JP3210664B2 - 温度制御されたｒｆ凝固 - Google Patents

温度制御されたｒｆ凝固

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Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 本発明は、組織を加熱して凝固を引き起こすことを目
的として、患者の組織に高周波（RF）電流を適用する医
療機器に関する。
組織の局所的な加熱をおこなう装置は、電極という手
段によって、組織を通して、高周波電流を流すことがで
きる。電気的な接点の近くの組織は電流に対する組織の
抵抗によって加熱される。このような組織加熱装置は、
一般的に、組織を望みの温度に加熱するように、経験的
に計算された強さ及び持続時間を持つ電流を流す。それ
にもかかわらず、実際の加熱の範囲は、予測不可能であ
る。組織を過度に加熱することは、１又は複数の電極の
まわりの組織の完全な脱水や「炭化」の原因となり得
る。電極の周囲の炭化した組織の薄い層は、電極間に高
いインピーダンスをもたらし、それによって、次には加
熱工程の中止を導き得る。さらに、組織の過度の加熱
は、電極が組織の膠着する原因となり得る。
発明の概要 この発明は、凝固を引き起こすことを目的とする患者
の組織のオーム加熱用のRF医療装置を特色とする。装置
は、その間を組織の凝固用のRF電流が流れる複数のRF電
極を有する。導体の少なくともひとつは熱伝導性の電極
であり、電極に接触している組織の局所的な領域にRF電
流を集中させる。この電極は、RF電源の一方の極に接続
されている。RF電源の第二の極は、第二の導体を介して
患者と接続している。温度センサーは、熱伝導性の電極
間の熱伝導性の関係にあり、あるいは熱伝導性物質中に
ある。温度センサーが電極の温度を感知し、それによっ
て、間接的に電極と接触している組織の温度を感知す
る。センサーはフィードバック回線によって制御回路に
接続され、制御回路は、温度センサーから受け取ったフ
ィードバック信号に従って、電極に流れる高周波の出力
を自動的に調節する。制御回路とRF電源は、二つの動作
モードを選択的にとる。第一のモードでは、RF電源は電
極にRF電力を適用する。第二のモードでは制御回路はRF
信号が存在しない状態で、温度センサーからの信号を感
知する。制御回路は、温度センサーからの信号と設定値
をくらべ、電極に流されるRF電力を設定値に従って調節
する。
好ましい実施例においては温度センサーはサーミスタ
ーである。それに代わるものとして、温度センサーは熱
電対でもよい。温度を感知する時間は、サイクル時間の
１パーセント程度であり、サイクルの周波数は、実質的
に、電極−組織系の周波数の応答より大きい。設定値
は、制御回路内部の使用者設定の基準値信号である。制
御回路は電極に流されるRF電流を調節して、温度センサ
ーの温度が、基準値信号によって示される温度に近付く
ようにし、それによって、電極の温度を、従って、電極
に接触する組織の温度を制御する。第二の導体は患者に
接する接点板である。制御回路は、第一のモードの間に
RF電力の電源を切ることよりもむしろRF電力の強さを変
えることによって電極に流されるRF電力を調節する。
ひとつの実施例において、導体は鉗子の向かい合うあ
ご部に取り付けられた向かい合う電極であり、その各々
が患者の組織と局所的な接触を持っている。各々の電極
は、制御回路が監視している温度センサーに接続されて
いて、各々のセンサーが感知した温度が高いと、それに
したがって、RF電圧が調節される。もうひとつの実施例
においては、電極は不整脈についての熱的除去治療用に
つくられていて、サーミスターは電極に埋め込まれてい
る。もうひとつの実施例においては、電極は胃腸の止血
用プローブに取り付けられている。もうひとつの実施例
においては、電極は焼灼法用プローブに取り付けられて
いる。もうひとつの実施例においては、電極は、ファロ
ピーオ（fallopian）管または精管を熱的に閉塞させる
のに用いるガイドワイヤープローブの先端である。ガイ
ドワイヤープローブは、プローブの先端を除いて、絶縁
体で被覆されていて、サーミスターは、ガイドワイヤー
プローブの先端の中に取り付けられている。もうひとつ
の実施例においては、電極は、肝臓転移癌の経皮電極凝
固療法または、前立腺癌の直腸経由の電極凝固療法に用
いる針の先端である。
この発明は、新規の、フィードバックによって制御さ
れ、時間分割式の、組織を通るRF電流のI2R損失によっ
て引き起こされる凝固を調節する方法を提供する。RF電
流は、電極の場所で最も集中しているので、電極のすぐ
近くの組織は他の組織よりもさらに熱せられる。組織か
らの熱が電極に伝えられ、そのため電極の温度は電極に
接している組織の温度に非常に近くなる。したがって、
発明は、電極に接する組織の温度を測定し制御する間接
的な方法として、妨害するRF電流が存在しない状態で電
極の温度を検知し、フィードバックによって電極の温度
を制御する温度センサーを提供することで、この特徴を
利用している。電極が温度センサーを支えているその配
置は、構造と使用の簡単さを提供する。
図面の簡単な説明 図１は、本発明に係る胃腸の止血に有用なRFプローブ
の図である。
図２は、図１のRFプローブのRF電極の縦方向の断面図
である。
図３は、本発明に係る手に持つ外科用の止血プロー
ブ、又は、本発明に係る肝臓転移癌または前立腺癌の経
皮電極凝固療法に有用なニードルプローブの図である。
図４は、図３の外科用プローブ又はニードルプローブ
の電極の縦方向の断面図である。
図５は、本発明に係る温度制御先端電極を持つファロ
ピーオ管の結紮（けっさつ）または精管の結紮に有用
な、ガイドワイヤープローブの図である。
図６は、図５のガイドワイヤープローブの電極の縦方
向の断面図である。
図７は、本発明にしたがって、温度制御されるRF電極
を持つ鉗子装置の図である。
図８は、鉗子装置の両方の先端部に、本発明にしたが
って温度制御されるRF電極を持つ鉗子装置の図である。
図９は、心臓の不整脈についての除去治療に有用であ
り、本発明にしたがって温度制御されるRF電極を有する
電気生理カテーテルの図である。
図10は、図１、３、７、８、９に示されている発明の
実施例の、RF電源と温度制御回路のブロック図である。
図11は、図５に示されている発明の実施例の、RF電源
と温度制御回路のブロック図である。
図12は、図10と図11に示されている温度制御回路の詳
細ブロック図である。
実施例 図１は、本発明に係る胃腸止血用RFプローブを示して
いる。カテーテルシャフト13の先端にRF電極12が取り付
けられている。カテーテルシャフト13の直径は７フレン
チ（１フレンチは1/3mm）であり、内視鏡の作業チャネ
ルを通して差し込むことができる大きさである。RF電極
12にはサーミスター部分がある。RF電極用のケーブル14
と、サーミスター用の二導体（two−conductor）ケーブ
ル14aはケーブルひずみリリーフ（cable strain relie
f）15を通り、RF電源および制御装置67に接続してい
る。もう一本のケーブル７はRF電源及び制御装置６と、
患者用接点板（patient grounding plate）８に接続し
ている。
図２を見ると、図１に示されている装置のRF電極に
は、プラチナ電極部分28があり、カテーテルシャフトの
先端30に取り付けられている。サーミスターの導線一組
31はサーミスター部分29につながっていて、プラチナ電
極部分29に埋め込まれ、そこで熱的に接触している。サ
ーミスター部分29は、電極の周辺組織の温度の間接的に
指標として、電極部分28の温度を感知する。電極を直に
取り巻いている組織の温度が、通常その系では最高温度
であることを明記すべきであり、その理由は組織を流れ
る電流の密度は電極−組織間の界面で最高だからであ
る。RF単導線32は電極部分28に抵抗溶接33でつながって
いる。
図３は、手に持つ式の外科用止血プローブ、または肝
臓転移癌の経皮的電極凝固療法、または前立腺癌を熱的
に切除する前立腺癌の直腸経由の電極凝固療法用のニー
ドルプローブとして用いられる、本発明に係るRFプロー
ブを示している。プローブハンドル18は、絶縁区画17と
非絶縁電極区画16のあるプラチナ下部チューブプローブ
20につながっている。RF電極用のケーブル19とサーミス
ター用の二導体ケーブル19aはRF電極および制御装置６
に接続している。もう一本のケーブル７は、RF電源及び
制御装置６と患者用接点板８に接続している。
図４を見ると、図３のRFプローブの電極区画には剛直
なプラチナ皮下チューブ35があり、これはRF電極とRF電
極の導体を兼ねている。電気的絶縁被覆39が、皮下チュ
ーブ35の先端の電極区画以外のすべての部分を絶縁して
いる。サーミスターの導線一組38がサーミスター部分36
につながっていて、サーミスター部分31は皮下チューブ
35内部のエポキシ樹脂37に埋め込まれている。ニードル
プローブとして電極区画16（図３）はそこにみられるよ
うな剛直なとがった先端を有している。その代わりに、
プローブがニードルに追随して患者の体の内部に入るよ
うに設計された場合には、経皮プローブは剛直でとがっ
た先端を必要としない。しかし外科的止血プローブとし
て、電極には太い短針状の先端がある（電極の長方形の
縦方向の断面）。
図５は、本発明に係るガイドワイヤープローブを示し
ているが、これはファロピーオ管または精管の閉塞に用
いることができ、または冠動脈、末梢動脈、尿管、胆
管、胃腸管の中で使うことができる。ファロピーオ管へ
の適用では、ファロピーオ管に到達するために通常、切
開が行われるような結紮術ではなく、ガイドワイヤープ
ローブを子宮を通してファロピーオ管に差し込み、ファ
ロピーオ管の壁を制御された温度で加熱し、それによっ
てファロピーオ管に創傷を与え、炎症反応を起こさせ、
傷を残すことによってファロピーオ管を閉塞する。ガイ
ドワイヤープローブには自由に曲がるガイドワイヤー25
があり、これには電気的に絶縁された部分24と非絶縁電
極先端部分23がある。ガイドワイヤー25は、尿管、胆
管、胃腸管用で直径約0.038インチ、末梢動脈用が0.025
−0.038インチ冠動脈用が0.014−0.018インチである。
ガイドワイヤー25は、精管またはファロピーオ管用で普
通50−70センチメートルの長さで冠血管形成術用で約17
5センチメートルの長さである。ガイドワイヤーの少な
くとも末端領域はＸ線不透過性である。したがってガイ
ドワイヤーは金属製か、プラチナ環の入ったものがよ
い。ガイドワイヤーの外側部分が、ガイドワイヤーの外
側のカテーテル装置の通過に適している。凝固のほかに
ガイドワイヤー25は案内機能をはたし、閉塞と脂肪組織
を通してプローブを到達させる。RF電極先端部分用ケー
ブル27とサーミスター用単導体ケーブル27aは、導体ひ
ずみリリーフ（conductor strain relief）26を通り、R
F電源及び制御装置６に接続している。もう一本のケー
ブル７はRF電源及び制御装置６と患者用接点板８をつな
いでいる。
図６を見ると、図５のガイドワイヤーのRF電極先端部
分には、プラチナRF電極40があり、電極40へのRF導体と
して働くガイドワイヤーコイル47の先端に取り付けられ
ている。抵抗溶接44がガイドワイヤーコイル47と電極40
を電気的に接続している。ガイドワイヤーコイル47は電
気的絶縁被覆46に覆われている。エポキシ樹脂43はサー
ミスタービーズ（bead）45を電極40内に固定している。
単導体41はガイドワイヤー内のポリアミド製の管42を通
ってサーミスタービーズ45の導線と抵抗溶接49で接続し
ている。もう一本のサーミスターの導線50は抵抗溶接48
で電極40とつながっている。
図７は、本発明に係る鉗子装置を示している。鉗子装
置はプラチナ製のあご部59と61を有している。あご部59
は、あご部61よりも広い範囲で組織と接触する。あご部
59と61の内部にはそれぞれ電極63と65が埋め込まれてい
る。サーミスター67は、組織との接触範囲が狭い方のあ
ご部61に埋め込まれている。二導体ケーブル69は電極63
につながる導体と電極65につながる導体を有している
が、これと、サーミスター67用の二導体ケーブル69a
は、RF電源及び制御装置６に接続している。電極63につ
ながる導体は、鉗子の一方の部分からもう一方の部分へ
と、たとえば要の点で、交差している。
図８は本発明にしたがう鉗子装置で、あご部59と61が
ほぼ同じ面積、組織と接するものを示している。あご部
56と61の内部にはサーミスター79と67がそれぞれ埋め込
まれている。サーミスター79と67は電極63、電極65とそ
れぞれ密に接触してる。二導体ケーブル71には電極63に
つながる導体と電極65につながる導体が入っていて、RF
電源および制御装置６に接続されている。４導体ケーブ
ル73には、サーミスター67につながる二つの導体とサー
ミスター79につながる二つの導体が入っていて、選択回
路75に接続している。選択回路75は最高温度を感知した
サーミスターを選ぶ。二導体ケーブル77はRF電源および
制御装置６と選択回路が選んだサーミスターをつなぐ。
図９は本発明に係る電気生理カテーテルで不整脈の熱
的除去治療に用いられるものを示している。カテーテル
には、先端に熱伝導性のRF電極を取り付けたナイロン押
し出し成形のカテーテルシャフト３がある。電極１は、
内部にサーミスター部分が埋め込まれている。電極とサ
ーミスター部分の詳細は図２に示されているものと同じ
である。電極１の直径は７フレンチである。RF電極用ケ
ーブル５とサーミスター用導体ケーブル5aは電極導線ひ
ずみリリーフ（electrode lead strain relief）４を通
りRF電源および制御装置６と接続している。もう一本の
ケーブル７はRF電源および制御装置６と患者用接点板８
をつないでいる。カテーテルシャフト３には、心臓から
の電気刺激を感知するために使われる一連の電気生理電
極２があり、その目的は心臓の異常な刺激の源である場
所を突き止め、電極１が異常刺激源の場所に接触するよ
うにすることを可能にすることである。電気生理電極２
用のRF電極の導線の組11は電極ひずみリリーフ４を通
り、電気生理電極２からのデータをチャート記録機10に
記録する標準的な電気生理切り替えシステム９に接続し
ている。
図10は、図１、３、７、８、９に示されているRFプロ
ーブの、RF電源と温度制御回路６のブロック図を示して
いる。RF電源と温度制御回路６はRF電源51と制御回路52
からなっている。RF電源51は650キロヘルツで使用する
のが好ましいが、だいたい100キロヘルツから100メガヘ
ルツまでの範囲であればどんな周波数でも使用できる。
直流あるいは低周波数電流やマイクロ波の力よりはむし
ろラジオ周波数の電力を使うことが重要であり、その理
由は、生理学的な反応または感電反応が、100キロヘル
ツを越えるRFでは、直流や低周波と比較して少ないから
であり、マイクロ波の力は導体ワイヤー中で放射損失を
起こし、それによって、例えばカテーテルシャフト、プ
ローブ、ガイドワイヤーのの希望しない発熱などが引き
起こされるからである。
導体７は患者用接点板８（または鉗子の一方のあご
部）とRF電源51をつないでいる。導体53と55はサーミス
ターと温度制御回路52をつないでいる。導体57は電極と
RF電源51をつないである。温度感知時間は60ヘルツサイ
クルの約１パーセントである。温度感知時間の持続時間
は電力を適用する時間に比較して相対的に短いので、与
えられた時間内に組織を十分に加熱するために、電力適
用時間中に組織に適用しなければならない電力量を最小
限に抑えることができる。温度感知時間中に、温度制御
回路52が、RF電源51は電力適用時間中に最高でどれだけ
の電力を適用すればよいのかを決定する。温度感知と電
極への電流供給の間のこの時間分割によって、温度制御
回路はRFの雑音によって温度センサーからの信号が妨害
されるのを避けることができる。
図11は、図５に示されているRFプローブのRF電源およ
び温度制御回路６のブロック図を示している。RF電源お
よび温度制御回路６はRF電源51と温度制御回路52と半導
体スイッチ（solid state switch）54からなる。導体７
は患者用接点板８とRF電源51を接続し、導体41はサーミ
スターと温度制御回路52を接続する。温度制御回路52の
時間調節回路56はホールド／サンプル58をトグルスイッ
チで止めて、半導体スイッチ54が前後にトグルスイッチ
で止められるようにして、それによってワイヤー55は、
交互に、RF電源51と電極を結ぶ導線と、温度制御回路52
とサーミスターを結ぶ導線として働く。（図５と図６の
実施例では電極とサーミスターは電気的に接触している
ことを思い起こそう。ワイヤー55は半導体スイッチ54と
ガイドワイヤーコイル47をつなぎ、次に、電極40をつな
ぎ、サーミスター45を電極40を介してつなぐ。）半導体
スイッチ54がワイヤー55と温度制御回路52をつなぐ時、
半導体スイッチ54が次にワイヤー55とRF電源51をつなぐ
ときに、RF電源51が最高でどれだけの電力を供給すれば
いいかを、温度制御回路52が決定する。
図12において、温度制御回路52で、サーミスター81の
抵抗は温度上昇にともなって減少する。抵抗は値のわか
っている電流をセンサー81に流すことで測定する。得ら
れた電圧を、つぎに温度の値に変換する。そのため、こ
の抵抗測定技術は、オームの法則またはＶ＝IRの基本的
な関係から来ている。Ｉ（電流）の量がわかっていて一
定ならば、その時Ｖ（電圧）はＲ（センサーの抵抗）に
比例する。コンデンサー83と85が、分離回路を形成す
る。短い測定パルスがサーミスター81を通して流されて
いる間、直流が流れるのをブロックすることによって、
コンデンサーはセンサー81をそれ以外の回路から分離す
る。それに代わる直流分離の方法はコンデンサーの代わ
りに適切な変圧器を使うことである。
線形化ネットワーク80には、サーミスター81に温度に
関係する電圧を発生させるために、サーミスター81に電
流を投入する切り替え定電流源がある。電流の投入は10
0マイクロ秒の持続時間で行われる。線形化ネットワー
ク80はサーミスターの両端の電圧を線形化し、サーミス
ター素子81の非線形の特質から、ほぼ線形に近い（20mV
/度）温度信号を導き出す。
線形化ネットワーク80は、線形化された信号を、サン
プルホールド回路82に届ける。回路82は増幅素子と記憶
コンデンサーからなるが、短いセンサー抵抗測定を持続
する（D.C.電圧）温度信号に変換する。サンプルホール
ド回路82の出力は、20から100度の動作範囲内で、温度
にともなって20mV/℃の割合で減少する直流電圧である
が、これが低温度参照値86のある増幅器・バッファー84
に届けられる。実際温度の表示器88は、増幅器・バッフ
ァー84の出力を表示する。制御・増幅器90が増幅器・バ
ッファー84の出力を使用者が設定した温度設定電圧値92
と比較する。温度設定電圧値は、組織の蒸発点または炭
化閾値より低い温度だが、通常100℃付近である。最大R
F電力制御回路94は、制御・増幅器90の出力を受け取
り、RF電源51が発生させる最大の電力のレベルを決定す
る。最大RF電力制御回路94からの信号を、RF電源51と接
続しているアイソレーションネットワーク96が受け取
る。温度設定電圧92をバッファー・増幅器98が受け取
り、温度表示温度100が表示する。
タイミングネットワーク56は、ホールド／サンプルラ
イン58を、60ヘルツにトグルスイッチで止める。ホール
ド／サンブルライン58は、サイクル時間の１パーセント
の間は低く、サイクルの残りの99パーセントの間は高
い。ホールド／サンプルライン58は、温度センサー81か
らの信号がサンプルされている間は低く、温度センサー
81からの信号がサンプルされいない間は高い。ホールド
／サンプルライン58を、RF出力を使用可能にするゲート
102が受け取る。サンプルホールド回路82は、オープン
・ショートセンサー検出器104によって処理され、セン
サーがショートしたり開いたりなどのようなセンサー機
能不全が起きているかどうかが決定される。オープン・
ショートセンサー検出器104の出力はRF出力を可能にす
るゲート102に受け取られる。RF出力を可能にするゲー
ト102は信号をアイソレーションネットワーク96に届
け、センサーの機能不全がある場合や温度センサーから
の信号が採取されている時に、RF電源51を切る。
デバイダ106は、ホールド／サンプル信号58を受け取
り、その出力を経過時間表示装置108に届ける。設定表
示装置110は、時間設定スイッチ112が示している使用者
が設定した時間を表示する。時間比較ネットワーク114
が経過時間を使用者が設定した時間と比較し、出力信号
の出力を可能にする回路116に届ける。出力を可能にす
る回路116の出力は、経過時間が使用者の設定時間未満
の場合にのみアクティブであるが、これはRF出力を可能
にするレジスター118に届けられる。RF出力を可能にす
るレジスター118は、次に信号を、入力を可能するため
に経過時間表示装置と、RF出力を可能にするゲート102
にも届け、RF電源51が、使用者の設定した時間が経過し
た場合に切れるようにする。スイッチデバウンス（swit
ch debounce）回路120が時間設定スイッチ112用に供さ
れる。
使用者は、RF電源を操作するために足踏みスイッチ12
2を押し下げなければならない。足踏みスイッチ122がつ
ながっている間で、経過時間が使用者の設定した時間未
満である間、出力を不可能にする回路116がRF出力を可
能にするレジスター118に信号を届け、それが次に経過
時間表示装置108の入力とRF出力を可能にするゲート102
にも信号を届け、RF電源51のスイッチが入るようにす
る。足踏みスイッチ122を離すとそれによって経過時間
リセットレジスター124に信号がながれ経過時間表示装
置108を初期状態に戻すためと、RF出力を可能にするレ
ジスター118を初期状態に戻すためである。RF出力を可
能にするレジスター118を初期状態に戻すことによっ
て、RF出力を可能にするゲート102がRF電源51のスイッ
チを切る。デバウンス（debounce）回路126は足踏みス
イッチ122のためにある。
動作の説明 上に述べた本発明の実施例の動作において、使用者は
まず希望の治療温度を前もって選択し（図２の温度設定
電圧92）、加熱が行われる時間の長さを設定する（図12
の時間設定スイッチ112）。カテーテル、プローブ、ま
たはガイドワイヤーは患者の体に、電極部分が加熱すべ
き組織と接触するような方法で差し込まれる。使用者は
足踏みスイッチ122（図12）を押し下げ、電極と患者用
接点板の間で加熱を開始する。加熱は使用者の設定した
時間が経過するまで、または使用者が足踏みスイッチ12
2を切るまで続けられる。組織はオーム損失によって加
熱され、加熱の程度は電極のすぐ近くで最も大きい。制
御回路はサーミスターからのフィードバックを使って、
体の組織が加熱され過ぎないことを保障することを目的
として加熱過程を調節する。回路はこうして電極と接点
板の間のインピーダンスを高くする可能性のある組織の
炭化を防ぎ、プローブが組織に膠着するのを防ぐ。その
結果として加熱過程は、予測可能で、延長され、均質で
あことが可能で、熱は組織に深く浸透することが可能で
ある。
上記以外の医療器具、例えば組織を切る際に組織を焼
灼する自己焼灼型メスの刃などは本発明の原理を組み込
んでいるだろう。温度感知装置はサーミスターである必
要はなく、代わりに熱電対などの低信号装置でも良い
が、その理由は感知の際にRF電流が切られるからであ
る。
フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭48−46181（ＪＰ，Ａ) 特開 昭60−32289（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−71777（ＪＰ，Ａ) 米国特許4228809（ＵＳ，Ａ) 米国特許3634652（ＵＳ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 18/00 - 18/28

Claims (26)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】凝固を引き起こすことを目的として患者の
    組織をオーム加熱するためのRF医療装置であって、 患者に接触する複数のRF導体であって、組織凝固のため
    に約100キロヘルツから100メガヘルツの範囲中の周波数
    をもつRF電流がそれらの導体の間を流れ、前記導体のう
    ち少なくともひとつは熱伝導性の電極であり、前記電極
    に接する患者の組織の局所にRF電流を集中させる導体
    と、 前記電極をRF電源の第一の極に接続する手段と、 前記RF電源の第二の極を第二の導体を介して患者と接続
    する手段と、 前記熱伝導性の電極と熱伝導性の関係にある温度センサ
    ーであって、前記電極の温度を感知し、それによって電
    極が接している組織の温度を間接的に感知するように構
    成され配置されていて、前記熱伝導性の電極を通るRF電
    流によって引き起こされる妨害的なRF電気的雑音の存在
    下に比べ、前記RF電気的雑音が存在しない状態で、より
    正確性をもつ温度センサーと、 前記温度センサーを制御回路に接続するフィードバック
    手段と、 を含み、 前記制御回路は、前記電極に加えられるRF電力を前記温
    度センサーから受け取った信号に従って調節するように
    構成され、 前記制御回路とRF電源は、二つの動作モードの間で交互
    に動作し、 第一のモードでは、前記RF電源は前記電極にRF電力を加
    え、第二のモードでは、前記制御回路は、RF信号が存在
    しない状態で前記温度センサーからの信号を感知し、 前記制御回路は、前記温度センサーからの信号を設定値
    と較べ、前記設定値に従って前記電極に加えられるRF電
    力を調節することを特徴とする装置。
  2. 【請求項２】請求項１記載のRF医療装置であって、 前記温度センサーがサーミスターである医療装置。
  3. 【請求項３】請求項１記載のRF医療装置であって、 前記温度感知時間がサイクル時間の約１パーセントであ
    る医療装置。
  4. 【請求項４】請求項１記載のRF医療装置であって、 前記設定値が前記制御回路内の使用者が設定する参照信
    号であり、 前記制御回路が前記電極に加えられるRF電力を調整し、 それによって前記温度センサーの温度を前記参照信号に
    よって示される温度に近付け、それによって前記電極の
    温度とその結果として電極に接している組織の温度を制
    御する医療装置。
  5. 【請求項５】請求項１記載のRF医療装置であって、 前記第二の導体が患者用接点板である医療装置。
  6. 【請求項６】請求項１記載のRF医療装置であって、 前記導体が、向かい合った電極で各々が患者の組織と局
    所的に接する医療装置。
  7. 【請求項７】請求項６記載のRF医療装置であって、 前記電極が、鉗子の向かい合うあご部に取り付けられて
    いる医療装置。
  8. 【請求項８】請求項６又は７記載のRF医療装置であっ
    て、 前記電極の各々が、前記制御回路によってモニターされ
    る前記温度センサーと接続している医療装置。
  9. 【請求項９】請求項８のRF医療装置であって、 前記RF電圧が、各々のセンサーが感知した温度のうちの
    高い方に従って調節される医療装置。
  10. 【請求項１０】請求項１記載ののRF医療装置であって、 前記温度センサーが熱電対を有する医療装置。
  11. 【請求項１１】凝固を引き起こすことを目的として患者
    の組織をオーム加熱するためのRF医療装置であって、 胃腸の止血用に作られた止血プローブと、 患者に接触する複数のRF導体であって、組織凝固のため
    に周波数約100キロヘルツから100メガヘルツの範囲の中
    の周波数をもつRF電流がそれらの導体の間を流れ、前記
    導体のうち少なくともひとつは、熱伝導性の電極であり
    前記胃腸止血プローブに取り付けられ、前記電極に接す
    る患者の組織の局所にRF電流を集中させるような導体
    と、 前記電極をRF電源の第一の極に接続する手段と、 前記RF電源の第二の極を第二の導体を介して患者と接続
    する手段と、 前記熱伝導性の電極と熱伝導性の関係にある温度センサ
    ーであって、前記電極の温度を感知し、それによって電
    極が接している組織の温度を間接的に感知するように構
    成され配置されていて、前記熱伝導性の電極を通るRF電
    流によって引き起こされる妨害的なRFの電気的雑音が存
    在しない状態で、前記RF電気的雑音存在下に較べて、よ
    り正確性をもつ温度センサーと、 前記センサーを制御回路と接続するフィードバック手段
    と、 を含み、 前記制御回路は、前記電極に加えられるRF電力を、前記
    温度センサーから受け取った信号に従って調節するよう
    に構成され、 前記制御回路とRF電源は、二つの動作モードの間で交互
    に動作し、 第一のモードでは前記RF電源は前記電極にRF電力を加
    え、第二のモードでは前記制御回路は、RF信号が存在し
    ない状態で前記温度センサーからの信号を感知し、 前記制御回路は、温度センサーからの信号を設定値と較
    べ、前記設定値にしたがって、前記電極に加えられるRF
    電力を調節するように作られていることを特徴とする装
    置。
  12. 【請求項１２】凝固を引き起こすことを目的として患者
    の組織をオーム加熱するためのRF医療装置であって、 外科用止血プローブと、 患者に接触する複数のRF導体であって、組織凝固のため
    に周波数約100キロヘルツから100メガヘルツの範囲のう
    ちの周波数のRF電流がそれらの導体の間を流れ、前記導
    体のうち少なくともひとつは熱伝導性の電極であり、前
    記外科用止血プローブ上に位置し、前記電極に接する患
    者の組織の局所にRF電流を集中させるような導体と、 前記電極をRF電源の第一の極に接続する手段と、 前記RF電源の第二の極を第二の導体を介して患者と接続
    する手段と、 前記熱伝導性の電極と熱伝導性の関係にある温度センサ
    ーであって、前記電極の温度を感知し、それによって電
    極が接している組織の温度を間接的に感知するように構
    成され配置されていて、前記熱伝導性の電極を通るRF電
    流によって引き起こされる妨害的なRFの電気的雑音が存
    在しない状態で、前記RF電気的雑音存在下に較べて、よ
    り正確性をもつ温度センサーと、 前記センサーを制御回路と接続するフィードバックの手
    段と、 を含み、 前記制御回路は、前記電極に加えられるRF電力を、前記
    温度センサーから受け取った信号に従って調節するよう
    に構成され、 前記制御回路とRF電源は二つの動作モードの間で交互に
    動作し、 第一のモードでは前記RF電源は前記電極にRF電力を加
    え、第二のモードでは前記回路はRF信号が存在しない状
    態で前記温度センサーからの信号を感知し、 前記制御回路は、温度センサーからの信号を設定値と較
    べ、前記設定値に従って、前記電極に加えられるRF電力
    を調節することを特徴とする装置。
  13. 【請求項１３】凝固を引き起こすことを目的として患者
    の組織をオーム加熱するためのRF医療装置であって、 ガイドワイヤープローブと、 患者に接触する複数のRF導体であって、組織凝固のため
    に周波数約100キロヘルツから100メガヘルツの範囲のう
    ちの周波数のRF電流がそれらの導体の間を流れ、前記導
    体のうち少なくともひとつは熱伝導性の電極であり、前
    記ガイドワイヤー上に位置し、前記電極に接する患者の
    組織の局所にRF電流を集中させるような導体と、 前記電極をRF電源の第一の極に接続する手段と、 前記RF電源の第二の極を第二の導体を介して患者と接続
    する手段と、 前記熱伝導性の電極と熱伝導性の関係にある温度センサ
    ーであって、前記電極の温度を感知し、それによって電
    極が接している組織の温度を間接的に感知するように構
    成され配置されていて、前記熱伝導性の電極を通るRF電
    流によって引き起こされる妨害的なRFの電気的雑音が存
    在しない状態では、前記RF電気的雑音存在下に較べて、
    より正確性をもつ温度センサーと、 前記センサーを制御回路と接続するフィードバック手段
    と、 を含み、 前記制御回路は、前記電極に加えられるRF電力を、前記
    温度センサーから受け取った信号に従って調節するよう
    に構成され、 前記制御回路とRF電源は二つの動作モードの間で交互に
    動作し、 第一のモードでは前記RF電源は前記電極にRF電力を加
    え、第二のモードでは前記回路はRF信号が存在しない状
    態で前記温度センサーからの信号を感知し、 前記制御回路は、温度センサーからの信号を設定値と較
    べ、前記設定値に従って、前記電極に加えられるRF電力
    を調節することを特徴とする装置。
  14. 【請求項１４】請求項13記載のRF医療装置であって、 前記電極が前記ガイドワイヤープローブの先端であり、 前記ガイドワイヤープローブが熱による管組織の閉塞用
    に作られ、 前記ガイドワイヤープローブが前記プローブの前記電極
    先端を除いて絶縁体で被覆され、 サーミスターが前記ガイドワイヤープローブの前記先端
    内部に取り付けられている医療装置。
  15. 【請求項１５】請求項14記載のRF医療装置であって、 前記ガイドワイヤープローブが、精管の熱による閉塞に
    適した構造上の大きさをもつ医療装置。
  16. 【請求項１６】請求項14記載のRF医療装置であって、 前記ガイドワイヤープローブが、ファロピーオ管の熱に
    よる閉塞に適した構造上の大きさをもつ医療装置。
  17. 【請求項１７】凝固を引き起こすことを目的として患者
    の組織をオーム加熱するためのRF医療装置であって、 患者の体の中に差し込まれるために作られた経皮プロー
    ブと、 患者に接触する複数のRF導体であって、組織凝固のため
    に周波数約100キロヘルツから100メガヘルツの範囲のう
    ちの周波数のRF電流がそれらの導体の間を流れ、前記導
    体のうち少なくともひとつは熱伝導性の電極であり、前
    記電極に接する患者の組織の局所にRF電流を集中させる
    ような導体と、 前記電極をRF電源の第一の極に接続する手段と、 前記RF電源の第二の極を第二の導体を介して患者と接続
    する手段と、 前記熱伝導性の電極と熱伝導性の関係にある温度センサ
    ーであって、前記電極の温度を感知し、それによって電
    極が接している組織の温度を間接的に感知するように構
    成され配置されていて、前記熱伝導性の電極を通るRF電
    流によって引き起こされる妨害的なRFの電気的雑音が存
    在しない状態では、前記RF電気的雑音存在下に較べて、
    より正確性をもつ温度センサーと、 前記センサーを制御回路と接続するフィードバック手段
    と、 を含み、 前記制御回路は、前記電極に加えられるRF電力を、前記
    温度センサーから受け取った信号に従って調節するよう
    に構成され、 前記制御回路とRF電源は二つの動作モードの間で交互に
    動作し、 第一のモードでは前記RF電源は前記電極にRF電力を加
    え、第二のモードでは前記回路はRF信号が存在しない状
    態で前記温度センサーからの信号を感知し、 前記制御回路は、温度センサーからの信号を設定値と較
    べ、前記設定値に従って、前記電極に加えられるRF電力
    を調節することを特徴とする装置。
  18. 【請求項１８】請求項17記載のRF医療装置であって、 前記経皮プローブがニードルであって、 前記ニードルが肝臓の転移性疾病の経皮電極凝固治療用
    に作られ、 前記電極が前記ニードルの先端である医療装置。
  19. 【請求項１９】請求項17記載のRF医療装置であって、 前記経皮プローブがニードルで、 前記ニードルが前立腺癌の直腸経由の凝固療法用に作ら
    れた医療装置。
  20. 【請求項２０】凝固を引き起こすことを目的として患者
    の組織をオーム加熱するためのRF医療装置であって、 不整脈の熱的除去治療用に作られた熱的除去プローブ
    と、 患者に接触する複数のRF導体であって、組織凝固のため
    に周波数約100キロヘルツから100メガヘルツの範囲の中
    の周波数のRF電流がそれらの導体の間を流れ、前記導体
    のうち少なくともひとつは熱伝導性の電極であり、前記
    熱的切除プローブに取り付けられていて、前記電極に接
    する患者の組織の局所にRF電流を集中させるような導体
    と、 前記電極をRF電源の第一の極に接続する手段と、 前記RF電源の第二の極を第二の導体を介して患者と接続
    する手段と、 前記熱伝導性の電極と熱伝導性の関係にある温度センサ
    ーであって、前記電極の温度を感知し、それによって電
    極が接している組織の温度を間接的に感知するように構
    成され配置されていて、前記熱伝導性の電極を通るRF電
    流によって引き起こされる妨害的なRFの電気的雑音が存
    在しない状態で、前記RF電気的雑音存在下に較べて、よ
    り正確性をもつ温度センサーと、 前記センサーを制御回路と接続するフィードバック手段
    と、 を含み、 前記制御回路は、前記電極に加えられるRF電力を、前記
    温度センサーから受け取った信号に従って調節するよう
    に構成され、 前記制御回路とRF電源は二つの動作モードの間で交互に
    動作し、 第一のモードでは前記RF電源は前記電極にRF電力を加
    え、第二のモードでは前記回路はRF信号が存在しない状
    態で前記温度センサーからの信号を感知し、 前記制御回路は、温度センサーからの信号を設定値と較
    べ、前記設定値に従って、前記電極に加えられるRF電力
    を調節することを特徴とする装置。
  21. 【請求項２１】RF医療装置と共に用いられ、凝固を引き
    起こすことを目的として患者の組織をオーム加熱するた
    めの電極装置であって、 熱伝導性の電極であって、周波数約100キロヘルツから1
    00メガヘルツまでの範囲の中の周波数をもつRF電流を、
    前記電極に接している患者の組織の局所に集中させる電
    極と、 前記熱伝導性の電極と熱伝導性の関係にある温度センサ
    ーであって、前記電極の温度を感知し、それによって電
    極に接している組織の温度を間接的に感知するように構
    成され配置されていて、前記熱伝導性の電極をRF電流が
    流れる事によって引き起こされる妨害的なRF電気的雑音
    が存在しない状態では、前記妨害的なRF雑音が存在する
    状態よりも、より正確性をもつ温度センサーと、 を含み、 前記RF医療装置が、 患者に接するRF導体であって、前記RF電流が前記熱伝導
    性の電極と組織の凝固のための前記RF導体の間を流れる
    導体と、 前記電極をRF電源の一方の極に接続する手段と、 前記RF電源の第二の極に第二の極を経由して患者に接続
    する手段と、 前記センサーを制御回路に接続する手段と、 を含み、 前記制御回路が前記電極に加えられるRF電力を前記温度
    センサーから受け取った信号に従って調節し、 前記制御回路とRF電源は二つの動作モードの間で交互に
    動作し、 第一のモードでは前記RF電源が前記電極にRF電力を与
    え、前記第二のモードでは前記制御回路が前記温度セン
    サーから、RF信号が存在しない状態で信号を感知し、 前記制御回路が、前記温度センサーからの信号を設定値
    と比較し、前記設定値に従って前記電極に加えられるRF
    電力を調節することを特徴とする電極装置。
  22. 【請求項２２】請求項21記載の電極装置であって、 温度感知時間がサイクル時間のおよそ１パーセントであ
    る電極装置。
  23. 【請求項２３】請求項21記載の電極装置であって、 前記設定値が前記制御回路内部の、使用者が設定する参
    照信号であり、 前記制御回路は、前記電極に加えられるRF電力を調節す
    ることで、前記温度センサーの温度が、前記参照信号に
    よって示される温度に近付くようにし、 それによって前記電極の温度とその結果として電極が接
    している組織の温度を制御する電極装置。
  24. 【請求項２４】凝固を引き起こすことを目的として患者
    の組織をオーム加熱するためのRF医療装置であって、 患者に接触する複数のRF導体であって、組織の凝固のた
    めに周波数約100キロヘルツから100メガヘルツの範囲の
    中の周波数をもつRF電流がそれらの導体の間を流れ、前
    記導体のうち少なくともひとつは熱伝導性の電極であっ
    て、前記電極に接する患者の組織の局所にRFを集中させ
    るような導体と、 RF電源と、 前記電極を前記RF電源の第一の極に接続する手段と、 前記RF電源の第二の極を第二の導体を介して患者と接続
    する手段と、 前記熱伝導性の電極と熱伝導性の関係にある温度センサ
    ーであって、前記電極の温度を感知し、それによって電
    極が接している組織の温度を間接的に感知するように構
    成され配置されていて、前記熱伝導性の電極を通るRF電
    流によって引き起こされる妨害的なRFの電気的雑音が存
    在しない状態では、前記RF電気的雑音存在下に較べて、
    より正確性をもつ温度センサーと、 制御回路と、 前記センサーを前記制御回路と接続するフィードバック
    手段と、 を含み、 前記制御回路は、前記電極に加えられるRF電力を、前記
    温度センサーから受け取った信号に従って調節するよう
    に構成され、 前記制御回路とRF電源は二つの動作モードの間を交互に
    行き来し、 第一のモードでは前記RF電源は前記電極にRF電力を加
    え、第二のモードでは前記回路はRF信号が存在しない状
    態で前記温度センサーからの信号を感知し、 前記制御回路は温度センサーからの信号を設定値と較
    べ、前記設定値に従って、前記電極に加えられるRF電力
    を調節するように作られているフィードバックの手段
    と、 を有する装置。
  25. 【請求項２５】請求項24記載のRF医療装置であって、 温度感知時間がサイクル時間のおよそ１パーセントであ
    る医療装置。
  26. 【請求項２６】請求項24記載のRF医療装置であって、 前記設定値が前記制御回路内部の、使用者が設定する参
    照信号であり、 前記制御回路が前記電極に加えられるRF電力を調節する
    ことで、前記温度センサーの温度が、前記参照信号によ
    って示される温度に近付くようにし、 それによって前記電極の温度とその結果として電極が接
    している組織の温度を制御する電極装置。
JP50887691A 1990-04-27 1991-04-26 温度制御されたｒｆ凝固 Expired - Fee Related JP3210664B2 (ja)

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