右心房の後壁に位置づけられる洞房（ＳＡ）結節による活動電位の発生によって始まる。これらの活動電位は特別な伝導組織によって心房筋に拡散し、収縮を引き起こす。活動電位は通常、心房筋から心室筋へと直接は広がらず、心房筋組織における伝導される活動電位は房室（ＡＶ）結節及びその関連線維に届き、これらが衝撃を受け入れて遅らせる。ＡＶ結節からの電位は、ヒス−プルキン（ＨＩＳ）束へ伝導される。この構造体は、衝撃を心室筋組織へ運び、心房筋の収縮に続いてその同期的な収縮を引き起こさせる。
【０００３】
不整脈は、心臓の不規則な鼓動を言い表す際に使用される用語である。心不整脈は概して、心室内部で形成される異常な電気的接続または回路によって起こる。例えば不整脈の回路は、静脈または動脈の周囲に生じる。
【０００４】
心拍数の異常増加の発現は、発作性頻脈と呼ばれる。これは、心房、ＡＶ結節、ヒス束または心室における過敏性焦点によって引き起こされる可能性がある。頻脈の発作は、リエントリ機構によって開始されかつ持続される場合もあれば、分離された焦点の反復的なファイアリングによって引き起こされる可能性もある。
【０００５】
心房性細動は心房で、より特定的には肺静脈が位置づけられる領域で発生する。これは、不整脈の中でも最も一般的なものの１つであり、死亡率が高い。８０歳を超える高齢者では、その罹患率は約１０％である。卒中を経験している全患者の３分の１は、病院に運ばれた時点で心房性細動状態にある。心房性細動は心房内に凝血塊を発生させ、これが脳に至って脳卒中を引き起こす。患者が心臓発作の後に心房性細動に至れば、死に至る可能性は倍増する。心房性細動を経験している全患者のうちで、治療を受けなければ脳卒中またはこれに類する不具合を引き起こす危険性のあるものは年間約５％である。
【０００６】
毎年、全世界で何百万人もの人々が不整脈に冒されている。多くの者が治療を受けることができ、また命に別状のない者が多いが、それでも米国では毎年５０万人もの命が奪われている。
【０００７】
現在の治療は、最良で成功率５０％という薬物療法に依存している。さらにこれらの患者達は、薬物治療の結果として有害かつ時として命に関わる副作用を経験する可能性がある。
【０００８】
不整脈の回路の切断は、正常な心臓の鼓動を復元させる好結果の手法である。不整脈の回路の切断には、多くの異なる切断パターンを実行可能である。心臓のアブレーション治療は心筋組織内の熱使用による病巣のクレンティングを含み、不整脈の回路の切断に成功裡に使用されている。アブレーションに先行して、催不整脈性の場所または副経路を位置決めするために心臓の電気的活性化順序がマップされる。
【０００９】
ある旧式のアブレーション手法は、高電圧直流除細動器の放電を使用するものである。この手法は全身麻酔を必要とし、よって何れかの心臓組織を破裂させる可能性がある。
【００１０】
カテーテルによる心臓のアブレーション治療は最近、心不整脈、心臓の二重不整脈及び頻脈の治療にとって重要な治療法となってきた。この治療法は、静脈へのカテーテルの導入と、これを心臓に至るまで操作することを含む。次にアブレーション・システムがカテーテルを介して導入され、組織が焼灼される場所であるアブレーション・ソースが位置決めされる。
【００１１】
高周波（ＲＦ）カテーテル・アブレーション・システムは、焼灼エネルギー源として数百ｋＨｚ範囲の周波数を利用し、よって現在、電気生理学者は様々なＲＦベースのカテーテル及び電源を利用可能である。しかしながらＲＦエネルギーには、浅い損傷及びより深い不整脈組織へアクセスできないことに繋がる表面組織におけるエネルギーの急速な消滅を含む幾つかの制限事項がある。別の制限事項は、エネルギー放射電極上に凝血塊が形成される危険性である。
【００１２】
アブレーション・ソースとしての光及び超音波エネルギーの使用もまた、調査では成功例が限定的である。マイクロ波もまた、提案されている。
【００１３】
しかしながら、カテーテル・アブレーションを使用する心房性不整脈の治療は、２つの導電結節間に分離チャネルを供給するに足る長く深い線形の損傷を作り出す必要があることから極めて困難であることが明らかにされている。効果的かつ連続する線形の損傷が形成されなければ、心臓内の望ましくない電気信号が代替経路を発見することになる可能性がある。これは、処置後の不整脈再発の原因となる。
【００１４】
本発明は、内側の導線と外側の導線と内側及び外側の導線間を絶縁する誘電絶縁体とを有する伝送ラインを備える医療カテーテル・アブレーションのためのマイクロ波アンテナである。伝送ラインの遠位端には、マイクロ波エネルギーを伝達するためのエネルギー放射アンテナ・エレメントが位置決めされる。アンテナ・エレメントは、伝送ラインの内側の導線に電気結合される内側の導線と、上記内側の導線の周りで伝送ラインの絶縁体に連続する誘電絶縁体のシースとを有する。上記内側の導線の遠位端には導電キャップが電気接続され、キャップは絶縁体のシースの一部の長さを包囲する。キャップの寸法は、アンテナ・エレメントと伝送ラインとの間にインピーダンス・マッチングを供給するように決定される。
【００１５】
適切なインピーダンス・マッチングは、反射を最小限に抑えるだけでなく、アンテナ・エレメント内に高電力を有する近接場の生成に役立つ定在波を生じさせる。
【００１６】
決定される可能性のある金属製キャップの特定寸法は、
キャップの長さ、
キャップに包囲される絶縁体のシースの長さ、
キャップの半径（内側の半径は絶縁体によって決定される）、
のうちの１つまたは複数を含む。
【００１７】
アンテナ・エレメントは伝送ラインの端に構築されることが可能であり、キャップはアンテナとの高い物理的一体性を確実にするために伝送ラインの内側の導線にはんだ付けされることが可能である。特に伝送ラインの遠位端からは、アンテナ・エレメントを生成するために外側の導線の最初の長さが取り除かれる可能性がある。誘電絶縁体は、内側の導線にキャップを取り付けるための長さを露出させるために、遠位端からより少ない長さを取り除かれる可能性がある。この場合、決定されるべき寸法はさらに、
絶縁体のシースの遠位端とキャップとの間の露出される内側の導線の長さ、
を含む可能性がある。
【００１８】
ある例では、アンテナ・エレメントは、その長さに沿ってスロットで互いに離隔された例えば銅または金製の複数の導電リングで構成される可能性がある。特にこれは、絶縁シースの長さに沿って交互に配置される絶縁及び導電リングを備えることが可能である。絶縁リングは、導電リングを離隔させる働きをする。最初の絶縁リングは隣接する導電リングを伝送ラインの外側の導線から絶縁するために配置され、最後の絶縁リングは最後の導電リングをキャップから離隔するために配置される。この構成では、下記の追加的寸法、即ち、
導電リングの幅、
スロット（絶縁リング）の幅、
外側の導線の端とキャップとの間のアンテナ・エレメントの長さ、
のうちの１つまたは複数が決定される可能性がある。
【００１９】
導電リングは、伝送ラインの外側の導線のリングを原位置の左に備えることが可能である。
【００２０】
キャップは、別の導電リングを使用して製造される場合もある。
【００２１】
導電リング及びそれらの間のスロットのサイズは、各スロットから放射されるマイクロ波エネルギーの振幅及び位相の双方に影響する。その結果、これらは近接場の分布形状を決定するように選択されることが可能である。全ての導電リングを同じサイズに製造しかつこれらの間の全てのスロットを同じサイズに製造することにより、近接場分布はアンテナ・エレメントの長さに沿って一様になる。最適な構成は、幅がそれらの間のスロットの２倍である導電リングを含むことが可能である。
【００２２】
このスロット構成の１つの優位点は、均一な近接場分布を維持しながらアンテナ・エレメントの長さを延長または縮小し、これを心房性細動の治療のための線形損傷の生成にとって理想的なものにし得ることにある。
【００２３】
キャップに包囲される絶縁体のサイズによって生成される誘電体装荷は、近接場が伝送ライン／アンテナ・エレメント接合部ではなくアンテナの先端で終わることを確実にするように最適化されることが可能である。これは、アブレーション処置の間の伝送ラインの加熱を防止する。
【００２４】
スロット及びリングのサイズに不均一さを導入することにより、近接場は前方または後方へ方向づけられることが可能である。スロット及びリングのサイズを漸次アンテナ先端の方向へ増大させると、アンテナは前方ファイアリングになる。これは、例えば頻脈の治療に有益であるスポット損傷を生成することができる。スロット及びリングのサイズを漸次アンテナ先端の方向へ減少させると、アンテナは逆方向のファイアリングになる。これは、アンテナの先端が加熱を必要としない場所にある場合に有益である可能性がある。
【００２５】
ある代替例では、アンテナ・エレメントは、伝送ラインの長手軸を横断して延びるように方向付けされた開ループを形成すべく曲げられて構成されることが可能である。このアンテナは、例えば肺静脈の周りに環状の損傷をつくり出すことができる。この構成では、下記の追加的寸法、即ち、
曲げ開始前の絶縁体シースの真っ直ぐな長さ、
伝送ラインと開ループとの間の曲げ半径、
開ループと曲げの始点との間の垂直距離、
開ループの半径、
絶縁体のシースを包囲していないキャップの長さ、
キャップの頂上と伝送ラインとの間の垂直距離、
のうちの１つまたは複数が決定される可能性がある。
【００２６】
このアンテナの形状は、近接場の形状を決定する。近接場は、アンテナの先端及びアンテナ・エレメント／伝送ライン接合部の双方で終わる。静脈内の原位置にあるとき、伝送ライン／アンテナ・エレメント接合部の望ましくない加熱は、血流の冷却効果によって低下される。
【００２７】
本アンテナはさらに、少なくともアンテナ・エレメントを取り囲むテフロン（登録商標）・シースを備えることが可能である。これは、電気的安全性及び生体適合性を保証する。
【００２８】
アンテナ・エレメントは、カテーテルを介して伝送ラインを供給することによりアブレーション・サイトへ運ばれることが可能である。
【００２９】
本アンテナはさらに、焼灼されている組織の温度をアンテナによって検出するための温度センサを備えることが可能である。
【００３０】
マイクロ波発生器は、２．４５ＧＨｚで、または他の任意の適切な周波数でエネルギーを送出することが可能である。
【００３１】
コンピュータ制御システムは、アブレーション・プロセスを監視しかつマイクロ波発生器を制御するために装備されることが可能である。
【００３２】
マイクロ波カテーテル心臓アブレーションは、その心臓鼓動障害が薬物療法に反応しない患者、または心臓切開手術を受けるには弱すぎる患者に別の治療モダリティを提供する。これは、心臓切開手術の治療効果を付随する外傷及び術後の集中治療なしにもたらす。
【００３３】
マイクロ波アンテナは、アブレーション、温熱及び凝固の各療法に使用されることが可能である。
【００３４】
マイクロ波周波数のエネルギーを使用する組織アブレーションの多くの優位点のうちの１つは、マイクロ波エネルギーがアンテナと心筋との間の物理的接触なしに心筋へ届けられ得ることにある。
【００３５】
さらなる態様においては、本発明は、内側の導線と、これを包囲する使用中は伝送ラインの端に位置づけられる絶縁体のシースとを有するエネルギー放射アンテナ・エレメントを備える医療カテーテル・アブレーションのためのマイクロ波アンテナの製造方法である。本方法は、
上記アンテナ・エレメントの遠位端に導電キャップを、それが絶縁体シースのある長さを包囲するように形成するステップと、
上記導電キャップを上記アンテナ・エレメントの内側の導線へ電気結合するステップと、
上記キャップの寸法を、上記アンテナ・エレメントと上記伝送ラインとの間にインピーダンス・マッチングを供給するように決定するステップとを含む。
【００３６】
次に、添付の図面を参照して、本発明の２つの例について説明する。
【００３７】
同軸リング・スロット・アレイ（ＣＲＳＡ）アンテナ
図１は、心臓のアブレーション治療のための同軸リング・スロット・アレイ（ＣＲＳＡ）アンテナ１０の構成を示す。アンテナ１０は、同軸ケーブル伝送ライン１１と、伝送ライン１１の遠位端に形成されるアンテナ・エレメント１２とを有する。同軸ケーブルは、内側の導線１３と、外側の導線１４と、内側及び外側の導線１３及び１４間に絶縁を供給するテフロン（登録商標）誘電絶縁体１５とを備える。絶縁体１５は約３ｍｍの直径を有し、導線は約０．９１ｍｍの直径を有する。
【００３８】
アンテナ・エレメント１２は伝送ラインの遠位端から、まず同軸ケーブルの外側の導線１４を長さＬ1＋Ｌt＋Ｌixだけ除去し、絶縁体１５のシース１６を露出させることによって構築される。アンテナ・エレメント１２の遠位端では、テフロン（登録商標）の絶縁体シース１６から短い長さＬixが除去され、内側の導線１３の等しく短い長さ１７が露出される。銅リング１８は直径ｒｈｃの銅管から製造され、幅ＲWを有する。類似の誘電スペーサ・リング１９は、幅Ｓｗのテフロン（登録商標）材料から製造される。誘電スペーサ・リング１９は、便宜上図１（ｃ）だけに示されている。
【００３９】
露出された絶縁体上へ最初の誘電スペーサ１９が滑走して入れられ、続いて最初の銅リング１８が入れられる。これは電気的に、銅リング１８を外側の導線１４から絶縁する。次に、全ての誘電スペーサ１９及び銅リング１８が所定の位置に置かれるまでこの手順が繰り返され、全ての銅リング１８が互いに絶縁される。
【００４０】
最後の絶縁リングがアンテナ・エレメントの遠位端上へ滑走して置かれると、テフロン（登録商標）製シースは「摂動距離」である短い距離Ｌｔだけリングを超えて延びる。遠位端を密封するために、中空の銅キャップ２０がテフロン（登録商標）製シースを部分的に包囲して、但しその遠位端はテフロン（登録商標）製シースの端を超えた状態で位置決めされる。次に、キャップ２０の遠位端及び内側の導線１３の露出された長さ１７は共にはんだ付けガンで予熱され、次いでリングと内側の導線との間の中空部分２１内にはんだが溶ける。はんだは、冷えると内側の導線とキャップとを融合し、キャップは部分的に誘電絶縁体で充填される。キャップ２０は、内側の導線の端上に一体化される。外側の導線１４の端とキャップ２０との間には、放射線放出用スロットにより分離される銅リングを備えるアンテナ・エレメント１２が存在する。
【００４１】
キャップ２０は、銅リングの１つを使用して製造されることが可能である。
【００４２】
アンテナは、ＴＦＬＥＸ−４０２可撓同軸ケーブルを使用して構築される。図１（ａ）では、リング１８及び１９の半径と同軸ケーブルの外側の導線の半径とが同じであることが分かる。この図では、キャップの半径も外側の導線の半径と同じであることが分かる。これは、カテーテルを介するアンテナの心臓への容易な挿入を可能にする。図１（ｂ）は、可変寸法であることからキャップ半径がケーブルより大きい場合もあることを示している。
【００４３】
テフロン（登録商標）製シース（図示されていない）は、構築の仕上げにアンテナ１２全体をカプセル封入する。
【００４４】
図１ａ及び図１ｂは、下記のようなこのアンテナの構成パラメータを示す。
固定寸法
・  ｒi：同軸ケーブルの内側の導線の半径、
・  ｒt：ＰＴＦＥ誘電体の半径、
・  ｒo：同軸ケーブルの外側の導線の半径。
可変寸法
・  ｒhc：キャップの半径、
・  ＳW：銅リング間のスロット（絶縁リング）の幅、
・  ＲW：銅リングの幅、
・  Ｌix：絶縁体シースの遠位端とキャップとの間に露出される内側の導線の長さ、
・  Ｌt：キャップで包囲される絶縁体シースの延長部の長さ、
・  Ｌ1：外側の導線とキャップとの間のアンテナ・エレメントの長さ、
・  ＣL：キャップの長さ。
【００４５】
（必要とされる損傷の長さによって決定される）アンテナ・エレメントの所与の長さの何れに関しても、これ以外の可変パラメータとしてリングの数Ｎがあり、これにより合計Ｎ＋１個のスロットができる。リング及びスロットの数は、均一な近接場分布を達成するように選択されなければならない。キャップの寸法は、長さとリング／スロットとの組合わせ毎に決定される。
【００４６】
図２ａは、複数ソースからの励起が達成されていることを示す。アンテナ内の各スロットに渡る正規化された近接場分布もまた、アンテナ・エレメントの長さに沿って近接場分布の大きさはほんの少ししか変動しないことを示している。
【００４７】
スロット間の開きはマイクロ波放射の位相を決定し、よってその基本的方向を決定する。均一な近接場の幅及び位相分布は近接場におけるコヒーレントな放射線放出をもたらし、よって直線形状の損傷が形成される。
【００４８】
反復手順
ＣＲＳＡアンテナの構成パラメータの寸法の決定には、反復手順が使用される。まず、反復手順を使用してＣＲＳＡアンテナのスロット及びリングの最適寸法が取得される。アンテナは直線状の損傷を生成するために使用されるものであり、ＣＲＳＡアンテナの長さは損傷の長さに適するように調整される。本例の場合、アンテナの長さは２０ｍｍであるように選択される。
【００４９】
図２ｂは、スロット及びリング・サイズの変更がＣＲＳＡアンテナの反射係数に与える影響を示す。最低のアンテナ反射減衰量を達成する最適なスロット／リング・サイズを取得するために、異なる５つの組合わせが使用されている。これらの組合わせを、表１に示す。
表１：図２ｂに示すＣＲＳＡアンテナの反射係数の取得に使用されたスロット／リングの組合わせ
【００５０】
【表１】
2006520622.tif 000003
【００５１】
図２ｂから、２つの大きいスロットと１つの大きいリング（組合わせ１）を有するＣＲＳＡアンテナは、２．４５ＧＨｚにおけるその高いエネルギー反射が示すように効率的な放射体でないことが分かる。リング／スロットの数が増すにつれて、２．４５ＧＨｚにおけるＣＲＳＡアンテナの反射を最小限にまで下げることが可能である。反復手順を使用すれば、スロット及びリングの最適幅は、リングで２ｍｍ、スロットで１ｍｍであることが分かる。これは図２ｂでは、２．４５ＧＨｚで明らかに反射が最も少ない組合わせ５として示されている。ここで指摘すべき点は、キャップの寸法は、スロット及びリングの寸法が決定された後に、スロット及びリングの最終寸法を考慮して調整されることである。スロット−リングの５つの組合わせの各々に関するキャップの寸法を、表２に示す。
表２：キャップの寸法（単位ｍｍ）
【００５２】
【表２】
2006520622.tif 000004
【００５３】
図２ｃは、図２ｄのＣＲＳＡアンテナの正規化された固有吸収率（ＳＡＲ）レベルを示す。ＳＡＲレベルは、ＣＲＳＡアンテナの全長に渡って実質的にほぼ平らなままであることが分かる。
【００５４】
この平らな特徴は、近接場の流れ、即ちＥフィールド・ベクトルがプロットされた場合にも認められる。図２ｄを参照されたい。スロットの各々に渡るＥフィールドの流れは極めて滑らかであり、これにより均一に分布されたＳＡＲが発生することが分かる。また、ＣＲＳＡアンテナの端におけるキャップ内部の誘電体装荷サイズを最適化すれば、Ｅフィールドを同軸ケーブル／アンテナ接合部ではなくアンテナの先端で終わらせることが可能である点も指摘されるべきである。これは、同軸ケーブルがアブレーション手順の間に不必要に加熱されないことを保証する。
【００５５】
図２ｅは、ＣＲＳＡアンテナの反射係数のシミュレーション値と測定値とを示す。２．４５ＧＨｚの動作周波数におけるスロット、リング及び誘電キャップの寸法が最適化されていれば、ＣＲＳＡアンテナの反射がかなり少ないことは明らかである。これは、ＣＲＳＡアンテナがマイクロ波エネルギーを心筋内へ効率的かつ効果的に結合し得ることを表す。また本図には、ＣＲＳＡアンテナは広い３ｄＢインピーダンス帯域幅を呈示するというその別の特徴が示されている。これは、周囲組織の誘電特性が温度によって変化する可能性があり、アンテナ性能の変動の原因となる場合に重要である。ＣＲＳＡアンテナが広い３ｄＢインピーダンス帯域幅を有することを保証すれば、これらの変化はＣＲＳＡアンテナの有効性を低下させない。
【００５６】
図２ｆは、１乃至５ＧＨｚの周波数範囲におけるＣＲＳＡアンテナの入力インピーダンスのシミュレーション値及び測定値を示す。図から分かるように、２．４５ＧＨｚにおけるＣＲＳＡアンテナの入力インピーダンスはソース・インピーダンスである５０Ωに極めて近い。最適化されたＣＲＳＡアンテナはマイクロ波発生器の入力インピーダンスに一致することから、これは多大な反射のないマイクロ波エネルギーを届ける能力を有する。ＣＲＳＡアンテナの最適化された最終寸法を、表３に挙げる。
表３：ＣＲＳＡアンテナ・パラメータの最終寸法、単位ｍｍ。
【００５７】
【表３】
2006520622.tif 000005
【００５８】
ＣＲＳＡアンテナの熱分析
図２ｇは、入力電力８０ワットによるＣＲＳＡアンテナの時間空間的な熱分布を示す。マイクロ波エネルギーを印加して２０秒後には、プローブＡの温度は８０度に達することが分かる。これは、ＣＲＳＡがマイクロ波エネルギーを心筋内へ効果的に蒸着させる能力を有し、これによりアブレーションの持続時間が短縮されることを示す。
【００５９】
図２ｈは、３０秒の持続時間における異なる電力設定値を使用した心筋組織への様々な深度における温度測定値のプロットを示す。１００ワットの電力印加（ダイヤ形の線）では、組織表面温度は８５℃近くまで到達したことが分かる。組織の深度が増すにつれて、温度は次第に低下する。心筋深度１０ｍｍにおいて１００、８０、６０、４０及び２０ワットを使用して達成され得る温度は各々、５９℃、５７℃、５５℃、４８℃及び３９℃である。この電力−温度プロファイルから、ＣＲＳＡアンテナが不可逆性の壁内損傷を達成するには６０ワットの入力電力で足ることが分かる。また、この放射は周囲組織を不必要に加熱しない。
【００６０】
同じく図２ｈから、電力が４０ワットから６０ワットへ増すにつれて組織内で達成される温度に差があることは明白である。優れたインピーダンス・マッチングに起因して、印加電力の５０％増加は心筋組織の表面ではほぼ１５℃の温度上昇、組織内深度１０ｍｍでは８℃の上昇になる。
【００６１】
アンテナのこのタイプの熱特性は、ＣＲＳＡアンテナが広範な温熱治療アプリケーションにおいて適切であることを意味する点で望ましい。６０ワット以上の印加電力の温度プロフィールは５５℃を上回ることから、高電力をＣＲＳＡアンテナに印加して壊死組織を生成することができると同時に、温熱療法アプリケーションのためにより低い電力設定値（４０ワット以下）の電力をＣＲＳＡアンテナへ印加することができる。
【００６２】
最後に図２ｉは、様々な電力設定値に関して心筋組織内深度１、４、７及び１０ｍｍで記録された温度を示す。この場合もやはり、６０ワットで記録された温度は既に５５℃を超過し、これは、６０ワットがＣＲＳＡアンテナによる組織壊死にとって最適な電力設定値であることを表す。
【００６３】
フィールドの変動
均一に離隔されたスロット及び金属製リングに渡って均一な励起を発生させる能力はさらに、ＣＲＳＡアンテナによって生成される近接場分布の形状を定義するために利用される。導電及び絶縁リングのサイズに不均一性を導入することにより、ＣＲＳＡアンテナの先端方向へのＥフィールド・レベルは高められることが可能であり、一方でアンテナ／ケーブル接合部の近くでは狭いスロット及びリング・サイズを使用してＥフィールド・レベルを最低限におさえることができる。スロット及びリングのサイズは、ＣＲＳＡアンテナの先端へ近づくにつれて次第に増加される。これは事実上、ＣＲＳＡアンテナを前方向のファイアリング・アンテナにする。
【００６４】
また近接場分布への反対効果も、ＣＲＳＡアンテナ上のスロット及びリング・サイズを逆にすることによって達成されることが可能である。即ち、アンテナ／ケーブル接合部に近いスロット及びリングは、アンテナの先端に近づくにつれて幅が大きくなり、サイズは次第に縮小される。これは、逆方向のファイアリング・アンテナをつくり出す。
【００６５】
スロット−リング組成の変更による近接場分布調整の可能性は、ＣＲＳＡアンテナを様々なタイプのアブレーションにとって有益なものにする。前方向のファイアリング・アンテナは、短い直線状の損傷を生成するためにも、心室性頻脈の治療に使用されるスポット損傷を生成するためにも有益である。逆方向のファイアリング・アンテナは、アンテナの先端方向ではなくアンテナ／ケーブル接合部の近くに損傷を生成するために有益であり、これは例えば、加熱が最小限に抑えられるべきである部位までアンテナの先端が延ばされる場合に有益である可能性がある。これの一例は、アンテナの先端が心房性細動治療のための房室結節のアブレーションの間に三尖弁上に伸長される可能性のある場合である。
【００６６】
並列ループ（ＰＬ）アンテナ
並列ループ（ＰＬ）アンテナ３０の構成を、図３ａ乃至図３ｄに示す。対応する特徴は、図１と同じ参照番号を使用して表されている。このアンテナは、肺静脈の周囲に環状の損傷を生成するために使用される。ループ・アンテナ部分の中心軸３１が同軸ケーブルの軸３２に平行であることから、これは並列ループ・アンテナと呼ばれる。
【００６７】
ＰＬアンテナの構成パラメータは、下記の通りである。
固定寸法
・  ｒi：同軸ケーブルの内側の導線の半径、
・  ｒt：ＰＴＦＥ誘電体の半径、
・  ｒo：同軸ケーブルの外側の導線の半径。
可変寸法
・  ｒho：キャップの半径、
・  Ｄ1：キャップ頂上と伝送ラインとの間の垂直距離、
・  Ｄ2：開ループと曲り開始との間の垂直距離、
・  Ｄ3：曲りが始まる前の絶縁体シースの直線長さ、
・  Ｌix：絶縁体シースの遠位端とキャップとの間に露出される内側の導線の長さ、
・  Ｌt：キャップで包囲される絶縁体シースの長さ、
・  Ｄ5：絶縁体シースを包囲していないキャップの長さ（Ｄ5＝Ｄr−Ｄ4）、
・  Ｌ1：外側の導線とキャップとの間のアンテナ・エレメントの長さ、
・  ＣL：キャップの長さ。
・  Ｌir：開ループの半径、
・  Ｂr：伝送ラインと開ループとの間の曲りの半径。
【００６８】
可変パラメータは、前例と同じく反復手順を使用して決定される。
【００６９】
ループ・アンテナは、ループ・エレメント全体を包囲する近接場を生成するが同軸ケーブル部分沿いにはほとんど伸長しないように設計される。この特徴により、ループ・アンテナは肺静脈の壁に沿って環状の損傷を生成することができるようになる。
【００７０】
ＰＬアンテナのループ・エレメント部分への近接場の閉じ込めの証拠は、Ｅフィールド・フローのベクトル・プロットに示されている。図４ａ及び図４ｂを参照されたい。ＸＹ平面では、ＰＬアンテナのループ部分から放出されるＥフィールドがキャップをリターン・パスとして使用することが分かる。
【００７１】
ループ・アンテナのフィード部分以外では、ループ・アンテナを包囲する領域の大部分がＳＡＲと同じレベルまで露出されている。これは、ループ・アンテナ部分を包囲する領域がＥフィールドによって極めて一様に照射されるという事実に起因して可能にされる。
【００７２】
ＰＬアンテナを直接包囲する領域は、大部分の加熱が発生する極めて高いレベルのＳＡＲを有する。ＳＡＲ値はＰＬアンテナのループ部分からの離隔距離が増大するにつれて急速に下がるため、ＥフィールドがＰＬアンテナから最遠のポイントに到達する時間にはＳＡＲ値は既に５０％未満まで降下しており、これは、アブレーションに使用される短い持続時間で組織に任意の不可逆性損傷を生成するには不十分である。肺静脈を直接包囲する領域は加熱され、肺静脈の外側の組織もまた加熱されるが、肺静脈の外側の組織には不可逆性損傷はつくられないことから、これはＰＬアンテナの望ましい安全機能である。
【００７３】
一方で、ループ・アンテナの曲り部分から放出される近接場は、同軸ケーブル／アンテナ接合部を意図された通りリターン・パスとして使用する。ＰＬアンテナの複雑さに起因して、近接場をＰＬアンテナのループ部分に閉じ込めるためには２つのリターン・パスが必要とされる。近接場のパーツのリターン・パスとしてのケーブル／アンテナ接合部の使用は、ホット・スポットがケーブル/アンテナ接合部領域周辺に形成される原因となる可能性があるが、肺静脈における血流速度はＰＬアンテナを十分に冷却するに足る速さである。
【００７４】
反復手順
このような結果をもたらすために、ＰＬアンテナは、反復手順を使用して最適化される。
【００７５】
ＰＬアンテナの可変構成パラメータには多くが存在し、全て最適化されることが可能である。最適化手順を促進するために、ＰＬアンテナの反復性の最適化は次のような２つの部分に分けられる。
【００７６】
まず、開ループの半径Ｌirが最適化され、様々なループ・サイズの反射係数が取得される。開ループの半径を基礎とするＰＬアンテナの反射係数をプロットした図４ｃを参照されたい。図４ｃから、ループのサイズがループ・アンテナの反射係数に大きく影響することは明白である。局所極小は２つ存在するが、直径１６ｍｍは肺静脈へ挿入するには大きすぎることから、Ｌirは９ｍｍとなるように選択される。
【００７７】
ループの最適寸法が取得されると、反復手順は次に、ループ部分について取得された寸法を基礎として曲げ半径Ｂrの最適化に進む。次に、ＰＬアンテナのキャップが最適化される。曲りより前で露出される絶縁体の量Ｄ3及びキャップ内の絶縁体及び内側の導線の量等の他の寸法はアンテナの反射減衰量に直接影響し、よって同じく最適化される。ケーブル／アンテナ接合部からＰＬアンテナのループ部分の曲りが始まるまでの距離は、構造的制約により３ｍｍ以上１０ｍｍ以下であるように制限される。
【００７８】
マイクロ波アブレーション・システムのハードウェア及びソフトウェアの開発
図５は、損傷を生成するためのプロセスを示す。まず最初に、マイクロ波発生器によってマイクロ波エネルギーが発生される５０。エネルギーは次に、マイクロ波アンテナ１２及び同軸ケーブルによって心筋組織へ届けられる５２。届けられたエネルギーの一部は心筋組織によって吸収され５４、一部は周辺物質内に反射される、または失われる。上記組織により吸収されたエネルギーは次に組織温度を組織の壊死が発生する５８、ポイントまで上昇させ５６、続いて損傷が形成される。
【００７９】
インタフェース・カード
インタフェース・カードは、前方向／反射電力、アブレーション持続時間及び発生器のオンオフ切換を自動監視するために、マイクロ波発生器の遠隔制御インタフェース、表４参照、をノートブック・コンピュータにリンクする。マイクロ波発生器を遠隔制御されるノートブック・コンピュータに接続するには、シリアル・インタフェースが使用される。
表４  遠隔制御インタフェースのピンの割当て
【００８０】
【表４】
2006520622.tif 000006
【００８１】
ノートブック・コンピュータを負荷からの反射電力により引き起こされる可能性のある電力サージから保護するために、ノートブック・コンピュータは、デジタル・データ回線及び２つのアナログ前方向／反射電力監視回線上の光アイソレータ・トランジスタを使用してマイクロ波発生器から隔離される。
【００８２】
光アイソレータ及びインタフェース・カード内のマルチプレクサ・スイッチを駆動するに足る電流を供給するために、マイクロ波発生器の１つのピンから＋１５ボルトＤＣが分岐される。電圧調整器は、光アイソレータ及びマルチプレクサ・スイッチへ供給する安定した＋５ボルトＤＣをもたらすために使用される。
【００８３】
インタフェース・カードはまた、アブレーションの間に温度を記録しかつ監視するための温度測定システムに接続するＲＳ−２３２端子を供給する。
【００８４】
ノートブック・コンピュータには、グラフィカル・ユーザ・インタフェースが供給される。
【００８５】
制御／監視ソフトウェア
図６は、マイクロ波アブレーションの制御及び監視ソフトウェアの構成を示す。マイクロ波エネルギーが心筋へ届けられる方法は、心臓病専門医がどのアブレーション・モダリティを選ぶかに依存する。
【００８６】
第１のアブレーション・モダリティ６０は、マイクロ波発生器が予め定義されたレベルのエネルギーを予め定義された時間に渡って出力することを要求する。
【００８７】
図７を参照すると、出力電力が設定される。アナログメータは、送出されている実際の電力を表示する。電力送出モードの融通性を高めるために、電力はリアルタイムで高められる、または低下されることが可能である。マイクロ波発生器が２５０ワットを発生させる能力を有する場合でも、安全性の理由から最大電力出力は電子的に１００ワットに制限される。
【００８８】
次に、アブレーションの持続時間が秒単位で設定される７２。電力設定と同様に、アブレーションの合計持続時間は、心臓病専門医の判断に依存してアブレーションの間にリアルタイムで延長または短縮されることが可能である。
【００８９】
電力及び時間が確定されると、実行／停止トグルスイッチを押して７４、アブレーション事前チェック・シーケンスを開始することができる７６。アブレーション事前チェック・シーケンスは、電力設定が８０ワットを超えるかどうか７８、及び時間が６０秒を超えるかどうか８０、をチェックすることより成る。この組合わせが検出されれば警報が鳴り、心臓病専門医は入力された電力／時間の組合わせを確認するように要求される８２。心臓病専門医が電力／時間の設定値が正しいことを確認すれば８４、プログラムは進んでアブレーション手順が開始される。アブレーションの間は、組織温度のリアルタイム表示が行われる。但し一方で何の確認もされなければ、プログラムは終了される８６。
【００９０】
プログラムがアブレーション段階に入ると８８、予め設定されたアブレーション持続時間が経過するまでプログラムの実行が継続され９０、次いでプログラムよってはアブレーション手順は終了する９２。実行／停止スイッチは、スペースバーに電気配線される緊急停止スイッチとしても機能することは指摘されるべきである。
【００９１】
アブレーション手順が終了すると、記録された温度は、記録保持及び必要に応じた後の解析のために電力及び時間設定値と共にノートブック・コンピュータのローカル・ハードディスクに保存される。
【００９２】
アブレーションの間、記録された温度は組織温度の監視に使用される。温度が予め設定されたレベルを超えていれば、アブレーション時間が経過していない場合であってもプログラムは終了し、よってアブレーション手順は停止される。これは、組織温度が過熱されず心筋組織の裂け及び焦げを回避するために必要な安全条件である。
【００９３】
第２のモダリティ６１は、一定または可変何れかのデューティ・サイクルを基礎として心筋へエネルギー・パルスを送出する。
【００９４】
温度は、デジタル式に読み出される。電力送出のためのデューティ・サイクルは、適切な持続時間のオン時間及びオフ時間を入力することによって設定され得る。オン時間の間、マイクロ波エネルギーは心筋へ送出され、オフ時間の間、マイクロ波発生器はスタンバイ・モードにある。パルス・アブレーション手順の開始前は、同じくアブレーション事前チェック・シーケンスが使用される。
【００９５】
第３のモダリティ６２は、送出されるエネルギーを望ましい組織温度の上限と下限との間で変調する。
【００９６】
図８は、その制御アルゴリズムを示す。高温及び低温は、このモダリティを達成するために入力されることを要求される１００余分の制御パラメータを表す。本ソフトウェアもやはり、組織温度を継続して監視し１０２かつ表示する１０４。アブレーション１０６の間、組織温度は、上限温度（ＵＴＴ）に近づいている、または超えているかどうかを確認するために監視される１０８。そうであれば、マイクロ波エネルギーの送出を停止する１１０命令がマイクロ波発生器へ発行される。命令を受信すると、マイクロ波発生器はスタンバイ・モードに切換される。組織温度が下限温度（ＬＴＴ）より下がると１１２、エネルギー送出を再開する命令がマイクロ波発生器へ送られる。この命令を受信すると、発生器はマイクロ波エネルギーを心筋へ送出し始める。このサイクルは、アブレーション時間の終わりになるまで継続される。
【００９７】
最後に、第４のモダリティ６３は、心臓病専門医が完全手動制御を保有することを許容する。このエネルギー送出モードでは、マイクロ波発生器はフロントパネルまたは遠隔制御ノートブック・コンピュータの何れかを介して作動されることが可能である。また、アブレーション前のチェックは無効化される。但し温度データは、記録保持及び後の処理を目的として引き続き記録されかつ格納される。
【００９８】
異なるアブレーション・モダリティが損傷サイズに与える影響
図９は、アブレーション・モダリティに関連づけられる電力送出波形を示す。手動モードでは、心筋へ送出されている電力はアブレーション・システムを操作する心臓病専門医に依存することから、その電力送出波形を示していない。
【００９９】
図９ａは、固定電力固定時間（ＦＰＦＴ）アブレーション・モダリティの電力波形を示す。ＦＰＦＴアブレーション・モダリティの場合、電力が心筋へ指定された時間に渡って送出されることは明白である。これは、損傷がより広いものになっても深い損傷を達成するために大量のエネルギーを極めて短かい持続時間で送出すべく使用され得ることから、使用される最も一般的なタイプのアブレーション・モダリティである。大量の組織の焼灼が必要とされる場合には、このタイプのアブレーション・モダリティが有益である。
【０１００】
損傷の幅を減らすために、マイクロ波エネルギーによって直に加熱されない組織内の領域は冷却されることを許容されるべきである。これを達成する１つの方法は、Ｃ／Ｖデューティ・サイクル・パルス式アブレーション・モダリティの温度及び電力送出波形を描いた図９ｂに示すように、エネルギー送出の間に一連のオフ周期を導入することである。図１０から、最初の電力送出周期の間、温度は予め９０℃に設定されている組織温度の上限（UTT）に達するまで上昇することを許容されることが分かる。予め設定された組織温度に到達すると、デューティ・サイクルが開始されかつマイクロ波エネルギーのパルシングが開始される。図９（ｂ）に示す電力波形は５：３のデューティ・サイクルを有し、即ちマイクロ波発生器はオン、オフ各々５秒及び３秒で動作している。但し、このアブレーション・モダリティにおける本温度は、プログラム・コードを物理的に修正することでしか変更され得ない。図１０から、組織温度は冷却されることを許容され、故にマイクロ波発生器がスタンバイ（オフ）モードである周期では温度が下がることは明白である。これは、マイクロ波エネルギーによって直に加熱されない組織は加熱され過ぎず、よって熱伝導を原因として生じる損傷幅の成長は低減されるという効果を有する。エネルギー送出パルスのデューティ・サイクルは一定に、即ち５０％オン時間及び５０％オフ時間にされる場合もあれば、図示されているように可変にされる場合もある。パルス式の電力送出モードは損傷の幅を減らすことが可能であるが、これは、より長いアブレーション持続時間と引き替えに達成される。これは、ＦＰＦＴアブレーション・モダリティを使用して達成できるものと同じ損傷深度を達成するためにはより長い時間を要する、という事実に起因する。
【０１０１】
図９ｃは、温度変調式のパルス・アブレーション・モダリティの電力送出波形を示す。図９ｂに示す電力送出波形と同様に、このモダリティにおけるマイクロ波エネルギーはパルス式に送出される。Ｃ／Ｖデューティ・サイクル・パルス式モダリティと温度変調式モダリティとの相違点は、パルス列のためのデューティ・サイクルが不要であることにある。代わりに、組織温度の上限及び下限（各々ＵＴＴＴ及びＬＴＴＴ）が定義される。図１１は、これを示す。初期の電力送出段階の間、温度はＵＴＴＴ値まで上昇することを許容され、次いでマイクロ波発生器はスタンバイ・モードに入り、よって電力送出は停止される。ノートブック・コンピュータが、温度がＬＴＴＴ値より下がったことを検出すると、マイクロ波発生器はオン位置へ切換して戻され、電力送出が再開される。
【０１０２】
温度変調式電力送出モダリティを使用する優位点は、心筋組織へ送出されている電力が組織温度の状態に適合するようにされ得ることにある。例えば、初期のマイクロ波照射によって生成される高い熱エネルギーに起因して、温度がＵＴＴＴ状態に達するとマイクロ波発生器がオフ状態にある時間はより長くなる。組織温度がＬＴＴＴ状態近くに、またはこれよりも下がると、マイクロ波発生器がオン状態である時間は、組織温度の変動をＵＴＴＴ状態とＬＴＴＴ状態との間に維持するように自動調整される。
【０１０３】
ＵＴＴＴが図１０に示したもののように９０℃に設定されれば、アブレーションは実施される。ＵＴＴＴが約４５℃に設定されれば、このシステムはガン治療のための温熱療法等のアプリケーションに利用されることが可能である。また、ＵＴＴＴ及びＬＴＴＴ値が互いに近値に設定されれば、マイクロ波発生器は、温度をＵＴＴＴ及びＬＴＴＴによる温度境界内に維持する電力を送出するように制御されることが可能である。これは、他のタイプのアブレーション・モダリティでは不可能である。
【０１０４】
先に論じた他の方法を凌ぐこの方法の別の優位点は、電力が心筋組織の冷却状態に依存して送出されることにある。心筋組織の冷却が幾分かでも進めば、マイクロ波発生器はオフ状態よりオン状態である方が遙かに多くなる。反対に、組織の冷却が遅れると、マイクロ波発生器はオン状態よりオフ状態にある方が長くなる。時間変調式の電力送出モダリティを使用してＵＴＴＴ及びＬＴＴＴ間の温度差が縮小されると、組織温度は予め設定された時間に渡って維持されることが可能である。
【０１０５】
表５は、３つの電力送出モードを使用して取得された損傷サイズを示す。
表５：  ３つの電力送出モダリティによる損傷の比較
【０１０６】
【表５】
2006520622.tif 000007
【０１０７】
深度及び幅双方の寸法において大きい損傷サイズを達成するためには、ＦＰＦＴが最良の方法である。しかしながら、幅対深度（Ｗ：Ｄ）比の欄に示すように、ＦＰＦＴは最大のＷ：Ｄ比をも有し、これはＦＰＦＴ法を使用して生成される損傷の幅が深度に比べて遙かに大きいことを意味する。このタイプの電力送出モダリティは、大量の催不整脈性組織が焼灼される必要のある心室におけるアブレーションに最適となる。
【０１０８】
これに対して、Ｃ／Ｖデューティ・サイクル・パルス式（Ｃ／Ｖパルス）アブレーション・モダリティのＷ：Ｄ比は、幅対深度比１を達成可能であって、これにより催不整脈性組織を取り巻く組織に対する不必要な傷害が低減される。但しこれは、より長いアブレーション持続時間と引き替えに達成される。
【０１０９】
温度変調パルス式（ＴＭパルス）アブレーション・モダリティは、深さ７ｍｍの損傷を達成するのに最も長い時間がかかっている。但しこれは、同時に最も低い幅対深度比を有していてＴＭパルス電力送出モダリティを使用して生成される損傷は幅より深度が大きいことを表わす。これは、催不整脈性組織を取り巻く組織が少なく保存されなければならない心房におけるアブレーションに完全に適するものである。
【０１１０】
当業者には、特定の実施形態において示した本発明に対して、広範に記述された本発明の精神及び範囲を逸脱することなく多くの変更及び／または修正を行い得ることが認識されるであろう。従って、これらの実施形態はあらゆる点で例示的なものであり、限定的なものでないことは考慮されるべきである。
【図面の簡単な説明】
【０１１１】
【図１ａ】同軸リング・スロット・アレイ・アンテナの縦断面図である。
【図１ｂ】図１（ａ）のアンテナの端面図である。
【図１ｃ】図１（ａ）のアンテナの分解図である。
【図２ａ】図１のアンテナの対応する各スロットを横断する正規化された近接場を示すグラフである。
【図２ｂ】図１のアンテナの反射係数を示すグラフである。
【図２ｃ】図１のアンテナの正規化されたＳＡＲレベルを示すグラフである。
【図２ｄ】図１のアンテナのＥフィールド・ベクトルを示すプロットである。
【図２ｅ】図１のアンテナの反射係数の測定値とシミュレーション値とを示すグラフである。
【図２ｆ】図１のアンテナの入力インピーダンスの測定値とシミュレーション値とを示すグラフである。
【図２ｇ】図１のアンテナの測定された温度分布を示すグラフである。
【図２ｈ】様々な電力設定を使用して様々な深度で測定した温度を示すグラフである。
【図２ｉ】異なる電力レベルについて様々な深度で取得された最大温度を示すグラフである。
【図３ａ】平行ループ・アンテナの絵図である。
【図３ｂ】図３（ａ）のアンテナの平面図である。
【図３ｃ】図３（ａ）のアンテナの端面図である。
【図３ｄ】図３（ａ）のアンテナの右正面図である。
【図４ａ】図３のアンテナのＸＹ平面におけるＥフィールド・ベクトルのプロットである。
【図４ｂ】図３のアンテナのＹＺ平面におけるＥフィールド・ベクトルのプロットである。
【図４ｃ】図３のアンテナの反射係数に対するループ半径の効果を示すグラフである。
【図５】損傷の生成に含まれるステップを示すフローチャートである。
【図６】アブレーションのモダリティを示すブロック図である。
【図７】固定電力固定時間（ＦＰＦＴ）アブレーションのモダリティのフローチャートである。
【図８】温度変調されるマイクロ波アブレーション・モダリティのフローチャートである。
【図９】異なる３つのアブレーション・モダリティの送出電力波形を示すグラフである。
【図１０】Ｃ／Ｖデューティ・サイクルのパルス・アブレーション・モダリティの温度及び電力波形を示すグラフである。
【図１１】温度変調式パルス・アブレーション・モダリティの温度及び電力波形を示すグラフである。
【図１ａ】
2006520622.tif 000008
【図１ｂ】
2006520622.tif 000009
【図１ｃ】
2006520622.tif 000010
【図２ａ】
2006520622.tif 000011
【図２ｂ】
2006520622.tif 000012
【図２ｃ】
2006520622.tif 000013
【図２ｄ】
2006520622.tif 000014
【図２ｅ】
2006520622.tif 000015
【図２ｆ】
2006520622.tif 000016
【図２ｇ】
2006520622.tif 000017
【図２ｈ】
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【図２ｉ】
2006520622.tif 000019
【図３ａ】
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【図３ｂ】
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【図３ｃ】
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【図３ｄ】
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【図４ａ】
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【図４ｂ】
2006520622.tif 000025
【図４ｃ】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【国際調査報告】
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