CN116456920A - 电源装置以及消融系统 - Google Patents

Abstract

本发明的一个实施方式的电源装置具备：电源部，对消融导管中的多个电极供给用于进行使用了不可逆电穿孔法的消融的电力；以及控制部，在供给上述电力来进行上述消融时，以对包括上述多个电极的三个以上施加电极施加具有多种正的振幅值的脉冲电压的方式，控制上述脉冲电压。

Description

电源装置以及消融系统

技术领域

本发明涉及具备用于进行消融的消融导管和供给用于进行消融的电力的电源装置的消融系统以及应用于这样的消融系统的电源装置。

背景技术

作为用于治疗患者体内的患部(例如有癌等肿瘤的患部)的医疗设备之一，提出了一种对这样的患部进行消融的消融系统。该消融系统具备作为消融导管的电极导管和供给用于进行消融的电力的电源装置。此外，例如，专利文献1中对进行使用了不可逆电穿孔法(IRE：Irreversible Electroporation)的消融的消融系统进行了公开。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本特表2019-500170号公报

发明内容

再者，在这样的消融系统中一般要求提高通过消融进行的治疗的有效性。理想的是，提供能提高通过消融进行的治疗的有效性的电源装置以及消融系统。

本发明的一个实施方式的电源装置具备：电源部，对消融导管中的多个电极供给用于进行使用了不可逆电穿孔法的消融的电力；以及控制部，在供给上述电力来进行上述消融时，以对包括上述多个电极的三个以上施加电极施加具有多种正的振幅值的脉冲电压的方式，控制上述脉冲电压。

本发明的一个实施方式的消融系统具备：消融导管，具有多个电极；以及上述本发明的一个实施方式的电源装置。

在本发明的一个实施方式的电源装置以及消融系统中，在进行使用了不可逆电穿孔法的消融时，以对上述三个以上施加电极施加具有多种正的振幅值的脉冲电压的方式，控制脉冲电压。在此，在使用了不可逆电穿孔法的消融中，一般需要对电极施加非常高的电压(脉冲电压)，但是伴随由这样的高电压引起的电场集中，容易从电极的端部产生放电。若在电极的端部产生这样的放电，则在通过消融进行的治疗时，可能会产生血栓，或由于放电时的冲击，消融导管的留置位置偏移。对此，通过控制为施加具有上述的多种正的振幅值的脉冲电压，易于抑制由高电压的脉冲电压引起的电场集中，不易产生来自上述施加电极的端部的放电，因此，易于防止如上所述的血栓的产生、消融导管的留置位置的偏移。

在此，也可以是，上述控制部利用具有上述多种正的振幅值的脉冲电压，将上述三个以上施加电极中的邻接的施加电极之间的脉冲电压的振幅值差的绝对值控制为第一阈值以下，由此，将上述邻接的施加电极附近的电场强度控制为规定的电场阈值以下。在这样的情况下，上述邻接的施加电极附近的电场强度成为规定的电场阈值以下，因此，更易于抑制上述的电场集中。因此，更不易产生上述的放电，因此，更易于防止如上所述的血栓的产生、消融导管的留置位置的偏移。其结果是，进一步提高通过消融进行的治疗的有效性。

在该情况下，也可以是，上述控制部将上述邻接的施加电极之间的脉冲电压的振幅值差的绝对值中的最大值控制为第二阈值以上。在这样的情况下，将这样的脉冲电压的振幅值差的绝对值控制为上述第一阈值以下，并且保证这样的振幅值差的绝对值中的最大值为最小限度的值(上述第二位阈值)以上，因此，结果如下。即，一边确保产生电场的范围(消融范围)，一边抑制上述的电场集中。其结果是，更进一步提高通过消融进行的治疗的有效性。

此外，也可以设为上述三个以上施加电极均由作为上述消融导管中的上述多个电极的三个以上电极构成。在这样的情况下，施加有作为消融时的控制对象的脉冲电压的施加电极仅由消融导管的电极(上述三个以上电极)构成，因此能容易进行上述的脉冲电压的控制。其结果是，消融时的便利性提高。随便提及，作为上述三个以上施加电极，除了这样的消融导管的电极以外，例如可列举出上述的对极板等。

需要说明的是，作为上述消融导管，例如可列举出在通过对患者体内的患部进行上述消融来进行心律失常的治疗时所使用的导管。此外，上述消融的对象例如也可以是患者体内的有肿瘤的患部。

根据本发明的一个实施方式的电源装置以及消融系统，设为：在进行使用了不可逆电穿孔法的消融时，以对上述三个以上施加电极施加具有多种正的振幅值的脉冲电压的方式，进行脉冲电压的控制，因此，结果如下。即，容易防止如上所述的血栓的产生、消融导管的留置位置的偏移。由此，能提高通过消融进行的治疗的有效性。

附图说明

图1是示意性地表示本发明的一个实施方式的消融系统的整体构成例的框图。

图2是表示图1所示的消融导管的详细构成例的示意图。

图3是表示图2所示的导管轴的顶端附近的变形状态的一个例子的示意图。

图4是表示图2所示的导管轴的顶端附近的另一个变形状态的一个例子的示意图。

图5是表示消融时的一般的电压波形例的定时图。

图6是表示比较例的消融时的电压波形例等的示意图。

图7是表示实施例的消融时的电压波形例等的示意图。

图8是表示图6、图7所示的各种参数的大小关系的一个例子的图。

具体实施方式

以下，参照附图对本发明的实施方式详细进行说明。需要说明的是，说明按以下的顺序进行。

1.实施方式(进行对消融导管的四个电极的电压控制的例子)

2.变形例

<1.实施方式>

[构成]

图1通过框图示意性地表示本发明的一个实施方式的消融系统5的整体构成例。例如，如图1所示，该消融系统5是在治疗患者9的体内的患部90时所使用的系统，对这样的患部90进行规定的消融。需要说明的是，作为上述的患部90，例如可列举出有心律失常等的患部、有癌(肝癌、肺癌、乳腺癌、肾癌、甲状腺癌等)等肿瘤的患部等。

在此，详细内容在后文加以记述，但是，在本实施方式的消融系统5中，作为对上述的患部90的消融，进行使用了不可逆电穿孔法(IRE)的非热性消融。

如图1所示，这样的消融系统5具备：消融导管1、液体供给装置2以及电源装置3。此外，在使用了该消融系统5的消融时，例如也适当地使用图1所示的对极板4。

(A.消融导管1)

消融导管1例如是通过血管插入至患者9的体内，用于通过对患部90进行消融来进行上述的心律失常、肿瘤等的治疗的电极导管。消融导管1还具有在这样的消融时从顶端侧流出(喷射)规定的灌注用的液体L(例如生理盐水等)的灌注机构。换言之，消融系统5是带这样的灌注机构的消融系统。需要说明的是，从后述的液体供给装置2对这样的消融导管1的内部供给液体L，循环流动(参照图1)。

图2是示意性地表示消融导管1的详细构成例的图。该消融导管1具备作为导管主体(长条部分)的导管轴11(导管用管)和装接于该导管轴11的基端侧的手柄12。

(导管轴11)

导管轴11由具有挠性的管状结构(中空的管状构件)构成，成为沿自身的轴向(Z轴方向)延伸的形状(参照图2)。具体而言，导管轴11的轴向的长度与手柄12的轴向(Z轴方向)的长度相比，长达几倍至几十倍左右。

如图2所示，导管轴11具有构成为挠性比较优异的顶端部(顶端挠性部11A)。此外，如图1所示，在该顶端挠性部11A内设有后述的规定的顶端附近结构6。该导管轴11还具有以沿自身的轴向(Z轴方向)延伸的方式在内部形成有多个腔(内孔、细孔、贯通孔)的所谓的多腔结构(Multi-lumen structure)。在这样的导管轴11中的腔内，分别以相互电绝缘的状态插通有各种细线(后述的导线50、偏转用线、变形用线60等)。此外，在该导管轴11的内部，除了用于供这样的各种细线插通的腔以外，用于供上述的灌注用的液体L流动的腔也形成为沿轴向延伸。

这样的导管轴11的外径例如为0.3～4.0mm左右，导管轴11的轴向的长度例如为300～1500mm左右。此外，作为导管轴11的构成材料，例如可列举出聚酰胺、聚醚聚酰胺、聚氨酯、聚醚嵌段酰胺(PEBAX)(注册商标)以及尼龙等热塑性树脂。

在此，如图2所示，上述的顶端附近结构6包括：导管轴11的分支点(位于顶端附近结构6的基端侧)、位于导管轴11的最顶端附近(后述的顶端梢110附近)的合流点以及作为以弯曲状单独地连接这些分支点与合流点之间的部分的多个(在本例中为五个)分支结构61a～61e。这些分支结构61a～61e在与导管轴11的轴向(Z轴向)正交的面内(X-Y平面内)以大致等间隔相互分离配置。

此外，如图2所示，在这些分支结构61a～61e中，沿它们的弯曲状的延伸方向，一个或多个电极111(在本例中为四个电极111)分别隔开规定的间隔地分离配置。各电极111为环状的电极。另一方面，在上述的分支结构61a～61e之间的合流点(导管轴11的最顶端附近)配置有顶端梢110。

如上所述，这样的电极111分别例如是电位测定用或消融用的电极，例如由铝(Al)、铜(Cu)、SUS、金(Au)、铂(Pt)等导电性良好的金属材料构成。另一方面，顶端梢110除了由例如与各电极111同样的金属材料构成以外，还由例如硅橡胶树脂、聚氨酯等树脂材料构成。需要说明的是，作为在使用了上述的不可逆电穿孔法的消融时优选的各电极111的参数，作为一个例子，可列举如下。即，优选的是，各电极111的长度(沿导管轴11的轴向的电极长度)为0.3～5.0mm左右，沿导管轴11的轴向邻接的电极111之间的间隔为0.3～5.0mm左右。

上述的导线50的顶端侧单独地电连接于这样的各电极111。此外，各导线50的基端侧能从导管轴11内经由手柄12内向消融导管1的外部连接。具体而言，如图1所示，各导线50的基端侧从手柄12中的沿Z轴向的基端部分(连接器部分)向外部取出。

需要说明的是，按每个上述的分支结构61a～61e配置的四个电极111对应于本发明的“三个以上电极”和“三个以上施加电极”的一个具体例。

在此，这样的顶端附近结构6的形状构成为根据对手柄12的后述的变形操作(后述的对变形操作部123的操作)而变化(变形)。具体而言，顶端附近结构6的形状在顶端附近结构6未沿轴向(Z轴向)展开的非展开形状(收缩形状：参照后述的图3)与使顶端附近结构6从该非展开形状沿轴向展开的展开形状(扩张形状：参照图2和后述的图4)之间变化。详细内容在后文加以记述，但是，作为这样的非展开形状(第一形状)的一个例子，可列举出由上述的多个分支结构61a～61e构成的“花瓣形状”(平坦形状的情况下的一个例子：参照后述的图3)。另一方面，作为上述的展开形状(第二形状)的一个例子，可列举出这样的花瓣形状(各分支结构61a～61e)沿轴向展开的形状(所谓的“网篮形状”：参照图2和后述的图4)。

随便提及，上述的“网篮形状”是指，例如，如图2、图4所示由多个分支结构61a～61e形成的形状是与形成于篮球的表面上的曲线状的花纹类似的形状的意思。

(手柄12)

手柄12是在使用消融导管1时供操作者(医生)抓住(握住)的部分。如图2所示，该手柄12具有装接于导管轴11的基端侧的手柄主体121、旋转操作部122以及变形操作部123。

手柄主体121相当于操作者实际握住的部分(把持部)，成为沿其轴向(Z轴向)延伸的形状。该手柄主体121例如由聚碳酸酯、丙烯腈-丁二烯-苯乙烯共聚物(ABS)等合成树脂构成。

详细内容在后文加以记述，但是，旋转操作部122是在使导管轴11的顶端附近(顶端挠性部11A)双向偏转(挠曲)的偏转动作时所操作的部分。该旋转操作部122在与未图示的一对偏转用线一起进行这样的偏转动作时使用。具体而言，在这样的偏转动作时，由消融导管1的操作者操作(旋转操作)旋转操作部122。如图2所示，这样的旋转操作部122构成为包括锁定机构40和旋转板41。

需要说明的是，上述的一对偏转用线的各顶端固定于导管轴11的顶端侧(例如，上述的顶端梢110附近)。此外，这一对偏转用线的各基端侧从导管轴11内向手柄12内(手柄主体121内)延伸。

如图2所示，旋转板41是以与其轴向(Z轴向)垂直的旋转轴(Y轴向)为中心，旋转自如地装接于柄主体121的构件。该旋转板41相当于在上述的旋转操作时供操作者实际进行操作的部分，大致形成圆盘状的形状。具体而言，在该例子中，如图2中的箭头d1a、d1b所示，能进行使旋转板41在Z-X平面内相对于手柄主体121双向旋转的操作(以上述的旋转轴为旋转中心的旋转操作)。

需要说明的是，上述的锁定机构40是用于固定(锁定)这样的旋转板41在Z-Y平面内的旋转位置的机构。

在此，如图2所示，一对捏手41a、41b与旋转板41一体地设于该旋转板41的侧面。在该例中，如图2所示，以旋转板41的旋转轴为中心，捏手41a和捏手41b配置于相互呈点对称的位置。这些捏手41a、41b分别相当于在操作者对旋转板41进行旋转操作时，例如用一只手的手指进行操作(按压)的部分。需要说明的是，这样的旋转板41例如由与上述的手柄主体121同样的材料(合成树脂等)构成。

此外，在这样的旋转板41上设有未图示一对紧固件。这些紧固件分别是用于通过螺纹固定等单独地固定上述的一对偏转用线的各基端的构件(线紧固件)。需要说明的是，在这些紧固件中，分别能任意地调整固定上述的一对偏转用线的各基端时的各基端附近的引入长度。

上述的变形操作部123是在进行使上述的顶端附近结构6的形状在上述的非展开形状(花瓣形状)和展开形状(网篮形状)之间变化的变形操作时供操作者进行操作的部分。在这样的变形操作时所使用的变形用线60中，其顶端侧固定于顶端附近结构6(上述的顶端梢110附近)。另一方面，如图2所示，该变形用线60的基端侧从手柄主体121的基端取出，装配于变形操作部123。

在这样的变形操作部123中，具体而言如图2中的箭头d3a、d3b所示，沿变形用线60的延伸方向(Z轴向)进行操作。由此，分别进行将变形用线60推入手柄主体121的操作、将变形用线60从手柄主体121拉出的操作。就是说，详细内容在后文加以记述，但是，向箭头d3a、d3b的方向对这样的变形操作部123进行的操作对应于用于使顶端附近结构6变形的变形操作。此外，能根据这样的变形操作部123的位置(沿Z轴向的设定位置)将上述的变形操作时的顶端附近结构6的形状设定为上述的非展开形状(花瓣形状)与展开形状(网篮形状)之间的任意的中间形状。

(B.液体供给装置2)

液体供给装置2是对消融导管1供给上述的灌注用的液体L的装置，如图1所示，其具有液体供给部21。

如图1所示，液体供给部21按照通过后述的控制信号CTL2进行的控制，随时对消融导管1供给上述的液体L。此外，按照通过上述的控制信号CTL2进行的控制，执行或停止这样的液体L的供给动作。需要说明的是，这样的液体供给部21例如构成为包括液体泵、树脂管等。

(C.电源装置3)

如图1所示，电源装置3是在消融导管1(上述的电极111)与后述的对极板4之间供给用于进行使用了上述的不可逆电穿孔法的消融的电力Pout(后述的脉冲电压)的同时控制液体供给装置2中的液体L的供给动作的装置。如图1所示，该电源装置3具有：输入部31、电源部32、控制部33以及显示部34。

输入部31是输入用于指示各种设定值、规定的动作的指示信号(操作信号Sm)的部分。这样的操作信号Sm根据由电源装置3的操作者(例如工程师等)进行的操作，从输入部31输入。不过，这些各种设定值也可以设为不是根据由操作者进行的操作来输入，例如在产品出厂时等预先在电源装置3内设定。此外，由输入部31输入的设定值向后述的控制部33供给。需要说明的是，这样的输入部31例如使用规定的拨盘、按钮、触摸面板等来构成。

电源部32是按照后述的控制信号CTL1，在消融导管1(电极111)与后述的对极板4之间供给用于进行使用了上述的不可逆电穿孔法的消融的电力Pout的部分。此外，详细内容在后文加以记述，但是，在供给这样的电力Pout来进行消融时，对消融导管1的各电极111施加高电压的脉冲电压(电压Vout)。需要说明的是，这样的电源部32使用规定的电源电路(例如开关调节器等)来构成。

控制部33是控制整个电源装置3的同时进行规定的运算处理的部分，例如使用微型计算机等来构成。具体而言，控制部33首先具有使用控制信号CTL1来控制电源部32中的电力Pout的供给动作的功能(电力供给控制功能)。在这样的电力Pout的供给动作时，控制部33还对上述的脉冲电压(电压Vout)进行控制。此外，控制部33具有使用控制信号CTL2来控制液体供给装置2(液体供给部21)中的液体L的供给动作的功能(液体供给控制功能)。

还随时向这样的控制部33供给在消融导管1(与各电极111对应配置的热电偶等温度传感器)中测定出的温度信息It(参照图1)。此外，从电源部32随时向该控制部33供给针对消融导管1的电极111与后述的对极板4之间的阻抗Z的测定值(参照图1)。

需要说明的是，在后文对上述的电力Pout的供给动作时的控制部33中的脉冲电压的控制动作的详细内容加以记述(图7、图8)。

显示部34是显示各种信息并向外部输出的部分(监视器)。作为显示对象的信息，例如可列举出从输入部31输入的各种设定值、从控制部33供给的各种参数、从消融导管1供给的温度信息It等。不过，作为显示对象的信息不限于这些信息，也可以设为代替显示其他的信息或添加显示其他的信息。这样的显示部34使用基于各种方式的显示器(例如，液晶显示器、CRT(Cathode Ray Tube：阴极射线管)显示器、有机EL(Electro Luminescence：电致发光)显示器等)来构成。

(D.对极板4)

例如，如图1所示，对极板4在消融时以装戴于患者9的体表的状态使用。具体而言，在使用了上述的不可逆电穿孔法的消融时，在消融导管1(电极111)与该对极板4之间供给电力Pout)。此外，在这样的消融时，随时测定上述的阻抗Z，测定出的阻抗Z在电源装置3内从电源部32向控制部33供给(参照图1)。

[动作以及作用/效果]

(A.基本动作)

在该消融系统5中，例如，如上所述，在对有心律失常的患部90、有癌等肿瘤的患部90进行治疗时，对这样的患部90进行使用了上述的不可逆电穿孔法的消融(参照图1)。在这样的消融中，首先，例如，如图1中的箭头P1所示，消融导管1中的导管轴11例如通过血管插入至患者9的体内。然后，通过从电源装置3(电源部32)对该消融导管1的顶端附近(顶端附近结构6内)的电极111与对极板4之间供给电力Pout(电压Vout)来对患部90进行消融。

此外，在本实施方式中，在这样的消融时，对消融导管1供给上述的灌注用的液体L。具体而言，例如，如图2所示，从手柄主体121的基端侧(液体流入口)对该手柄主体121内供给液体L。此外，电源装置3(控制部33)使用上述的控制信号CTL2来控制这样的液体供给装置2中的液体L的供给动作。然后，例如，如图2所示，从该消融导管1的顶端附近(顶端附近结构6中的上述的分支点附近)对外部流出(喷射)该液体L。通过喷射这样的液体L来改善消融时的血液滞留，因此，避免了血栓附着在处置部分。

(A-1.通过旋转操作进行的顶端挠性部11A的偏转动作)

在此，在消融导管1中，导管轴11的顶端附近(顶端挠性部11A)的形状根据由操作者进行的旋转板41的旋转操作而双向变化。就是说，在如上所述的对患部90的消融时，根据这样的旋转操作来进行使顶端挠性部11A双向偏转的动作(上述的双向的偏转动作)。

具体而言，例如，在通过操作者用单手抓住手柄12(手柄主体121)，用该单手的手指操作捏手41a，使旋转板41向图2中的箭头d1a方向(右旋)旋转的情况下，结果如下。即，在导管轴11内，上述的一对偏转用线中的一方的偏转用线向基端侧拉伸。这样一来，该导管轴11的顶端挠性部11A沿图2中的箭头d2a所示的方向弯曲(挠曲)。

此外，例如，在通过操作者操作捏手41b使旋转板41向图2中的箭头d1b方向(左旋)旋转的情况下，结果如下。即，在导管轴11内，一对偏转用线中的另一方的偏转用线向基端侧拉伸。这样一来，该导管轴11的顶端挠性部11A沿图2中的箭头d2b所示的方向弯曲。

如此，通过操作者对旋转板41进行旋转操作来进行导管轴11的双向的(摇头)偏转动作。需要说明的是，通过使手柄主体121绕轴(在X-Y平面内)旋转，例如，能保持导管轴11插入至患者的体内的状态不变，自由地设定导管轴11的顶端挠性部11A的弯曲方向(偏转方向)的朝向。如此，在消融导管1中，设有用于使顶端挠性部11A双向偏转的偏转机构，因此，能一边使导管轴11的顶端附近(顶端挠性部11A)的形状变化一边插入至患者9的体内。

(A-2.通过变形操作进行的顶端附近结构6的变形动作)

接着，除了图2以外，参照图3、图4，对通过上述的对变形操作部123的变形操作进行的导管轴11的顶端附近结构6的变形动作进行说明。

图3(图3的(A)、图3的(B))是示意性地表示导管轴11的顶端附近(顶端附近结构6)的变形状态(作为上述的非展开形状的一个例子的上述的花瓣形状的状态)的一个例子的图。此外，图4(图4的(A)、图4的(B))是示意性地表示导管轴11的顶端附近(顶端附近结构6)的其他的变形状态(作为上述展开形状的一个例子的上述的网篮形状的状态)的一个例子的图。需要说明的是，图4所示的展开形状(网篮形状)只不过是一个例子，例如，也可以是从图4所示的形状稍微枯萎(变形)的形状等。

首先，例如，如图2中的箭头d3a所示，在通过由操作者进行的对变形操作部123的变形操作进行将变形用线60从手柄主体121拉出的操作时，结果如下。即，如上所述，变形用线60的基端侧装配于变形操作部123，因此，在该情况下，例如，如图3的(A)、图3的(B)中的箭头d4a所示，随着上述的拉出的操作，变形用线60向基端侧拉伸。这样一来，如上所述，该变形用线60顶端侧固定于顶端附近结构6(顶端梢110附近)，因此，例如，如图3的(A)、图3的(B)所示，通过顶端梢110向基端侧拉伸，各分支结构61a～61e成为向基端侧收缩的形状。就是说，顶端附近结构6成为上述的非展开形状(在本例中为在X-Y平面内大致平坦化的形状)。具体而言，在本例中，如图3的(A)所示，顶端附近结构6的形状成为由各分支结构61a～61e构成的上述的花瓣形状。

另一方面，例如，如图2中的箭头d3b所示，在通过由操作者进行的对变形操作部123的变形操作进行将变形用线60推入手柄主体121的操作时，结果如下。即，在该情况下，例如，如图4的(A)、图4的(B)中的箭头d4b所示，随着上述的推入操作，变形用线60向顶端侧推出。这样一来，例如，如图4的(A)、图4的(B)所示，通过顶端梢110向顶端侧推出，各分支结构61a～61e成为向顶端侧展开的形状。就是说，顶端附近结构6成为上述的展开形状(沿Z轴向向顶端侧展开的形状)。具体而言，在本例中，如图4的(A)所示，顶端附近结构6的形状成为由各分支结构61a～61e构成的上述的网篮形状。

如此，根据对变形操作部123的变形操作进行顶端附近结构6的变形动作。

(B.对于使用了不可逆电穿孔法的消融)

在此，对使用了上述的不可逆电穿孔法(IRE)的消融的详细内容进行说明。

首先，如上所述，该不可逆电穿孔法是非热性的消融方法，能抑制对周围的血管、神经的损伤，因此受到关注。具体而言，在作为现有的一般的消融方法的RFA(Radiofrequency Ablation：高频消融)、低温(冷冻)消融等中，由于是利用了热能的消融，因此可能会引起膈神经麻痹、食管瘘等并发症。对此，在使用了不可逆电穿孔法的消融中，由于是PFA(Pulsed electric Field Ablation：脉冲电场消融)，是利用了非热能的消融，因此，没有可能引起这些并发症。

详细而言，在使用了这样的不可逆电穿孔法的消融时，一般来说，心肌(电场强度的阈值：400[V/cm]左右)首先受消融的影响。不过，该消融时的电场强度一般设定为不会对食道(电场强度的阈值：1750[V/cm]左右)、横隔膜神经(电场强度的阈值：3800[V/cm]左右)产生影响的程度的值(例如，1000～1500[V/cm]左右)。因此，如上所述，不会产生膈神经麻痹、食管瘘等并发症。

图5是通过定时图表示消融时的一般的电压波形例的图。具体而言，分别是，图5的(A)表示在上述的RFA时施加于消融导管的电极的一般的电压Vout的波形例，图5的(B)表示在使用了不可逆电穿孔法的消融(上述的PFA)时施加于消融导管的电极的一般的电压Vout的波形例。需要说明的是，在这些图5的(A)、图5的(B)中，横轴表示时间t，纵轴表示电压(与图中所示的基准电位的电位差)。

首先，在图5的(A)所示的RFA的例子中，电压Vout为高频(频率＝500[kHz]、周期ΔT＝2[μs]左右)的电压，电压Vout的振幅值Am为70V左右。随便提及，在该RFA时供给的电力例如为25[W]左右。此外，在该RFA的情况下，例如，如图5的(A)所示的由高频构成的连续波长时间(例如，30～60[s]左右的数十秒级别)持续，因此，该RFA为热性的消融方法。

另一方面，在图5的(B)所示的PFA的例子中，电压Vout成为高电压(振幅值Am＝1500[V]左右)且短时间(脉冲幅Δtp＝100[μs]左右)的脉冲电压。就是说，在该PFA的情况下，成为这样的短时间(如上所述的μs级别)的脉冲波形，因此，该PFA与上述的RFA不同，为非热性的消融方法。此外，在使用了不可逆电穿孔法的消融中，通过将这样的高电压且短时间的脉冲电压施加于电极来产生电穿孔(Electroporation)。具体而言，通过这样的脉冲电压在消融对象的细胞中打纳米级的孔，由此，在打孔的细胞中诱导细胞凋亡(细胞自杀)，由此使细胞灭绝。

(C.脉冲电压的控制动作)

接着，参照图6～图8，一边与比较例进行比较，一边对使用了上述的不可逆电穿孔法的消融时的控制部33中的电压Vout(上述的脉冲电压)的控制动作详细进行说明。

图6是示意性地表示比较例的消融时的电压波形例等的图，图7是示意性地表示本实施方式的实施例的消融时的电压波形例等的图。此外，图8是表示图6、图7所示的各种参数(后述的振幅值差ΔV和阈值ΔVth1、ΔVth2)的大小关系的一个例子的图。

具体而言，在图6的(E)、图7的(E)中，示意性地示出在按每个上述的分支结构61a～61e配置的四个电极111(施加电极：为了方便，称为电极111a～111d)附近，伴随电压Vout(脉冲电压)的施加而产生的电场的各等电位面Se的例子。此外，在图6的(A)～图6的(D)以及图7的(A)～图7的(D)中，示意性地示出对这些电极111a～111d单独地施加的各电压Vout(脉冲电压VoutA～VoutD)的定时波形例。需要说明的是，在这些图6的(A)～图6的(D)以及图7的(A)～(D)所示的各脉冲电压VoutA～VoutD中，成相互同相位的脉冲电压(参照脉冲宽度Δtp1、Δtp2、Δtp3)。此外，在这些图6的(A)～图6的(D)以及图7的(A)～(D)中，分别是，横轴表示时间t，纵轴表示电压(与上述的基准电位的电位差)。

(C-1.比较例)

首先，在图6所示的比较例中，在脉冲宽度Δtp1、Δtp3的期间，脉冲电压VoutA、VoutB的组分别为振幅值Am101＝1250[V]，并且脉冲电压VoutC、VoutD的组分别为0[V]。另一方面，在脉冲宽度Δtp2的期间，相反，脉冲电压VoutA、VoutB的组分别为0[V]，并且脉冲电压VoutC、VoutD的组分别为振幅值Am101＝1250[V]。就是说，在该比较例中，分别对四个施加电极(电极111a～111d)单独地施加具有一种正(>0)的振幅值Am101(＝1250[V])的脉冲电压VoutA～VoutD。

如此，在使用了不可逆电穿孔法的消融中，如上所述，对各电极111(电极111a～111d)施加非常高的电压(在图6所示的比较例中为振幅值Am101＝1250[V])。但是，存在伴随由这样的高电压引起的电场集中，容易从电极111的端部产生放电的情况。

具体而言，在图6所示的比较例中，四个电极111a～111d中的邻接的电极111b、111c之间的脉冲电压VoutB、VoutC的振幅值差ΔV的绝对值：振幅值差ΔV(BC)＝Am101)非常大。详细内容如图6中所示，该振幅值差ΔV(BC)＝Am101大于规定的阈值ΔVth1(ΔV(BC)>ΔVth1)。这样一来，可能会存在如下情况：如图6中的附图标记Pe所示，在这些电极111b、111c之间的内侧的端部产生由这样的非常大的振幅值差ΔV引起的电场集中(作为比规定的电场阈值Eth大的电场强度E的区域)而产生放电。

而且，若在电极111的端部产生这样的放电，则在通过消融进行的治疗时，可能会产生血栓，或由于放电时的冲击，消融导管1的留置位置(患者9的体内的留置位置)偏移。其结果是，在该比较例的消融中，通过消融进行的治疗的有效性降低。

(C-2.本实施方式的实施例)

对此，在图7所示的本实施方式的实施例中，在脉冲宽度Δtp1、Δtp3的期间，脉冲电压VoutA的振幅值Am1＝1500[V]，脉冲电压VoutB的振幅值Am2＝1250[V]，脉冲电压VoutC的振幅值Am3＝250[V]，脉冲电压VoutD＝0[V]。另一方面，在脉冲宽度Δtp2的期间，相反，脉冲电压VoutA＝0[V]，脉冲电压VoutB的振幅值Am3＝250[V]，脉冲电压VoutC的振幅值Am2＝1250[V]，脉冲电压VoutD的振幅值Am1＝1500[V]。就是说，在本实施例中，与上述比较例不同，分别对四个施加电极(电极111a～111d)单独地施加具有多种正的振幅值(在本例中为三种正的振幅值Am1、Am2、Am3)的脉冲电压VoutA～VoutD。

此时，在本实施方式中，控制部33利用具有这些多种正的振幅值的脉冲电压来进行如下所示的控制。即，控制部33通过将四个电极111a～111d中的邻接的电极111之间的脉冲电压的振幅值差ΔV的绝对值控制为上述的阈值ΔVth1以下，将这些邻接的电极111附近的电场强度E控制为上述的电场阈值Eth以下。

具体而言，在图7所示的实施例中，与上述比较例不同，将邻接的电极111b、111c之间的脉冲电压VoutB、VoutC的振幅值差ΔV的绝对值：振幅值差ΔV(BC)＝|Am2-Am3|(＝1000[V])控制为阈值ΔVth1以下(ΔV(BC)≤ΔVth1)。需要说明的是，在本实施例中，也分别将邻接的电极111a、111b之间的脉冲电压VoutA、VoutB的振幅值差ΔV的绝对值(＝250[V])和邻接的电极111c、111d之间的脉冲电压VoutC、VoutD的振幅值差ΔV的绝对值(＝250[V])控制为阈值ΔVth1以下。

通过这样的脉冲电压VoutA～VoutD的控制，详细内容在后文加以记述，但是，在本实施方式的实施例中，与上述比较例相比，易于抑制由上述的高电压的脉冲电压引起的电场集中。具体而言，如图7中所示，例如，与上述比较例不同，邻接的电极111b、111c附近的端部的电场强度E为电场阈值Eth以下(E≤Eth)。

此外，例如，如图8所示，也可以如下所示地设定上述的振幅值差ΔV的绝对值的范围。即，首先，也可以如上所述将振幅值差ΔV的绝对值设定为阈值ΔVth1以下的范围(图8中所示的范围R1：ΔV≤ΔVth1)。此外，控制部33也可以将这样的邻接的电极111之间的脉冲电压的振幅值差ΔV的绝对值中的最大值控制为阈值ΔVth2以上(参照图8中所示的范围R2)。需要说明的是，为了方便，将该图8中所示的范围R2示出为ΔVth2≤ΔV≤ΔVth1)，但是，设为阈值ΔVth2以上的控制对象与设为振幅值差ΔV的绝对值本身相比，如上所述，优选设为振幅值差ΔV的绝对值中的最大值。

需要说明的是，这样的阈值ΔVth1、ΔVth2分别对应于本发明的“第一阈值”和“第二阈值”的一个具体例。此外，作为阈值ΔVth1的具体例，可列举出ΔVth1＝1100～1500[V]左右，优选的是，可列举出ΔVth1＝1300[V]左右。此外，作为阈值ΔVth2的具体例，可列举出ΔVth2＝500～900[V]左右，优选的是，可列举出ΔVth2＝700[V]左右。

(D.作用/效果)

如此，在本实施方式的消融系统5中，例如，获得如下所示的作用和效果。

首先，在本实施方式中，在进行使用了不可逆电穿孔法的消融时，以对上述的三个以上施加电极(电极111)施加具有多种正的振幅值(例如三种正的振幅值Am1～Am3)的脉冲电压(例如，脉冲电压VoutA～VoutD)的方式，控制电压Vout(脉冲电压)。通过以施加具有这样的多种正的振幅值的脉冲电压的方式进行控制，如上所述，易于抑制由高电压的脉冲电压引起的电场集中，不易产生来自施加电极的端部的放电。其结果是，在使用了不可逆电穿孔法的消融时，容易防止如上所述的血栓的产生、消融导管1的留置位置的偏移。由此，在本实施方式中，能提高通过使用了不可逆电穿孔法的消融进行的治疗的有效性。

此外，在本实施方式中，通过利用具有上述的多种正的振幅值的脉冲电压将上述的邻接的施加电极之间的脉冲电压的振幅值差ΔV的绝对值控制为阈值ΔVth1以下，将这样的邻接的施加电极附近的电场强度E控制为规定的电场阈值Eth以下。如此，邻接的施加电极附近的电场强度E为规定的电场阈值以下，因此，更易于抑制上述的电场集中。因此，更不易产生上述的放电，因此，更容易防止如上所述的血栓的产生、消融导管1的留置位置的偏移。其结果是，能进一步提高通过使用了不可逆电穿孔法的消融进行的治疗的有效性。

而且，在本实施方式中，在将上述的脉冲电压的振幅值差ΔV的绝对值中的最大值控制为阈值ΔVth2以上的情况下，结果如下。即，一边将这样的脉冲电压的振幅值差ΔV的绝对值控制为阈值ΔVth1以下，一边担保这样的振幅值差ΔV的绝对值中的最大值为最小限度的值(阈值ΔVth2)以上，因此，如上所述，一边确保产生电场的范围(消融范围)，一边抑制上述的电场集中。其结果是，能进一步提高通过使用了不可逆电穿孔法的消融进行的治疗的有效性。

除此以外，在本实施方式中，设为上述的三个以上施加电极均由消融导管1的电极111(三个以上电极111)构成，因此，结果如下。即，施加作为消融时的控制对象的脉冲电压的施加电极仅由消融导管1的电极111构成，因此，能容易进行这样的脉冲电压的控制。其结果是，能提高使用了不可逆电穿孔法的消融时的便利性。

<2.变形例>

以上，列举实施方式对本发明进行了说明，但本发明并不限定于该实施方式，能进行各种变形。

例如，在上述实施方式中说明的各构件的材料等没有限定，也可以采用其他材料。此外，在上述实施方式中，具体列举出消融导管1的构成进行了说明，但不一定需要具备所有的构件，此外，还可以具备其他的构件。具体而言，例如，也可以设为在导管轴11的内部设有能在挠曲方向上变形的板簧作为摇头构件。

此外，在上述实施方式中，也具体列举出手柄12(手柄主体121和旋转操作部122)的构成进行了说明，但不一定需要具备所有的构件，此外，还可以具备其他的构件。具体而言，例如，对于上述的变形操作部123的构成，不限于在上述实施方式中进行了说明的构成，也可以是其他的构成。

而且，导管轴11的顶端附近的形状的方案不限于在上述实施方式中进行了说明的方案。具体而言，在上述实施方式中，列举导管轴11的顶端附近的形状根据旋转板41的操作双向变化的类型(双向型)的消融导管为例进行了说明，但不限于此。即，例如，也可以是导管轴11的顶端附近的形状根据旋转板41的操作单向变化的类型(单向型)的消融导管。在该情况下，仅设置一条(一个)上述的操作用线。此外，也可以是导管轴11的顶端附近的形状为固定的类型的消融导管。在该情况下，无需上述的操作用线、旋转板41等。

此外，导管轴11的顶端附近(顶端附近结构6内)的各电极111的配置、形状、个数(一个或多个)等不限于在上述实施方式中列举出的情况。而且，对于该顶端附近结构6的形状，也不限于在上述实施方式中进行了说明的形状(上述的平坦形状(花瓣形状)、上述的非平坦形状(网篮形状)等)，也可以是其他的形状。除此以外，对于该顶端附近结构6本身的构成(上述的分支点、合流点、多个分支结构中的配置、形状、个数等)，也不限于在上述实施方式中进行了说明的构成，也可以是其他的构成。

除此以外，对于在上述实施方式中进行了说明的各种参数的值、范围、大小关系等，也不限于在上述实施方式中进行了说明的情况，也可以是其他的值、范围、大小关系等。

此外，在上述实施方式中，具体列举出液体供给装置2和电源装置3的块结构进行了说明，但不一定需要具备所有在上述实施方式中进行了说明的各块，此外，还可以具备其他的块。而且，作为整个消融系统5，除了在上述实施方式中进行了说明的各装置以外，还可以具备其他的装置。

而且，在上述实施方式中，对包括电力供给控制功能和液体供给控制功能的控制部33中的控制动作(使用了上述的脉冲电压的控制等的消融的处理动作)具体进行了说明。然而，对于这些电力供给控制功能和液体供给控制功能等中的控制方法(使用了脉冲电压的控制等的消融的方法)，不限于在上述实施方式中列举出的方法。具体而言，在上述实施方式中，对以施加具有多种正的振幅值的脉冲电压的方式控制脉冲电压的方法具体进行了说明，但不限于在上述实施方式中进行了说明的方法，也可以设为使用其他的方法来控制脉冲电压。此外，如在实施方式中进行了说明的那样，也可以设为不是将脉冲电压的振幅值差ΔV的绝对值控制为阈值ΔVth1以下，或将这样的振幅值差ΔV的绝对值中的最大值控制为阈值ΔVth2以上，而是使用其他的控制方法进行控制。

除此以外，在上述实施方式中，对施加脉冲电压的三个以上施加电极均由消融导管1的电极111构成的情况进行了说明，但不限于该情况的例子。即，例如，也可以设为与这样的消融导管的电极111一起包括其他的电极(例如，上述的对极板4等)来构成施加脉冲电压的三个以上施加电极。此外，在上述实施方式等中，列举在消融导管1中的多个电极111与对极板4之间分别供给用于进行使用了不可逆电穿孔法的消融的电力Pout的情况为例进行了说明，但不限于该例。即，作为对多个电极111供给这样的电力Pout的方法，例如，也可以是不使用对极板4地在多个电极111彼此之间分别供给这样的电力Pout的方法。

此外，在上述实施方式中进行了说明的一系列的处理可以设为由硬件(电路)进行，也可以设为由软件(程序)进行。在设为由软件进行的情况下，该软件由用于通过计算机使各功能执行的程序组构成。各程序例如可以预先组装于上述计算机来使用，也可以从网络、记录介质安装于上述计算机来使用。

而且，在上述实施方式中，列举将灌注用的液体L喷射(具有灌注机构)至外部的消融导管1为例进行了说明，但不限于该例，例如，也可以设为在不具有这样的灌注机构的消融导管中应用本发明。

此外，在上述实施方式中，列举消融的对象为患者9的体内有心律失常的患部90、有肿瘤的患部90的情况为例进行了说明，但不限于这些例子。即，对于消融的对象为患者9的体内的其他的部位(脏器、体组织等)的情况，也能应用本发明的消融系统。

而且，也可以将至此为止说明的各种例子以任意的组合来应用。

Claims (6)

1.一种电源装置，具备：

电源部，对消融导管中的多个电极供给用于进行使用了不可逆电穿孔法的消融的电力；以及

控制部，在供给所述电力来进行所述消融时，以对包括所述多个电极的三个以上施加电极施加具有多种正的振幅值的脉冲电压的方式，控制所述脉冲电压。

2.根据权利要求1所述的电源装置，其中，

所述控制部利用具有所述多种正的振幅值的所述脉冲电压，

将所述三个以上施加电极中的邻接的施加电极之间的所述脉冲电压的振幅值差的绝对值控制为第一阈值以下，

由此，将所述邻接的施加电极附近的电场强度控制为规定的电场阈值以下。

3.根据权利要求2所述的电源装置，其中，

所述控制部将所述邻接的施加电极之间的所述脉冲电压的振幅值差的绝对值中的最大值控制为第二阈值以上。

4.根据权利要求1～3中任一项所述的电源装置，其中，

所述三个以上施加电极均由作为所述消融导管中的所述多个电极的三个以上电极构成。

5.根据权利要求1～4中的任一项所述的电源装置，其中，

所述消融导管是在通过对患者体内的患部进行所述消融来进行心律失常的治疗时所使用的导管。

6.一种消融系统，具备：

消融导管，具有多个电极；以及电源装置，

所述电源装置具有：

电源部，对所述消融导管中的所述多个电极供给用于进行使用了不可逆电穿孔法的消融的电力；以及

控制部，在供给所述电力来进行所述消融时，以对包括所述多个电极的三个以上施加电极施加具有多种正的振幅值的脉冲电压的方式，控制所述脉冲电压。