JP4705640B2 - 体組織の電気外科的硬化処置のための装置 - Google Patents

Description

本発明は、体組織の熱的硬化処置のための高周波電流を印加するための装置に関する。この印加装置は少なくとも２つの電極を含み、これらの電極は適用の際に体組織と接触し、それらのうちの少なくとも１つの電極は体組織内に挿入される。その他にこの印加装置は少なくとも２つの電極と接続されている高周波電圧を発生するための高周波発生器と、選択された電極間のインピーダンスないしオーム抵抗を測定するための測定装置と、必要に応じて高周波発生器の出力を変更し有利な変化例においてはさらに外部ポンプをも制御し得るコントロール装置とを含んでいる。

背景技術
高周波発生器の出力は、高周波発生器の出力側に生じる高周波電圧が高周波電流応用の枠内で体組織に接触する電極に送出され、高周波電流が体組織によって引き起こされた場合に生じる。

病理学的に変化している組織（以下では単に"組織"若しくは"体組織"と称する）の電気外科的な硬化処置、特に電熱式の硬化処置は、医療分野においては公知手法のひとつである。特に臓器腫瘍、例えば肝腫瘍などの治療のための手法は重要である。この硬化処置に対しては１つ又は複数の電極が硬化すべき組織内、すなわち腫瘍組織内か若しくはその近傍に配置され、交流電流がこれらの電極間若しくは一方の電極と体組織外側に固定された中性電極の間で流される。電流が電極と中性電極の間で流される場合には（場合によっては複数の電極の１つと複数の中性電極の間）、モノポーラ装置構成が形成される。それに対して電流が組織内にある電極（この場合も組織内に少なくとも２つの電極が存在し得る）の間で流される場合には、バイポーラ装置構成が形成される。そして組織内に２つよりも多い電極が存在し、それらの間で交流電流が交互に流される場合にはマルチポーラ装置が形成される。

組織内への配置のために設けられるアプリケータは、通常は電極ニードル、あるいはフレキシブルな電極カテーテルとして構成される。電極ニードルは電気的に分割された円筒状のシャフトを有しており、このシャフトは１つ又は複数の遠位領域、いわゆる活性領域（それぞれが活性電極を形成する）を除いて、周りの組織から電気的に絶縁されている。フレキシブルな電極カテーテルは、可撓性の非導電性シャフトと、１つ又は複数の遠位活性領域（これらもそれぞれが活性電極を形成する）を有している。前記活性電極は体組織と導電的に接続形成される。また任意付加的に前記活性電極は集積化されたサーモセンサを備え、特殊な実施形態によれば、治療可能な組織範囲を拡大させるためにシャフトの遠位端部（末端）においてさらなる活性電極が機械的に動かせる。

処置の効果を向上させるために、外部ポンプにより作動される内的に閉鎖された冷却経路（内部冷却機能）を備えた電極ニードルを有するアプリケータも公知である。同じくその遠位領域（末端領域）において外部ポンプを用いて少量の流体が処置すべき体組織内に注入される１つ又は複数の開口部（洗浄開口部）を有する電極ニードルも公知である。

高周波発生器を用いたモノポーラ装置の構成では、電流が活性電極と１つないしは複数の中性電極の間で誘導される。代替的なバイポーラ装置構成においては中性電極が省かれていてもよい。この場合電流回路は別の活性電極を介して遮断される。この場合所要の活性電極は同軸構成で相互に絶縁されて１つの電極ニードル又は２つの別個の電極ニードルに設けられる。

複合組織インピーダンスの一部であるオーム性の組織抵抗により、電極を介して印加された交流電流がジュール熱へ変換される。５０℃から１００℃の間の温度では、体組織固有のタンパク質が固まりに変質し（凝固）、該当する組織面積の壊死が生じる。活性電極における高い電流密度に基づいて当該電極の領域内で主要な加熱が起こり、それによって局所的な腫瘍の熱破壊が可能となる。

病理組織を電気熱によって硬化処置するための装置及び方法は例えば米国特許第５，６３０，４２６号明細書に開示されている。

効果的でとりわけ安全な治療にとって決定的なことは、病理組織、すなわち腫瘍組織の広がりに最適にマッチした熱破壊領域を形成することである。

モノポーラないしはバイポーラ方式による組織硬化処置のさらなる発展形態はＰＣＴ/ＥＰ０３/０５４３９号明細書に開示されている。そこでは３つ以上の電極が体組織内に挿入され、選択装置に基づいてそのつど少なくとも２つの電極が所定期間の間高周波電圧の供給を受けている。この場合適切な電極対の選択は、全ての可能な電極対の間で測定されたインピーダンス若しくはオーム抵抗に基づいて行われている。この実施形態は特に有利である。なぜならこれによって大きな体積組織を特に効果的に熱硬化させることができるからである。このことは例えば信頼性の高い腫瘍治療を可能にさせる。

インピーダンスないしはオーム性の組織抵抗が組織の熱破壊の進行に大きく依存することは公知事実であり、そのためこれらのパラメータは治療処置の制御に利用できる。特にインピーダンス及びオーム性の組織抵抗は、組織熱硬化の経過において典型的な時間経過特性を有している。

２つの電極が体組織との接触に投入されると、まずインピーダンス値ないしはオーム性抵抗値が生じる。このパラメータは電極（表面）の幾何学構造や電極間隔にも依存し、電極間に存在する組織自体やその導電特性にも影響を受ける。その上さらに組織インピーダンスの観察の際にはさらに付加的に、高周波発生器と電極の間の接続ケーブルに起因する容量性や誘導性の影響も考慮しなければならない。それによって凝固過程の正確な制御がますます困難となる。このことは特にオーム性の抵抗を１つのパラメータにする所以である。なぜならそのような寄生的な影響とはほぼ無縁であり、それゆえインピーダンスよりも有利に凝固過程の制御に用いることができるからである。以下ではさらに抵抗について掘り下げてゆくが、これは本発明の考察の限定を意図しているわけではない。なぜならここで提案されている装置ではインピーダンス値もオーム性抵抗値も治療過程の制御に用いることができるからである。

少なくとも２つの電極において高周波電圧の印加がなされると、それらの電極間で体組織との電気的なコンタクトが生じ、組織抵抗がまず初期値以下に著しく低下する。このことは、開始された組織の加熱と、それに伴う体組織内の電流通流を介したイオン（例えばＮａ⁺, Ｃｌ^-）の活動率の向上に起因している。その上さらに、さらなる温度上昇のもとでは細胞膜の破壊が引き起こされ、それに伴って電流通流を介したイオン伝導率も増加する。

しかしながら体組織内で約１００℃の温度に達すると、組織水分が蒸発フェーズへ移行してしまう。その場合の沸点の正確な温度は、蒸気が漏れる前の組織内で形成され得る圧力に依存しおており、典型的には１００℃を大幅に超えるものではない。水分の液体フェーズから蒸発フェーズへの移行に結び付く膨張に基づいて蒸気は組織柱状部を介して電極近傍領域から抜けていく。その領域では典型的には最高温度が記録される。このようないわゆる蒸発は、電極近傍領域内の水分含有率の低下に伴うものであり、そのため組織は徐々に乾燥をきたす。最初のうちは電極近傍領域内に残留する細胞水分が、電流通流を介したイオンの活動率を保証するのに十分ではあるが、しかしながら乾燥度の高まりに伴ってイオンの活動率も益々制限されていく。この現象は組織抵抗値が著しく上昇する時点にあてはまる。

それによりあたかも核連鎖反応のような状態が起きる。そこでは電極近傍の乾燥に起因する抵抗値上昇のもとで、出力が等しく維持されているにもかかわらず総電流の分散に関連して当該電極近傍領域のエネルギーがより多く変換され、それによって蒸発と乾燥の度合が加速される。その結果として抵抗値の指数的上昇が記録される。

前述したような特性は周知のように本来の治療手段としての組織絶滅に対してはマイナスに働く。なぜならば電力密度が非常に高い場合の早すぎる乾燥の到来は、熱的破壊部位の十分な広がりを阻害する、すなわち十分な範囲の熱的破壊（組織絶滅）を阻害するからである。このことは従来技法による高周波発生器がその適応化において所定のインピーダンス領域ないしは抵抗領域においてしか最適な出力を達成することのできない出力特性曲線を追従制御していることに原因している。インピーダンスないしはオーム性抵抗がこの領域外にある場合には（これは例えば電極近傍の組織が乾燥する現象にあてはまる）、もはや組織内へ十分な電力を送出することができず、硬化過程は停止状態に陥る。しかしながらこのような状態はできる限り避けなければならない。なぜなら不十分な腫瘍治療は、ひいては同じ部位の病気再発を引き起こしかねないリスクとなるからである。

限られた手段ではあるが、内部冷却されるアプリケータによってその組織接触温度を低下させ乾燥過程を遅らせるようにすることは可能ではあるが、しかしながら効果的な治療で求められるものにはほど遠い。洗浄開口部を有する電極ニードルもまた乾燥の発生を遅延させるが、その場合には外部ポンプによって常に液体が乾燥領域に補充されなければならない。いずれにせよこの手法も実際的ではないことが明らかである。というのも液体の噴射量がきちんとコントロールされていないと特に腫瘍組織内で細胞が剥がされる危険性が高くなるからである。

それゆえに早すぎる組織乾燥を避けるためには、従来技法による高周波発生器の場合、一方では早すぎる乾燥を回避し、他方では測定期間内で組織硬化の実施が十分可能となるような出力を選択することが必要である。しかしながらこれを医療処置の現場で展開するには極めて大きなハードルがたちはだかる。なぜなら各組織は最終的に全く特異的な特性を有し、それは治療を実施する人間にも未知なものだからである。そのような組織特性には、物理的なパラメータの他にも組織特有の抵抗値や熱伝導率ないし熱容量、特に血流の局所的な特性が多く含まれ、特にこの血流特性はその冷却効果に基づいて治療のための硬化過程を決定的に左右している。

そのため実際の医療現場では適応化の誤った出力設定が頻繁に生じている。このことは例えば出力不足の場合には治療を不要に長引かせ、出力超過が著しい場合には乾燥に起因する抵抗値上昇に基づいて早すぎる治療中断を引き起こす。治療を十分な成功裡に終わらせるための唯一の手段は、組織乾燥が検出された後で当該出力を一時停止し、再び十分な組織体液が電極近傍領域に蓄積されるまでの所定の期間の間処置を中断させることである。

つまり出力が一旦停止されれば、温度は傾きの大きな温度勾配に基づいて蒸発温度を下回って低下し、それによって電極における蒸気が凝縮される。しかしながらここで最も重要なことは、電極における水分含有率は低いのに周辺における水分含有率は高いため、傾きの大きな水分含有率の勾配が存在してしまうことである。そのため水分が比較的迅速に還元され電極における水分含有率が局所的に再び高まる。同じように抵抗値も出力中断後は指数的に一気に落ち込む経過を示し、最終的には元の出力値を僅かだけ下回る一定の値へと移行する。このことは還元された組織水分の十分な行き渡りを意味する。しかしながらこのような還元された水分が行き渡るまでの過程において、一定の抵抗値に到達して新たな出力で治療の進行が再び可能となるまでにはどのくらいかかるのかはわかっていない。

状況が悪い場合、例えば初めから過度な出力が選択されている場合には、治療を確実に終わらせるためには、出力中断の手順が治療中に何度も繰り返されなければならない。

医療処置を所定の形式で容易にする既存の装置も公知である。たとえば"Goldberg"らによる公知文献 [Goldberg SN et al.:Percutaneous radiofrequency tissue ablation :optimization of pulsedradiofrequency technique to increase coagulation necrosis; J. Vasc.Interv. Radiol 10(7):907-16, 1999.] には、インピーダンスが硬化処置の開始時点で測定されて記憶される装置が開示されている。ここではインピーダンスが硬化処置の経過中に出力値を所定値だけ上回ると、直ちに出力が所定の期間の間中断される。これは引き続き元の出力値が再び自動的に受入れられるようにするためである。

しかしながらこの手法も決定的な欠点を有している。まず第１に出力の解放をトリガするための固定のインピーダンス閾値を取り入れなければならない。但しトリガ感度はそれによって出力インピーダンスの絶対値に左右されるようになる。例えば出力インピーダンスが小さい場合（例えば肝組織）ではトリガが遅れて起こる可能性があり、反対に出力インピーダンスが大きい場合（例えば肺組織）ではトリガが早すぎて起こる可能性がある。なぜならインピーダンスの小さな変化も既にトリガ閾値の超過につながるからである。そのため治療の効果も悪化する。なぜなら出力の伴わない位相が早すぎる時点で生じるからである。その他のさらなる欠点は、出力がインピーダンス閾値の超過識別後に所定の期間の間は中断をやむなくされることである。しかもこの期間が水分の十分な再補給のためにはたして十分であるのか否かは未知数である。仮にその間隔が過度に長すぎた場合には治療効果が失われ、過度に短すぎた場合にも直ちに乾燥が再発して治療効果は失われてしまう。

発明が解決しようとする課題
そこで本発明の課題は、生じ得るあらゆるインピーダンスないし抵抗特性のもとで最適な治療効果を達成できかつ電極近傍の組織乾燥も安全かつ確実に阻止することのできる装置を提供することである。

課題を解決するための手段
この課題は本発明により、体組織に接触する少なくとも２つの電極を含み、それらのうちの少なくとも１つの電極が体組織内に挿入される、体組織の熱的硬化処置のための高周波電流印加装置によって解決される。バイポーラ装置構成のケースでは１つのシャフトにそれぞれ２つの電極を備えた１つ以上のバイポーラアプリケータが組織内へ挿入され、マルチポーラ装置構成のケースではシャフト毎に１つの電極を備えた２つ以上のアプリケータが組織内へ挿入される。その他にもこの印加装置は、高周波電圧を発生するための高周波発生器と、選択された電極間のインピーダンスないしオーム性抵抗値を測定するための測定/計算装置を含んでおり、前記高周波発生器は少なくとも２つの電極と接続されている。以下では簡素化のために「インピーダンス」と「オーム性抵抗」の２つの概念を単に「抵抗」とも称するが、これは本発明の概念の限定を意味するものではない。さらに本発明による高周波電流印加装置は、高周波電流の印加期間中に高周波発生器の電気的出力を変更するためのコントロール装置を含んでいる。

有利には前記測定/計算装置は、そのつど治療用高周波電流が流れる２つの電極間の抵抗を、治療用高周波電流の電流強度、電圧、位相関係、作用電力のうちの少なくとも２つのパラメータから求めるように構成されている。

また有利にはそれらの間でインピーダンス又はオーム性抵抗の測定が行われる２つの電極が、体組織内に挿入されるシャフトに設けられている。

前記インピーダンス又はオーム性抵抗の測定が行われる２つの電極の１つは、皮膚表面に被着される中性電極であってもよい。前記中性電極は有利には複数の別個の要素から形成され、それらの要素は異なる皮膚表面に被着され、さらに導電接続によって同じ電位に置かれている。

しかしながら組織特性の検出のために治療用電圧源から分離された治療用周波数とは異なる周波数で作動可能な電流回路を使用することも可能であるし、抵抗を求めるために電流強度、電圧、作用電力、位相特性を組合わせて評価してもよい。

この装置の重要な特徴は、組織乾燥の検出のために、抵抗の絶対値が測定されるのではなくて、その時間的変化の特性が、時間に関する抵抗の一次導関数の評価によって求められる点にある。それによって組織乾燥の識別が抵抗の初期値に左右されなくなり、さらに種々異なる組織の種別や電極の幾何学的特性や構成に制約されることのない適用が可能となる。

有利な実施形態によれば、測定装置は数ミリ秒の短い間隔でそのつど新たな抵抗値測定結果を供給する。この結果から例えばマイクロプロセッサによって、先行の測定結果を減算し、それを２つの測定過程の間の時間間隔の長さで除算する。このようにしてインピーダンス又はオーム性抵抗の一次導関数が微分商の形式に従ってインピーダンスないしオーム性抵抗に対するそのつどの２つの測定値として形成される。この結果が正の値で所定の閾値（以下（特に図面）では限界値とも称する、）よりも上方にある場合には（これは典型的には５〜５０ ohm/sの範囲にあるべきである）、測定装置はコントロール装置に、電極近傍の乾燥が間近に迫っていることを表す信号を供給する。コントロール装置はそれに基づいて乾燥に対処すべく出力を著しく低減させる。

このコントロール装置は有利には、出力を短期間に亘って連続的に低減させるように構成されている。この適切な期間は０.１秒〜５秒の長さである。

抵抗を求めるために評価されるパラメータが治療用高周波電流から導出されるのならば、さらなる組織乾燥を回避すると同時に十分な組織水分を乾燥領域へ還元させるための低減される出力は小さくても十分なはずである（但し電極における温度は明らかに１００℃以下に低減されるべきである）。さらに別の観点では、高周波電流からの確実な抵抗値の検出を可能にさせるためにはこの低減される出力が十分な大きさであるべきである。低減される出力に対する典型的な値は元の出力の２％〜５０％の範囲の値である。それに対して抵抗値が治療用高周波電流に依存しないで求められる場合には出力は０％まで低減可能である。

抵抗値の測定がノイズの影響を受けている場合には（このことは特に抵抗値を求めるために評価されるパラメータが治療用高周波電流から導出される場合に当てはまる）、誤ったトリガを避けるためにも有利には、導出の計算が行われる前に測定値の平均がとられる。これに対しては公知のように適切な数の測定値がそれぞれ加算されて、測定値の数で除算されることによって平均値が算出される。更に有利には第２の平均値の算出が同じ手法で行われる。ここにおいて一次導関数の計算が上記したような手法で平均値を用いて行われる。その場合に設定される時間間隔は、平均値の算出に要する期間に相当する。

本願装置のさらに有利な特徴によれば、さらに出力の低減の後でも抵抗値の一次導関数の測定が時間に関連して前述したような形式で行われる。出力が低減された直後から再び組織水分が先行時点で乾燥していた領域内へ集められ、それによって抵抗値は、元の出力値近傍の一定の値に達するまで再び低下する。この時点は、抵抗値の時間経過の一次導関数が最初は負の値となり、それが値０に近づく経過で特徴付けられる。これにより、出力を再び元の値に設定するのに最適となる時点が検出される。

このことは有利には次のようにして達成される。すなわち抵抗値の時間経過の一次導関数が最初は負であって、短い間隔をおいてほぼゼロになる場合に、測定装置が信号をコントロール装置に送信することによって達成される。この間隔の典型的な値は、−３〜０ Ω/秒である。相応に測定/計算装置はコントロールユニットとの接続形成の中で、インピーダンスまたはオーム性抵抗の時間経過の一次導関数が−１０〜−０.１ Ω/秒の範囲の値を超えている場合にそれに対して応答するように構成されている。この値は、治療すべき組織に応じて設定が可能である。さらにコントロール装置は高周波電流の出力を再び元の出力値まで制御する。その場合に別の有利な実施形態によれば、この元の出力値（初期値）が短い期間の間、典型的には数ｍｍ秒の間高められる。これは不所望な突発的な蒸発作用を避けるためである。

前記測定/計算装置はコントロール装置の一部であってもよいし、コントロール装置の外部に設けられて当該コントロール装置（コントローラ）と接続されているものであってもよい。その他にも前記測定/計算装置は２つの別個のユニット、詳細には１つの測定装置とこれに後置接続された計算装置で実現されていてもよいし、１つに統合された測定/計算装置であってもよい。

有利な変化例によれば、前記高周波発生器、測定/計算装置及びコントロール装置は共通の１つのケーシング内に収容されている。

別の有利な実施形態によれば、乾燥の適用のもとで出力が低減された後に直ちに抵抗値の時間経過の一次導関数がさらに測定ないしは評価されるのではなく、まず低減される出力と共に強制的な待機時間（最小時間）が１秒〜１０秒の範囲で維持される。このことは出力の低減後にまず抵抗値のプラトーが測定されることになるので有利である。なぜなら水分の還元において、抵抗値を測定可能に再び低下させるのにいくらかの時間が必要となるからである。それにより、短い期間の間高いレベルの一定した抵抗値が形成される。但しこれは組織水分還元後の定数値と取り違えるものではない。だがそれにもかかわらず最小時間が維持されなかった場合には、この抵抗値プラトーは出力の誤った上昇をトリガし得る。その後ではいずれにせよ抵抗値経過の負の勾配が生じる。前記強制待機時間（最小時間）の経過後は、コントロール装置は再びインピーダンス経過の一次導関数を高周波発生器のさらなる出力制御のために使用する。

本発明の変化実施例によれば、電極ニードルが洗浄開口部を備える。この場合に特に特徴的なのは、液体流を組織内にもたらすポンプが作動されないこと、つまりアプリケータが最初は開口洗浄なしで作動されることである。それにより前述したような細胞剥離の危険性が除外される。ここにおいて当該装置が乾燥の始まりを検出するのに基づいて高周波発生器の出力を低減すると同時に、コントロール装置によって電気信号が制御端子を介してポンプに送信され、少量の水分が乾燥した組織内に供給される。このことは２つの利点をもたらす。１つは、先に乾燥によって失われた水分量だけの液体量を注入するように設定できることである。それにより、液体を介した細胞の剥離が未然に防げる。利点のもう１つは、この再水和の過程がそれによって著しく加速されることである。なぜなら自然な組織水分の還元を待っているわけにはいかないからである。これにより元の出力の再使用までの時間が著しく短縮できる。

別の実施形態によれば、供給される水分量は予め設定されない。それどころか前述した変化実施例のように、開始信号を用いることによって、組織乾燥が間近に迫っている場合にポンプがコントロール装置によって作動開始される。この場合は最小の液体量のみが注水される。これは直ちに過度な水分補給にはならない。ここでの液体の供給は、コントロール装置が本発明に従って十分な組織の再水和状態を（抵抗値の時間経過の一次導関数を介して）検出し、元の出力の再使用のための信号を送出するまで行われる。この時点において、停止信号がポンプに伝送され、液体注水が終了される。この方法は次のような利点を有する。すなわち付加的にもたらされる液体によって、全出力の再使用までの待機時間が短縮されると同時に液体量が非常に正確に実際の必要量に適合されることである。詳細には組織体積が再び完全に再水和状態にもたらされると、組織抵抗は一定の経過をとり、ポンプがコントロール装置の停止信号によってスイッチオフされる。それにより過度な液体の注入は避けられ、不所望な細胞剥離の危険性はなくなる。

この方法の移行のために高周波電流印加装置は、組織内へ挿入される電極と接続される外部ポンプのための制御端子を有しており、この端子に処置すべき体組織へ液体を供給するように構成されたポンプが接続される。コントロール装置は、火急の組織乾燥を検出した場合に、制御端子を介した開始信号の送出によってポンプのスイッチオンを引き起こすように構成されている。

この場合前記コントロール装置は有利には、外部ポンプを次のように駆動制御すべく構成されている、すなわちそれらの間でコントロール装置によって火急の組織乾燥が検出された電極によって専ら液体が処置体積内へ供給されるように外部ポンプを駆動制御すべく構成されている。

またポンプのスイッチオンと出力の低減は有利にはコントロール装置によって同時に引き起こされる。

ポンプは有利には一定の供給量で動作するように構成されている。高周波電流印加装置が十分な再水和状態を検出すると、有利な変化実施例においてはコントロール装置が外部ポンプを再びスイッチオフする。このことは例えば制御端子を介した停止信号の送出によって行われ得る。ポンプの非作動化と出力自体の元の出力へのリセットは有利には同じ時点で行われる。

使用される液体は生理食塩水か若しくは精製水であってもよい。

本発明によって得られる利点は、より簡単で確実な取り扱いの他にもとりわけ、本発明による装置によって治療のあらゆる時点で、かつ考えられる得る生理学的パラメータと物理学的パラメータの非常に広い範囲において常に最大限可能な平均的出力が自動的に印加されることである。それにより、あらゆるケースにおいて最大効果を伴った動作が保証される。すなわち供給すべき所定のエネルギー量に対しては常に最短時間を要するのみである。

本発明による高周波電流印加装置の使用に対する予備知識は不要である。ただ唯一の前提条件は、十分な目標出力を設定することである。ここでは出力の事前設定の選択を実際的に説明する。これは体組織内に挿入される全ての電極の表面積ないしは長さの和に依存するだけである。比較的広い電極表面積は比較的大きな出力の設定を意味する（例えば０.２Watt/mm²又は１Watt/mm²）。その際目標出力は生理学的パラメータと物理学的パラメータの不利な組合わせにおいて最大限求められるものよりも若干高く設定される。それにより、前述したような装置の制御機能が常に治療経過において用いられ、それによって平均出力が最適な値にもたらされることが保証される。

以下の明細書では本発明を図面に基づいて詳細に説明する。これらの図面のうち、
図１ａは、本発明による体組織の熱的硬化のための高周波電流印加装置のブロック回路図であり、
図１ｂは、外部ポンプを備えている本発明による体組織の熱的硬化のための高周波電流印加装置のブロック回路図であり、
図１ｃは、所要のパラメータのインピーダンスないしオーム性抵抗値を求めるための独立した電流回路を備えている、本発明による体組織の熱的硬化のための高周波電流印加装置のブロック回路図であり、
図２は、体組織内での治療用高周波電流活性化の間の印加時間に依存したアプリケータ電極間の抵抗値の経過を表すダイヤグラムであり、
図３は、体組織内での治療用高周波電流活性化に対するシャフト上に２つの電極を備えたバイポーラ装置構成の概略的断面図例であり、
図４ａは、体組織内での治療用高周波電流の非活性化（組織水分の還元）に対するシャフト上に２つの電極を備えたバイポーラ装置構成の概略的断面図の例であり、
図４ｂは、体組織内での治療用高周波電流の非活性化（組織水分の還元及び液体の注入）に対するシャフト上に洗浄開口部を有する２つの電極を備えたバイポーラ装置構成の概略的断面図の例であり、
図５は、体組織内での治療用高周波電流の活性化の間の印加時間に依存した、２つの電極間の時間に関する抵抗値経過の一次導関数と抵抗値経過の出力を表わしたダイヤグラムであり、
図６ａは、本発明による体組織の熱的硬化のための高周波電流印加装置の実施形態のフローチャートであり、
図６ｂは、外部ポンプを備えた注入液体量が予め設定可能な本発明による体組織の熱的硬化のための高周波電流印加装置の実施形態のフローチャートであり、
図６ｃは、外部ポンプを備え注入液体量が予め設定可能でない本発明による体組織の熱的硬化のための高周波電流印加装置の実施形態のフローチャートであり、
図７ａは、１つのシャフト上に２つの電極がバイポーラ構成で配置されているアプリケータの例を示した図であり、
図７ｂは、アプリケータ毎に１つのシャフト上に２つの電極がそれぞれマルチポーラ構成で配置されている複数のアプリケータの例を示した図である。

実施例
図１ａには、体組織とコンタクト形成される少なくとも２つの電極１２を有している、体組織の熱的硬化のための高周波電流印加装置１が示されている。この高周波電流印加装置１は有利には１つのケーシングに収容されている。高周波電流印加装置１は、高周波電圧を発生する高周波発生器２と、電極１２の間のインピーダンスないしオーム性抵抗値を検出するための測定装置からなっている。

有利な実施形態によれば、測定装置７におけるインピーダンスないしオーム性抵抗値の検出は電圧用３と電流用４の高周波トランスデューサを用いて公知の手法で、治療用高周波電流の電流強度、電圧、作用電力、位相特性からなるパラメータの組合わせから求められる。

この装置の重要な特徴は、組織乾燥の検出に対して、インピーダンスないしオーム性抵抗の絶対値が測定されるのではなくて、その時間変化特性（インターバルタイマー８を用いた時間測定）が、計算装置９における抵抗値の一次導関数の評価によって求められる点にある。

有利な実施形態によれば、測定装置７は数ミリ秒の短い間隔でそのつど新たな抵抗値測定結果を供給する。この結果から例えばマイクロプロセッサによって、先行の測定結果を減算し、それを２つの測定過程の間の時間間隔の長さで除算する。この場合時間間隔の長さはインターバルタイマー８によって設定する。この結果が正の値で所定の限界値１０（上方の閾値、これは治療の前に組織選択装置１１を用いて任意に確定可能であり、典型的には５〜５０ Ω/秒の範囲にあるべきである）よりも上にある場合には、計算装置９がコントロール装置６に、電極近傍の乾燥が間近に迫っていることを表す信号を供給する。コントロール装置はそれに基づいて乾燥に対抗するために高周波発生器２の出力を著しく低減させる。

有利な実施形態によれば、高周波電流印加装置１は、２よりも多い電極がマルチポーラ作動方式で作動されるべき場合には電極選択制御ユニット５を含み、この場合は当該電極選択制御ユニット５もそれらの電極の適切な駆動制御のためにインピーダンスないしオーム性抵抗値並びに時間などのパラメータを利用する。

図１ｂには、外部ポンプ４５を備えた、図１ａによる高周波電流印加装置１のさらなる実施形態が示されている。高周波電流印加装置１が乾燥の始まりを検出し、高周波発生器２の出力が低減されると、直ちにコントロール装置６は電気信号をポンプに送信し、予め設定された少量の液体を電極１２と乾燥した組織内へ送出する。

別の有利な実施形態によれば、コントロール装置６によって信号を用いて作動開始されたポンプ４５からは液体流が供給される。これはコントロール装置６が当該組織の十分な再水和状態を検出して元の出力の再使用のための信号を送出するまで続けられる。この時点では、液体注水を終了させるさらなる信号がポンプ４５に伝送される。

図１ｃには、抵抗値が治療用高周波電流に依存することなく別個の周波数発生器５１を用いて求められる代替的実施形態が示されている。この装置構成では、インピーダンスないしオーム性抵抗を求めるために、再水和の期間中に治療用高周波電流を小さな出力で適正に維持することは不要となる。それゆえにこの装置では、乾燥の開始の際に高周波発生器の出力を完全に遮断させることが可能であり、測定周波数と測定電流は治療用高周波電流に依存することなく、例えば次のように選択することが可能となる。すなわち組織変化を最適に検出しつつも測定過程中に著しい組織の加熱は生じさせずに選択することが可能となる。

図２のダイヤグラム１３によれば、体組織と電気的にコンタクトした状態に置かれた２つの電極における高周波電圧の活性化の後でインピーダンス及びオーム性の組織抵抗１４はまず最初に初期値以下に低減される。このことは、開始された組織の加熱と、それに伴う体組織内の電流通流を介したイオン（例えばＮａ⁺, Ｃｌ^-）の活発な活動性に起因している。５０℃を上回る温度上昇の際には、体組織固有のタンパク質がひと固まりに変質し（凝固領域２２）、該当する組織面積の壊死に至る（図３参照）。やがてこの凝固領域２２は徐々に広がり、このことはインピーダンスないしオーム性抵抗値の比較的一定した経過１５として現れる。

図３は、高周波電流の印加が時系列で行われた場合の、シャフト２１に軸方向で配置された電極１８，２０（これらは絶縁部１９によって相互に電気的に絶縁されている）領域の体組織において前述したような凝固領域２２が連続的に広がる様子を例示的に表したものである。この凝固領域は、電極１８，２０が相互に隣接しているゾーンの領域に接している体組織内で開始されている。この凝固面積は、当該電極装置の自由先端１７方向と電極２０の近接端部方向に向けて広がっている。

印加時間の経過と共に体組織内で温度が約１００℃に達すると、組織水分が蒸発フェーズへ移行してゆく。水分の液体フェーズから気体フェーズへの移行につながる膨張に基づいて蒸気が組織柱状部を介して電極近傍領域から離脱する。その領域では典型的には最高温度が記録される。このようないわゆる蒸発は、電極近傍領域内の水分含有率の低下に伴うものであり、そのため組織内で乾燥領域２３が徐々に現れてくる。この領域は最終的に２つの電極１８，２０の長手方向に亘って広がる。最初のうちは電極近傍領域内に残留する細胞水分が、電流通流を介したイオンの活動度を保証するのに十分ではあるが、しかしながら乾燥度の増加に伴ってイオンの活動度も益々制限される。このことは乾燥領域２３が電極１８，２０の総面積を取り囲み、組織抵抗１６（図２）が著しく上昇する時点に相応している。

図４ａによれば、出力の低減の後で組織水分２４が乾燥領域２３内に還元されてゆくと、それに伴って抵抗値は再び元のプラトー値１５（平坦な経過の値、図２）近傍の一定した値に達するまで低下し続ける。

図４ｂに示されている本発明の有利な実施形態によれば、電極１８は開放洗浄部を備えている。出力の低減の後で液体４７が電極１８の開口部４６を通って先の乾燥領域２３内に注入される。そこでは、先行の時点で乾燥により失われたのとほぼ同量の液体が注入される。これによって組織水分２４の再水和の過程が著しく加速される。この場合は組織水分の自然の還元を待つ必要がないので、元の出力の再使用までの時間が著しく短縮できる。

図５には、本発明による高周波電流印加装置１を用いた体組織の硬化処置期間中の、出力２５，インピーダンスないしオーム性抵抗値２６，インピーダンスないしオーム性抵抗値の時間導関数２７が示されている。

高周波電圧の活性化の後で組織抵抗はダイヤグラム２６に沿って最初は初期値を著しく下回って低下する（１４）。ダイヤグラム２５によって出力が等しく維持されるもとで、まず最初に図２で説明したプラトー形成部１５が、後に上昇する勾配と共に乾燥が発生して抵抗値の指数的上昇（１６）が生じるまで続く。

抵抗値の時間経過２６の一次導関数は相応する時点においてまず最初にダイヤグラム２７に従って負の値を示し、これはその後で正の領域へ移行するために０の値に近づく。その結果正の領域に移り、この値が所定の限界値３６（上方の閾値、これは治療前に定められる）を上回ると、計算装置９は時点３０において、電極近傍で乾燥が間近に迫っていることを知らせる信号をコントロール装置６に供給する（図１ａ参照）。出力はダイヤグラム２５に従って乾燥に対処すべく直ちに低減される。抵抗値は、出力の低減後に短時間だけレベル３５に留まる。なぜなら水分の還元は抵抗値を再び測定可能に低下させるまでにいくらかの時間を必要とするからである出力が低減された直後３２から再び組織水分が先行時点の乾燥領域へ集められ、それによって抵抗値は、元のプラトー値１５近傍の一定した値に達するまで再び低下１４する。このことは、抵抗値の時間経過の一次導関数が最初は負の値となり、その後で０近くの限界値３７（下方の閾値）に近づくことによって特徴付けられる。典型的な値は−３ Ω/秒〜０ Ω/秒である。それによって出力を再び元の値に設定するのに最適となる時点３１が検出される。このことは計算装置９が信号をコントロール装置６に送信することによって達成される（図１ａ参照）。さらにコントロール装置は高周波電流の出力を再び元の出力値２９まで制御する。その場合に別の有利な実施形態によれば、この出力値が短い期間の間、典型的には数ｍｍ秒の間高められる。これは不所望な突発的な蒸発作用を避けるためである。前述した過程は治療が手動で遮断されるまでは、不規則な間隔で任意に頻繁に繰り返すことが可能である。

図６ａには図１ａによる計算装置９の機能がフローチャートで表されている。時間に関する抵抗値の一次導関数３８が算出された後で、実際の出力が、設定された出力と比較される（３９）。出力が目標出力２９にある場合には、さらなるステップ４０において時間に関する抵抗値の一次導関数の値が所定の限界値３６の上方にあるかどうかが検査される。この結果がイエスの場合には、出力を低減する（３２）命令４１が行われる。それとは逆に時間に関する抵抗値の一次導関数が所定の限界値３６の下方にある場合には（４０）、時間に関する抵抗値の一次導関数の次の算出が行われ（３８）、サイクルが新たに実行される。

それに対してステップ３９において実際の出力が既に最低レベル（３２）にあることが検出された場合には、まず元の目標値２９への生じ得る出力リセットの前に、最小待機時間が維持されたかどうかが検査される（４２）。この最小時間３２が維持された場合には、抵抗値時間経過の一次導関数がステップ４３において所定の限界値３７と比較される。この導関数が当該限界値３７よりも大であるべきならば、出力を再び目標値２９に設定する命令４４が行われる。しかしながら最小待機時間が維持されなかった若しくは抵抗値時間経過の一次導関数が限界値３７よりも小さかった場合には（４２）、時間に関する抵抗値の一次導関数の次の算出が行われ（３８）、サイクルが新たに実行される。

最小待機時間の問合せ４２は有利であることがわかっている。なぜなら出力の低減後にはまず抵抗値のプラトーが測定されることになるからである。なぜなら水分の還元において、抵抗値を測定可能に再び低下させるにはいくらかの時間が必要になるからである。それにより、短い期間の間、高いレベル３５の一定した抵抗値が形成される。但しこれは組織水分還元後の定数値と取り違えるものではない。それにもかかわらず最小待機時間が有利には１秒〜１０秒の範囲で維持されなかった場合には、この抵抗値プラトーは出力の誤った上昇をトリガし得る。その後ではいずれにせよ抵抗値経過の負の勾配が生じる。

図６ｂには図１ａによる計算装置９の図６ａによって示された機能フローチャートの有利な実施形態が示されている。組織の乾燥開始が検出されると、すなわち時間に関する抵抗値の一次導関数の値が所定の限界値３６の情報にあると、出力が直ちに低減される（４１）。同時に少ない液体量が送出され（４８）、これは装置５０を介して設定可能である。

図６ｃには図１ａによる計算装置９の図６ａによって示された機能の拡張されたフローチャートのさらに別の有利な実施形態が示されている。組織の乾燥開始が検出されると、すなわち時間に関する抵抗値の一次導関数の値が所定の限界値３６の上方にあると、出力が直ちに低減される（４１）。同時に最小の液体通流が開始される（４８）。このことはステップ４３において抵抗値経過の一次導関数が所定の限界値３７よりも大となり、出力（４４）が再び目標値２９に設定されるまで行われる。液体通流は停止される（ステップ４９で）。

図７ａは、１つのシャフト上に２つの電極がバイポーラ構成で配置されているアプリケータの有利な実施形態を示している。このアプリケータ５２は、ハンドグリップ５３とシャフト２１からなっている。このシャフト２１はハンドグリップに接続されており、さらに軸方向に相互に配置された２つの電極１８，２０（これらの電極は絶縁部１９によって電気的に相互に絶縁されている）を有している。

図７ｂは、アプリケータ毎に１つのシャフト上に２つの電極がそれぞれマルチポーラ構成で配置されている複数のアプリケータのさらなる実施形態を示している。このアプリケータ５２は、それぞれ１つのハンドグリップ５３と１つのシャフト２１からなっており、前記シャフト２１はハンドグリップに接続され、さらに軸方向に相互に配置された２つの電極１８，２０（これらの電極は絶縁部１９によって電気的に相互に絶縁されている）を有している。

本発明による体組織の熱的硬化のための高周波電流印加装置のブロック回路図 外部ポンプを備えている本発明による体組織の熱的硬化のための高周波電流印加装置のブロック回路図 所要のパラメータのインピーダンスないしオーム性抵抗値を求めるための独立した電流回路を備えている、本発明による体組織の熱的硬化のための高周波電流印加装置のブロック回路図 体組織内での治療用高周波電流活性化の間の印加時間に依存したアプリケータ電極間の抵抗値の経過を表すダイヤグラム 体組織内での治療用高周波電流活性化に対するシャフト上に２つの電極を備えたバイポーラ装置構成の概略的断面図 体組織内での治療用高周波電流の非活性化（組織水分の還元）に対するシャフト上に２つの電極を備えたバイポーラ装置構成の概略的断面図 体組織内での治療用高周波電流の非活性化（組織水分の還元及び液体の注入）に対するシャフト上に洗浄開口部を有する２つの電極を備えたバイポーラ装置構成の概略的断面図 体組織内での治療用高周波電流の活性化の間の印加時間に依存した、２つの電極間の時間に関する抵抗値経過の一次導関数と抵抗値経過の出力を表わしたダイヤグラム 本発明による体組織の熱的硬化のための高周波電流印加装置の実施形態のフローチャート 外部ポンプを備えた注入液体量が予め設定可能な本発明による体組織の熱的硬化のための高周波電流印加装置の実施形態のフローチャート 外部ポンプを備え注入液体量が予め設定可能でない本発明による体組織の熱的硬化のための高周波電流印加装置の実施形態のフローチャート １つのシャフト上に２つの電極がバイポーラ構成で配置されているアプリケータの例を示した図 アプリケータ毎に１つのシャフト上に２つの電極がそれぞれマルチポーラ構成で配置されている複数のアプリケータの例を示した図

Claims (34)

1. 体組織の熱的硬化処置のための高周波電流印加装置であって、
   高周波発生器を有しており、該高周波発生器には少なくとも２つの電極が接続されており、前記２つの電極は体組織との接触のために構成されており、
   測定/計算装置を有しており、該測定/計算装置は、治療用高周波電流がそのつど流れる２つの電極間のインピーダンス又はオーム性抵抗を、電流強度、電圧、位相関係、作用電力のうちの少なくとも２つのパラメータから求めるか若しくは治療用電流回路から独立した測定回路を用いて求めるように構成されており、
   前記測定/計算装置に接続されるコントロール装置を有しており、該コントロール装置は高周波発生器の電気的な出力を変更するためのものである形式の装置において、
   前記測定/計算装置がさらに高周波電流の印加期間中にインピーダンス又はオーム性抵抗の時間経過から一次導関数を形成して該一次導関数の値に依存した信号を出力するように構成されており、
   前記コントロール装置は、インピーダンス又はオーム性抵抗の時間導関数が正の閾値を上回っていることを前記測定/計算装置の信号によって示されている場合には出力を著しく低減し、さらに
   インピーダンス又はオーム性抵抗の時間経過の一次導関数が負の閾値を正の値方向に超えていることを前記測定/計算装置の信号によって示されている場合には前記出力を再び元の出力までリセットするように構成されており、この場合前記正の閾値は火急の組織乾燥に対して特徴付けられ、前記負の閾値は体組織の十分な再水和に対して特徴付けられていることを特徴とする高周波電流印加装置。
2. 前記測定/計算装置は、インピーダンス又はオーム性抵抗を求めるために必要なパラメータを電極間を流れる治療用高周波電流から導出するように構成されている、請求項１記載の高周波電流印加装置。
3. 前記コントロール装置は、インピーダンス又はオーム性抵抗の一次導関数が正の閾値を超えていることを前記測定/計算装置の信号によって示されている場合に、出力を元の出力の２％〜５０％の範囲の値まで低減するように構成されている、請求項２記載の高周波電流印加装置。
4. 前記測定/計算装置は、インピーダンス又はオーム性抵抗を求めるために必要なパラメータを専ら治療用の電流回路から独立した測定回路だけを用いて導出するように構成されている、請求項１記載の高周波電流印加装置。
5. 前記コントロール装置は、インピーダンス又はオーム性抵抗の一次導関数が正の閾値を超えていることを前記測定/計算装置の信号によって示されている場合に、出力を元の出力の０％〜５０％の範囲の値まで低減するように構成されている、請求項４記載の高周波電流印加装置。
6. 別個の測定回路が治療用の高周波電流源の動作周波数とは異なる周波数で動作している、請求項４記載の高周波電流印加装置。
7. 前記測定/計算装置は、インピーダンス又はオーム性抵抗の時間経過の一次導関数をインピーダンス又はオーム性抵抗の時間的に順次連続する２つの測定値から形成するように構成されている、請求項１記載の高周波電流印加装置。
8. 前記測定/計算装置は、インピーダンス又はオーム性抵抗の時間的に順次連続する複数の測定値の平均値を算出し、さらにインピーダンス又はオーム性抵抗の時間経過の一次導関数をインピーダンス又はオーム性抵抗の時間的に順次連続する２つの平均値から形成するように構成されている、請求項１記載の高周波電流印加装置。
9. 前記コントロール装置は、インピーダンス又はオーム性抵抗の時間経過の一次導関数が５Ω/秒〜５０Ω/秒の範囲の値を超えていることを前記測定/計算装置の信号によって示されている場合に、出力を低減するように構成されている、請求項1記載の高周波電流印加装置。
10. 前記コントロール装置は、出力を所定の期間に亘って連続的に低減するように構成されている、請求項１記載の高周波電流印加装置。
11. 前記期間は０.１秒〜５秒の間の長さである、請求項１０記載の高周波電流印加装置。
12. 前記コントロール装置は、低減された出力をインピーダンス又はオーム性抵抗の時間経過に依存することなく強制的な待機時間の間維持するように構成されている、請求項１記載の高周波電流印加装置。
13. 前記強制的な待機時間は１秒〜１０秒の間の長さである、請求項１２記載の高周波電流印加装置。
14. 前記コントロール装置は、前記強制的な待機時間の経過後に再びインピーダンス又はオーム性抵抗の時間経過の一次導関数をさらなる出力制御のために用いるように構成されている、請求項１３記載の高周波電流印加装置。
15. 前記コントロール装置は、インピーダンス又はオーム性抵抗の時間経過の一次導関数が−１０Ω/秒〜−０.１Ω/秒の範囲の値を超えていることを前記測定/計算装置の信号によって示されている場合には再び出力を高めるように構成されている、請求項１から１４いずれか１項記載の高周波電流印加装置。
16. 異なる種別の組織毎に異なる閾値が選択可能である、請求項９から１５いずれか１項記載の高周波電流印加装置。
17. 前記コントロール装置は、出力を所定の期間に亘って連続的に元の出力まで戻すように構成されている、請求項１記載の高周波電流印加装置。
18. 前記期間は０.１秒〜５秒の間の長さである、請求項１７記載の高周波電流印加装置。
19. 前記高周波発生器、測定/計算装置及びコントロール装置は共通の１つのケーシング内に収容されている、請求項１から１８いずれか１項記載の高周波電流印加装置。
20. それらの間でインピーダンス測定又はオーム性抵抗の測定が行われる２つの電極が、体組織内に挿入されるシャフトに設けられている、請求項１記載の高周波電流印加装置。
21. それらの間でインピーダンス測定又はオーム性抵抗の測定が行われる２つの電極が、体組織内に共に挿入される２つの異なるシャフトに設けられている、請求項１記載の高周波電流印加装置。
22. それらの間でインピーダンス測定又はオーム性抵抗の測定が行われる２つの電極の少なくとも１つが複数の別個の要素から形成されており、それらの要素は同じシャフト若しくは異なるシャフトに配置され、導電接続によって同じ電位に置かれている、請求項１記載の高周波電流印加装置。
23. それらの間でインピーダンス又はオーム性抵抗の測定が行われる２つの電極の１つが、皮膚表面に被着される中性電極である、請求項１記載の高周波電流印加装置。
24. 前記中性電極は複数の別個の要素から形成されており、それらの要素は異なる皮膚表面に被着され、さらに導電接続によって同じ電位に置かれている、請求項２３記載の高周波電流印加装置。
25. 前記高周波電流印加装置は、体組織内に挿入される電極と接続される外部ポンプ用の制御端子を有している、請求項１から２４いずれか１項記載の高周波電流印加装置。
26. 前記高周波電流印加装置は、処置すべき体組織内に液体を供給するように構成されているポンプと接続されている、請求項２５記載の高周波電流印加装置。
27. 前記コントロール装置は、当該コントロール装置によって火急の組織乾燥が検出された場合にポンプのスイッチオンを引き起こすように構成されている、請求項２５または２６記載の高周波電流印加装置。
28. 前記コントロール装置は外部ポンプを次のように駆動制御すべく構成されている、すなわちそれらの間でコントロール装置によって火急の組織乾燥が検出された電極によって専ら液体が処置体積内へ供給されるように外部ポンプを駆動制御すべく構成されている、請求項２７記載の高周波電流印加装置。
29. 前記コントロール装置は、ポンプのスイッチオンと出力の低減を同時に引き起こすように構成されている、請求項２７又は２８記載の高周波電流印加装置。
30. 前記コントロール装置は外部ポンプが事前に定められた液体量を処置体積内へ供給すべく駆動制御されるように構成されており、前記液体量は先行時点で蒸発した組織水分量にほぼ相応する、請求項２５から２９いずれか１項記載の高周波電流印加装置。
31. 前記ポンプは一定の供給量をもたらすべく動作するように構成されており、さらに前記コントロール装置は十分な組織再水和のもとでは外部のポンプが作動しないように構成されている、請求項２６記載の高周波電流印加装置。
32. 前記コントロール装置は、ポンプの非作動と元の出力までの出力の戻しが同じ時点で生じるように構成されている、請求項３１記載の高周波電流印加装置。
33. 前記液体は生理食塩水である、請求項２６記載の高周波電流印加装置。
34. 前記液体は精製水である、請求項２６記載の高周波電流印加装置。

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