JPH05508789A - 膨脹可能な先端止血プローブ - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 膨張可能な先端止血プローブ 背景技術 本発明は、患者の身体の内部ｍ織を治療するための内視鏡装置等、例えば潰瘍も しくはその他の患部に熱を供給する、内視鏡を介して挿入可能な止血プローブに 関する。

止血プローブは、内視鏡の通路を介した挿入のために構成されたカテーテルを含 んでいる。この通路は内視鏡の末端の開口で終わっている。内視鏡は先ず、患者 の身体の導管に挿入され、そして患部の位置を見極めるために、内部観察のため に使用される。この患部としては、例えば胃の粘膜の破裂又は出血している胃潰 瘍である。カテーテルは上記内視鏡の通路を介して挿入される。該カテーテルは 、その末端に加熱装置を有している。該加熱装置は患部部位に対して押圧され、 そしてその患部に熱が供給される。かかる加熱と圧迫の組合せにより、患部にお いて凝固が生じる。

発明の開示 本発明は、その−、１！！様において、内視鏡的に導入されると共に加熱可能な プローブと熱伝導に基づく身体組織の加熱治療に特徴がある。プローブは、内視 鏡の通路を介して患者の身体に挿入するために、寸法設定され且つ構成される。

このプローブは、流体充填ルーメンを画成するカテーテルシャフトを含んでいる 。カテーテルシャフトの末端における薄壁の収縮式流体膨張チャンバは、上記充 填ルーメンとは流体受容的関係にある。カテーテルは、収縮状態のチャンバ画成 壁と共に、内視鏡の通路を通過するように寸法設定されている。上記チャンバは 、膨張状態で、上記内視鏡の通路の横断面の直径よりも大きな直径を有している 。加熱装置は、チャンバ内の膨張流体を所定の温度に上昇した組織治療温度に保 持する。チャンバが収縮した時、プローブは内視鏡を介して身体に挿入可能で、 その後、該チャンバは流体で膨張され、その流体が加熱され、そしてチャンバは 組織の比較的広い頭載を治療するために、該Ｈ織に対して押圧され得る。

好適な実施例では、加熱装置はチャンバ内に配置され、該チャンバ内部の流体を 介して電流を生じさせて、その流体を流れる電流消費分■２Ｒに基づき該流体を 加熱する。そして次に、その流体は、チャンバ壁を介して熱伝導によって周囲の 組織を加熱する。加熱装置は、上記チャンバに封緘されると共に該チャンバ内の 流体に曝される複数の隔置された電気的接触片を有している。加熱装置は更に、 上記接触片を、これに高周波電位を付与する電源と接続するための対応する複数 の導電体を有している。流体は、抵抗加熱を生じさせるために予め選定された導 電性流体である。高周波電位は、上記接触片間の流体を介して流れる電流を生じ させる。チャンバ及び接触片は、実質的に該チャンバ内の流体に限定された電流 を生じさせるために、相互に協働して配置・構成されている。

一実施例において、上記チャンバは、カテーテルシャフトの末端を囲繞する球体 （ｂａｌｌｏｏｎ　）であり、そして該球体は、それが膨張すると上記カテーテ ルシャフトの末端からその軸方向に張り出す。

他の実施例では、上記チャンバは、流体が充填されると、該チャンバがカテーテ ルシャフトの末端から張り出すように、カテーテルシャフトの末端部の周囲で環 状に配置される球体である。カテーテルシャフトは、該カテーテルシャフトを通 って延在し、該カテーテルシャフトの末端の開口で終わっているルーメンを画成 する。ガイドワイヤは、内視鏡の通路を介してカテーテルシャフトを導入するの を容易にするために、カテーテルシャフトのルーメンを挿通し得る。

上記チャンバは、弾性球体、又は折重ね可能で実質的に不柔軟な球体である。

凝固を生じさせるのに十分な所望の温度としては、チャンバ内の流体の沸点であ ってよい。

本発明は、他の態様において、患者の身体の内部組織の治療方法に特徴がある。

術者は患者の身体内部に内視鏡を挿入する。通路は該内視鏡内を挿通しており、 その内視鏡の末端の開口で終わっている。術者は、治療されるべき組織位置を見 極めるために、その内視鏡を介して患者の身体内部を観察し、そしてカテーテル シャフト部分が内視鏡の末端の開口から延び出るように、該カテーテルシャフト を上記通路に挿入する。チャンバは、可撓性璧によって画成されるが、内視鏡の 末端の開口から延び出るカテーテルシャフト部分に装着される。術者は、チャン バに流体を充填し、内視鏡の通路の横断面よりも大きな直径になるまで、該チャ ンバを膨張させ、そしてかかるチャンバを治療されるべき組織部位に位置付ける 。

術者は、治療されるべき組織部位に対して軸方向に又は正接方向に、チャンバを 配置してもよく、また組織が加熱されるようにその組織を押圧してもよい。これ により該組織が圧縮され、それによって組織の熱の降下を最小化することができ る。

本発明による止血プローブは、面においてと同様に正接的に熱を適用し、そして 組織を均等に圧縮して均一な熱伝達を行うために、熱が適用される表面形状に倣 い得る。チャンバと治療される組織との間の接触領域は比較的大きいので、全て の患部が治療されるようにするために該チャンバを複数の位置に配置する必要が ない。術者がプローブを患部に対して偏寄して配置したとしても、該プローブは 、直径１ミリメーターの範囲で出血する動脈を凝固させることはない。本発明に よる止血プローブは、比較的小型の内視鏡と共に使用されるが、これは、止血プ ローブ先端のチャンバが、内視鏡通路の横断面の直径よりも大きな直径に膨張す るからである。かくして内視鏡を介しての観察の結果、治療されるべき患部が予 想以上に大きいことが判明した場合、より大きな内視鏡に切り替える必要がなく なる。

図面の簡単な説明 図１は、本発明による内視鏡及び球体カテーテルを示す図であり、球体カテーテ ルはその収縮状態で内視鏡の通路を挿通する。

図ＩＡは、膨張状態にある図１の球体カテーテルを示す。

図ＩＢは、膨張状態にあり、治療されるべき組織に押圧された図１の球体カテー テルを示す。

図ＩＣは、本発明による球体カテーテルの一実施例を示す。

図ＩＤは、収縮状態にある図ＩＣの実施例の球体部の断面図である。

図ＩＥは、膨張状態にある図ＩＣの実施例の球体部の断面図である。

図ＩＦは、本発明による球体カテーテルの他の実施例を示す。

図ＩＧは、収縮状態にある図ＩＦの実施例の球体部の断面図である。

図ＩＨは、膨張状態にある図ＩＦの実施例の球体部の断面口である。

因２は、球体内部に温稟検知装置が装着されている本発明の一実施例による、図 １に示した球体カテーテルの球体部の詳細図である。

図３は、３−３線に沿う図１に示した球体カテーテルのカテーテルシャフトの横 断面図である。

図３Ａは、３Ａ−３Ａ線に沿う図ＩＦに示した球体カテーテルのカテーテルシャ フトの横断面図である。

図４は、図２の本発明の実施例によるＲＦｇ源及び温度制御回路のブロック図で ある。

図５は、温度検知センサが球体を囲繞する組織と直接接触して配設される、本発 明の一実施例によるＲＦ電源及び温度制御回路のブロック図である。

図６は、図４及び５に示した温度制御回路の詳細ブロック図である。

発明を実施するための最良の形態 構成 図１．ＩＡ及びＩＢを参照して、内視鏡１５０、これは患者の身体の導管に挿入 可能であるが、筒状に形成されている。一対の光Ｒ１５４及び観察窓１５６が内 視鏡の末端に配置される。内祝ｆｉ１５０は、胃潰瘍、他の胃腸出血又は肺出血 等の患部位置を見極めるため、患者の身体内部を観察するために使用される。通 路は内視鏡の全長に亘って形成されており、該内視鏡の末端の開口１５２で終わ っている。上記通路の直径は代表的には２．８ミリメーターである。

止血球体プローブ３４は、図１に示されるように、球体８が収縮したときに内視 鏡１５０の上記通路に挿入可能になっている。そして球体は、図ＩＡに示される ように殻状に膨張され、図ＩＢに示されるように、組織に対して面で又は正接的 に押圧される得る。カテーテルシャフトは、５フレンチ（Ｆｒｅｎｃｈ）　、　 ７フレンチ又は１０フレンチの直径Ｄ１を育している。十分に膨張した場合の球 体は、はぼ３乃至５ミリメーターの直径Ｄ３を有している。収縮した直径Ｄ２に 対する膨張した直径Ｄ３の比率は、代表的には１対２である。図ＩＣ乃至ＩＥに 示される実施例において、止血球体プローブ３４は、ナイロン製カテーテルシャ フト１゜に装着された可撓性球体８を有している。この球体８はカテーテルシャ フト１゜の先端から長手方向に張出し得る。球体８は弾性ポリマー球体又は折重 ね可能で不柔軟な膨張球体であってよい。上記球体が弾性体であれば、患部に倣 って、該球体及び壱部間に隙間を形成することなく、凝固されるべき領域に対し て均等に押圧するであろう。球体は、可撓性を有し粘着性のないシリコンゴムに より形成されるのがよく、通常の塩水の沸点に加熱された流体を収容し得る。球 体８は、通常の塩水（水に０，９パーセントの塩化ナトリウム）、導電性の放射 線・非透過流体又は塩水溶液及び放射線・非透過流体の混合物等の導電性流体で 充満される。球体の外面は、シリコンもしくはポリシロキサンの如き低摩擦係数 を有する非粘着性コーティングによって被覆される。

球体８の内部の環状の電気的接触片２２及び２４は、カテーテルシャフト１゜の 部位１０ａと整合する内径を有し、それらは該カテーテルシャフトに巻回し且つ 直接固着されている。接触片の間隔は、膨張した球体の長さのほぼ２分の１であ り、また球体の端部からの距離は膨張した球体の長さのほぼ４分の１であり、こ れにより該球体は均等に加熱するであろう。接触片の寸法は、内視鏡のサイズ及 び、適用されるべき医療処置の性質に従って変化するが、この実施例では、はぼ 等しい軸方向の長さ及び直径ををする環状の薄壁バンド状に成形されることが好 適である。本実施例において考え得る使用範囲としては、最小の接触片の内径は 約０．０５０インチであり、また最大の接触片の内径は約０．１２０インチであ る。接触片は、はぼ０．００２インチの半径方向の厚さを有し、従って最小の輪 郭を呈している。接触片は、導電性溶液及び使用条件に相容性を有するいずれか の導電性材料により形成され得るが、白金もしくはタンタル等の放射線・非透過 金属から成ることが好ましく、これにより該接触片はカテ７テルの使用中、放射 線・非透過指標として寄与する。接触片２２及び２４は好ましくは錫で被覆され 、これによりそれらは錫半田によって銅線と半田付けされ得るが、その銅線はカ テーテルシャフトの全長に亘って延在し、接触片の真下位置で該接触片と接続し ている。

ＲＦ電′ｔｉ、５０は好ましくは６５０キロヘルツで作動するが、約１００キロ ヘルツ乃至１メガヘルツの範囲の如何なる周波数であってもよい。直流もしくは 低周波電流又はマイクロ波電力よりも寧ろ高周波電力を使用することが重要であ り、これは、直流もしくは低周波数に比較して、生理反応又は導電反応が１００ キロヘルツ以上のＲＦ周波数で減少され、またマイクロ波電力はカテーテルシャ フト１０内のワイヤにおいて放射損失を誘発し、このことが例えばカテーテルシ ャフトを不必要に加熱する結果となるからである。流体３６は、抵抗損失を有す るように選定されるが、ＲＦ電源５０によって供給された電流を１００ボルトも しくはそれ以下の電圧で流すように、十分低い電気的インピーダンスを有してい る。

例えば電流！が１アンペアに設定され、そして流体を介しての電極間のインピー ダンスＲが１００オームとした場合、電圧Ｖは、Ｖ−ＩＲに従って１００ボルト であり、また流体中に消散される電力Ｐは、Ｐ−１２Ｒに従って１００ワツトと なるであろう。一般に、２つの電極を用いる場合には、ｉｌ極間のインピーダン スは、１０００オーム以下であり、好ましくは５０乃至５００オームの範囲であ る。

そして本実施例では約１００オームが最も好ましい。いずれにしろ、球体の形状 と電極の構造及び間隔は、電流が実質的に球体内部に限定して流れるように、予 め選定されている。また、流体がＲＦ雷電流抵抗的導通によって加熱されること に加えて、電極からのＲＦ放射を熱的に吸収するように、球体８の内部の流体８ は黒色又は暗色である。従って黒色又は暗色の流体３６は透明流体又は明色流体 よりも高い効率で加熱する。

カテーテル３４は、プラグ３９によってＲＦ電源及び温度制御回路に差し込まれ るが、このプラグ３９は、それが協働される特定サイズの球体カテーテルに対し て調整されており、電源を１／１０．１／４．１／２又は１アンペアの最大電流 で作動させる。プラグ３９は７本のビンを有していて、そのうちの３本がカテー テルを作動するために使用される。製造に際して、残りの４本のビンから選定さ れた２本のビン間で、プラグ３９内部でジャンパ接合（ｊｕｍｐｅｒ　ｃｏｎｎ ｅｃｔｉｏｎ　）が行われる。このジャンパ接合は、いずれのビンがジャンパ接 合されるかによるが、ＲＦ電源５０が最大でどの程度の電流を生じさせるかを指 標する。かくして術者は適切なカテーテルを選定する必要があるだけで、もはや 適切な最大電流を選定することに関知しないで済む。

図ＩＦ乃至１Ｈの実施例では、カテーテルシャフトはその全長に亘ってルーメン １２を有し、このルーメンは、邪魔のない患部観察を可能ならしめるべく、血液 を洗浄するために使用される導管を形成する。流体は好ましくは水又は炭酸ガス である。カテーテルシャフト１０の全長を挿通するルーメン１２は選択的にガイ ドワイヤ４６のための導管を形成し得る。このガイドワイヤはカテーテルシャフ トの先端の開口１５４を通って該カテーテルシャフト１０から伸び出る。球体８ は上記開口１５４のまわりに環状に構成され、カテーテルシャフト１０の先端か ら長手方向に張り出す。

図２を参照して、本発明の一実施例において、直径０．０１４インチ、長さ０゜ ０２０インチのビードサーミスタ（ｂｅａｄ　ｔｈｅｒｍｉｓｔｏｒ　）　２６ が電極２２及び２４間のカテーテルシャフト１０上に装着される。ステンレス鋼 のサーミスタリード２８及び３２は、サーミスタ２６を、３４−ゲージ・多フィ ラメント・テフロン被覆銅ワイヤ３１及び３０にそれぞれ接続する。０．０１２ インチの外径を有するワイヤ３１及び３０は、ステンレス鋼のサーミスタリード ２８及び３２に半田付けされ、該サーミスタリード２８及び３２をプラグのビン を介して、ＲＦ電源及び温度制御回路３８と接続する。サーミスタ２６は、電極 ２２及び２４間の中間位置でカテーテルシャフト１０の壁部の開口４８の頂部に 密接する。サーミスタリード２８及び３２並びにワイヤ３１及び３０は、カテー テルシャフト１０内部に封緘され、またサーミスタリード２８及び３２は、上記 開口４８を介してサーミスタ２６と接続する。エポキシもしくはウレタンの絶縁 被覆が、開口４８の頂部のサーミスタ２６を密封する。電極２２及び２４は、３ ４−ゲージ−多フイラメント銅ワイヤ２０及び１８にそれぞれ半田付けされてい る。これらのワイヤは、テフロン絶縁被覆が施されていて、０．０１２インチの 外径を有し、接触片２２及び２４を、それぞれ電流が制御された（定電流）高周 波電源５０の両極に接続する。ワイヤ２０及び１８は、カテーテルシャフト１０ 内にその長手方向に沿って封緘されており、接触片の真下位置で該接触片と接続 する。

図３及び３Ａを参照して、カテーテルシャフト１０は３個ものルーメン１２゜１ ４及び１６を有している。図３Ａのルーメン１２は、カテーテルシャフト１０の 基端部からその末端まで延在し、ガイドワイヤ４６のため、又は図ＩＦ乃至Ｈに 示された本発明の実施例に係る洗浄流体のための導管を形成する。ルーメン１４ は、カテーテルシャフト］０の基端部から球体８内部の出口まで延在し、球体８ が膨張及び収縮する際の流体３６のための導管を形成する。ルーメン１６は、カ テーテルシャフト１０の基端部から球体８内部まで延在する。このルーメン１６ は、ワイヤ１８及び２０のため、及び該ルーメン１６内のサーミスタリード２８ 及び３２と接続するワイヤ３１及び３０のための導管を形成する。

図４を参照して、ＲＦ電源及び温度制御回路３８は、ＲＦＦ源５０．温度制御回 路５２から成る。ワイヤ１８及び２０は、電極２４及び２２をそれぞれＲＦＦ源 ５０と接続させ、またワイヤ３１及び３０幌、サーミスタリード２８及び３２を それぞれ温度制御回路５２と接続させる。温度制御回路５２のタイミング回路５ ６は、ホールド／ＮＯＴ・サンプルライン５８を係留し、給電及び温度検知それ ぞれの目的のために、ＲＦｆ４Ｒ５０をオン／オフ切り替えさせる。温度検知時 間は６０ヘルツサイクルの１パーセントである。その温度検知期間中、温度制御 回路５２は、次の給電期間においてＲＦ電Ｒ５０が最大でどの程度の電力を供給 すべきかを決定する。このように温度検知と電極に対する給電との間で時分割を 行うことにより、温度制御回路は、サーミスタ２６が電極２２及び２４からのＲ Ｆノイズを拾う危険性を排除する。

図５を参照して、温度センサ２６が球体カテーテル３４の外側で、組織４４に直 接接触して設置された本発明の他の実施例を示している。ワイヤ６０及び６２は 、温度センサ２６を温度制御回路５２に接続し、ワイヤ２０及び１８は、電極２ ２及び２４をそれぞれＲＦＦ源５０と接続させる。温度制御回路５２は、温度セ ンサ２６からの入力に応答して、ＲＦＦ源５０を調整する。

図６を参照して、温度制御回路５２において、リニアリゼイションネットワーク ８０が、温度センサ２６からの入力信号を直線化（リニア化）し、この直線化さ れた信号をサンプル及びホールド・レジスタ８２に送出する。その信号は、低温 レファレンス８６を有する増幅器バッファ８４に送出される。実際温度表示器８ ８は、増幅器バッファ８４の出力を表示する。制御増幅器９０は、増幅器バッフ ァ８４の出力を、術者によって設定された温度設定電圧９２と比較する。最大Ｒ ＦＦ力制御回路９４は、制御増幅器９０の出力を受信し、ＲＦ電［５０が発生す べき最大のＲＦ電力を決定する。最大ＲＦＦ力制御回路９４からの信号は、ＲＦ Ｆ源５０と接続している分離ネットワーク９６によって受信される。温度設定電 圧９２は、バッファ増幅器９８によって受信され、設定温度表示器１００によっ て表示される。

タイミング回路５６は、ホールド／ＮＯＴ・サンプルライン５８を６０ヘルツに 係留する。ホールド／ＮＯＴ・サンプルライン５８は、サイクルの１パーセント の間は低レベルであり、また該サイクルの残りの９９パーセントの間は高レベル である。ホールド／ＮＯＴ・サンプルライン５８は、温度センサ２６からの信号 がサンプリングされている場合には低レベルになり、また温度センサ２６からの 信号がサンプリングされていない場合には高レベルになる。ホールド／ＮＯＴ・ サンプルライン５８はＲＦ出シカイネーブルゲート１０２によって受信される。

サンプル及びホールド・レジスタ８２の出力は、短絡もしくは開路等のセンサ誤 動作が発生したか否かを判別するために、オーブン・アンド・ショートセンサ検 出器１０４によって処理される。オーブン・アンド・ショートセンサ検出器１０ ４の出力は、ＲＦ出シカイネーブルゲート１０２によって受信される。ＲＦ出シ カイネーブルゲート１０２は、分離ネットワーク９６に信号を送出するが、この 分離ネットワーク９６は、センサ誤動作が生じた場合、又は温度センサ２６から の信号がサンプリングされている場合には、ＲＦＦ源５０をオフする。

デバイダ１０６はホールド／ＮＯＴ・サンプルライン５８を受信し、その出力を 経時表示器１０８に送出する。時間設定表示器１１０は、術者によって設定され る、時間設定スイッチによって示された時間を表示する。時間比較ネットワーク １１４は、経過時間を術者によって設定された時間を比較し、出力信号を出力デ ィスエープル回路１１６に送出する。出力ディスエーブル回路１１６の出力は、 経過時間が術者によって設定された時間よりも短い場合にのみ有効であるが、Ｒ Ｆ出シカイネーブルレジスタ１１８に送出される。次に、ＲＦ出シカイネーブル レジスタ１１８は、その信号を、経時表示器１０８へのイネーブル入力に、そし て又ＲＦ出シカイネーブルゲート１０２に送出し、これにより術者ｉこよって設 定された時間が経過すると、ＲＦＦ源５０はオフに切り替えられる。時間設定ス イッチ１１２用のスイッチ・デバウンス回路１２０が設けられている。

術者はＲＦｆｌＫ源５０を作動させるために、フートスイッチ１２２を押す必要 がある。フートスイッチ１２２が作動し、そして経過時間が術者によって設定さ れた時間よりも短いと、出力ディスエープル回路１１６はＲＦ出シカイネーブル レジスタ１１８に信号を送出し、このＲＦ出シカイネーブルレジスタ１１８はそ の信号を、経時表示器１０８のイネーブル入力に、そして又ＲＦ電源５０がオン に切り替えられるように、ＲＦ出シカイネーブルゲート１０２に給送する。フー トスイッチ１２２を解除することにより、経時リセット・レジスタ１２４を信号 が通過し、経時表示器１０８をリセットすると共に、ＲＦ出シカイネーブルレジ スタ１１８をリセットする。このＲＦ出シカイネーブルレジスタ１１８のリセッ トにより、ＲＦ出シカイネーブルゲート１０２がＲＦＦ源５０をオフに切り替え る。

作用 図１を参照して、内視鏡１５０は患者の身体の導管に挿入可能である。内視鏡１ ５０は患者の身体に挿入されて、患部位置を見極めるため、胃、その他の消化器 系、肺等の内蔵内部を観察するために使用される。そして術者は、所望の治療温 度を予め選択する（温度設定電圧９２、図６）。この温度は、代表的には１０５ ℃乃至１１０℃（塩水の沸点、血液を凝固させるのに十分な温度）である。そし て術者は、球体８が加熱されるべき時間を設定する（時間設定スイッチ１１２、 図６）。球体８内の流体に沸騰が認められるならば、その沸騰により流体温度が 均一であることが保証される。

止血プローブ３４は、収縮状態の球体８と共に、内視鏡の全長に亘って形成され ている通路１５２に挿通される。（図ＩＦ乃至Ｈの実施例では、ガイドワイヤ４ ６が先ず、通路１５２に挿通され、それから止血プローブ３４が、そのガイドワ イヤを越えて該通路に挿通される。）球体８は内視鏡の末端を越えて位γ付けさ れる。球体８は、ルーメン１４を介して、塩水、導電性の放射線・非透過流体又 は塩水溶液及び放射線・非透過流体の混合物等で充満される。その球体は、治療 されるべき患部に対して面において配置され、その患部に押圧される。球体内部 のカテーテルシャフト部分は、該球体がａ織を押圧するように、球体の壁を押圧 し、これにより球体のための支持を形成する。組織に対する球体の圧迫により、 毛細血管の閉塞が生し、これは組織の吸熱作用を最小化する。かくして球体内の 流体の温度、なおこれは変換器２６によって検知されるが、この温度は組織の温 度に極めて近づき、実際上重要な温度である。

術者は、電極３６間で２極間加熱を開始するために、フートスイッチ１２２（図 ６）を押す。熱は、公式Ｐ−１２Ｈに従って加圧流体中に消散される。ここに、 Ｐは流体中に消散される電力、■は電極間を流れる電流、モしてＲは流体の電気 抵抗である。球体が４ミリメーターの直径を有していれば、その流体は５秒程度 で局部的に沸騰し始める。流体からの熱は、球体の壁を通過して周囲の組織４４ に伝達される。術者によって設定された時間が経過するまで、或いは術者がフー トスイッチ１２２を解除するまで、加熱が継続するであろう。

加熱と圧迫の組合せにより、患部の凝固が生じる。この凝固領域は、止血プロー ブのサイズ、又は内視鏡通路の直径によって制限されるものではない。球体が、 内視鏡通路の横断面の直径よりも大きな直径になるまで膨張するので、治療され るべき領域が大きいことが判明した場合でも、大きな直径を有する内視鏡を予め 選定し、又はそのような大きな内視鏡に切り替える必要がなくなる。さらに、球 体が広い領域を加熱するから、全ての患部が加熱されるようにするために、球体 を複数の位置に再配置する必要もない。

他の実施例は、以下の請求の範囲内に含まれる。例えば、治療されるべき組織に 対して、球体を面で配設することが実際上困難であ７ても、球体は、カテーテル シャフトの先端から長手方向に張り出し得る必要はないが、代わりにカテーテル シャフトの長さに沿っていずれかの位置に配置される。かくして球体は、１１１ 織に対して軸方向でよりも寧ろ側部に適用され得る。

ＦＩＧ、ＩＧ ｒ−−７ 要約 の位置を決定するために挿入される。チャンバは液体が充満され、治療されるべ き組織の場所に位置決めされる。

国際調査報告

Claims (19)

【特許請求の範囲】
1. １．内視鏡の作用通路を介して、患者の身体内に挿入するために寸法設定され且 つ構成されていて、上記通路が所定の直径の横断面を有しており、熱伝導に基づ き、身体組織と接触し且つ加熱治療を施すための内視鏡的に導入可能な加熱プロ ーブであって、 上記プローブは、 流体充填ルーメンを画成するカテーテルシャフトと、上記充填ルーメンと流体受 容的関係にある薄壁の収縮式流体膨張チャンバを画成する該カテーテルシャフト の末端の手段と、カテーテルであって、収縮状態の上記チャンバ画成壁と共に、 上記内視鏡の所定通路を挿通するように寸法設定された上記カテーテルと、上記 チャンバであって、上記内視鏡の通路の横断面の直径よりも大きな膨張した直径 を有する上記チャンバと、 加熱手段であって、上昇した所定の組織治療温度において、上記内視鏡の端部か ら膨張した上記チャンバの膨張流体を保持するために、上記内視鏡を介して作用 可能である上記加熱手段と、を備え、これにより、上記プローブは、上記チャン バが収縮したとき、上記内視鏡を介して上記身体内に挿入され、そして上記チャ ンバは流体で膨張し、その流体が加熱され、上記内視鏡の端部から張り出した上 記チャンバは、上記内視鏡の作用通路のサイズに対して、広い領域の組織を治療 をするために、該組織に押圧され得ることを特徴とする膨張可能な先端止血プロ ーブ。
2. ２．請求の範囲１に記載の内視鏡的に導入可能な加熱プローブであって、上記チ ャンバ内の上記流体を介して電流を生じさせるために、該チャンバ内に配置され た加熱装置を備え、その流体を介して流れる上記電流のＩ２Ｒの消費分に基づき 、上記流体を加熱し、この流体が次に上記チャンバの壁を介して熱伝導によって その周囲の組織を加熱することを特徴とする膨張可能な先端止血プローブ。
3. ３．請求の範囲２に記載の内視鏡的に導入可能な加熱プローブであって、上記加 熱装置は、上記チャンバ内に封緘され、そのチャンバ内の流体に曝された隔置さ れた複数の電気的接触片を有し、更に該接触片に高周波電位を付与するために、 上記接触片を電源に接続する複数の対応する導電体を有し、上記流体は、抵抗加 熱を生じさせるために予め選定された導電性流体であり、上記高周波電位は、上 記接触片間の流体を介して電流を生じさせ、上記チャンバ及び接触片は、実質的 に該チャンバ内の流体に限定された電流を生じさせるために、相互に協働して配 置・構成され、上記接触片間を流れる上記高周波電流のＩ２Ｒの消費分に基づき 、上記流体が加熱され、この流体が次に上記チャンバの壁を介して熱伝導によっ てその周囲の組織を加熱することを特徴とする膨張可能な先端止血プローブ。
4. ４．内視鏡の作用通路を介して、患者の身体内に挿入するために寸法設定され且 つ構成されていて、上記通路が所定の直径の横断面を有しており、熱伝導に基づ き、身体組織と接触し且つ加熱治療を施すための内視鏡的に導入可能な止血プロ ーブであって、 上記止血プローブは、 流体充填ルーメンを画成するカテーテルシャフトと、上記充填ルーメンと流体受 容的関係にある薄壁の収縮式流体膨張チャンバを画成する該カテーテルシャフト の末端の手段と、 上記チャンバであって、膨張したとき上記内視鏡の通路の横断面の直径よりも大 きな直径を有する上記チャンバと、 上記カテーテルであって、収縮状態の上記チャンバ画成壁と共に、上記内視鏡の 所定通路を挿通するように寸法設定された上記カテーテルと、上記チャンバであ って、膨張したとき上記カテーテルシャフトの末端から軸方向に張り出す上記チ ャンバと、 上記チャンバの周囲の組織で凝固を生じさせるために十分な所定温度において、 上記内視鏡の端部から膨張した上記チャンバの膨張流体を保持するために、上記 内視鏡を介して作用可能である加熱手段であって、上記チャンバ内の上記流体を 介して電流を生じさせるために、該チャンバ内に配置された加熱装置を備え、そ の流体を介して流れる上記電流のＩ２Ｒの消費分に基づき、上記流体を加熱し、 この流体が次に上記チャンバの壁を介して熱伝導によってその周囲の組織を加熱 する上記加熱手段と、を備え、 これにより、上記プローブは、上記チャンバが収縮したとき、上記作用通路を介 して上記身体内に挿入され、そして上記チャンバは流体で膨張し、その流体が加 熱され、上記内視鏡の端部から張り出した上記チャンバは、上記内視鏡の上記作 用通路のサイズに対して、広い領域の組織を治療をするために、該組織に押圧さ れ得ることを特徴とする膨張可能な先端止血プローブ。
5. ５．請求の範囲４に記載の内視鏡的に導入可能な止血プローブであって、上記凝 固を生じさせるために十分な所定温度は、上記チャンバ内の上記流体の沸点であ ることを特徴とする膨張可能な先端止血プローブ。
6. ６．請求の範囲１又は４に記載の内視鏡的に導入可能なプローブであって、上記 チャンバの壁は、弾性球体から成ることを特徴とする膨張可能な先端止血プロー ブ。
7. ７．請求の範囲１又は４に記載の内視鏡的に導入可能なプローブであって、上記 チャンバの壁は、折重ね可能で実質的に不柔軟な球体から成ることを特徴とする 膨張可能な先端止血プローブ。
8. ８．請求の範囲１又は４に記載の内視鏡的に導入可能なプローブであって、上記 チャンバの壁は、上記カテーテルシャフトの末端を囲繞する球体から成ることを 特徴とする膨張可能な先端止血プローブ。
9. ９．請求の範囲１又は４に記載の内視鏡的に導入可能なプローブであって、上記 カテーテルシャフトは、カテーテルシャフトを通って延在し、そしてカテーテル シャフトの末端の開口で終わっている第２のルーメンを画成し、上記チャンバは 、流体が充填されると、該チャンバが上記カテーテルシャフトの末端から張り出 すように、カテーテルシヤフトの末端部の周囲に環状に配置される球体から成る ことを特徴とする膨張可能な先端止血プローブ。
10. １０．請求の範囲９に記載の内視鏡的に導入可能なプローブであって、上記内視 鏡の通路を介して上記カテーテルシャフトを導入するのを容易にするためのガイ ドワイヤを備え、該ガイドワイヤが上記カテーテルシャフトの上記第２のルーメ ンを挿通することを特徴とする膨張可能な先端止血プローブ。
11. １１．熱伝導に基づき、身体組織と接触し且つ加熱治療を施すための内視鏡的に 導入可能な加熱プローブであって、 上記プローブは、 流体充填ルーメンを画成するカテーテルシャフトと、上記充填ルーメンと流体受 容的関係にある薄壁の収縮式流体膨張チャンバを画成するカテーテルシャフトの 末端の手段と、上記チャンバであって、上記カテーテルシャフトの末端を囲繞す る上記チャンバと、 加熱装置であって、上記チャンバ内の上記流体を介して電流を生じさせるために 、該チャンバ内に配置され、その流体を介して流れる上記電流のＩ２Ｒの消費分 に基づき、上記流体を加熱し、この流体が次に上記チャンバの壁を介して熱伝導 によってその周囲の組織を加熱する上記加熱装置と、を備え、上記加熱装置は、 上記チャンバ内に封緘され、そのチャンバ内の流体に曝された隔置された複数の 電気的接触片を有し、更に該接触片に高周波電位を付与するために、上記接触片 を電源に接続する複数の対応する導電体を有し、上記流体は、抵抗加熱を生じさ せるために予め選定された導電性流体であり、上記高周波電位は、上記接触片間 の流体を介して電流を生じさせ、上記チャンバ及び接触片は、実質的に該チャン バ内の流体に限定された電流を生じさせるために、相互に協働して配置・構成さ れ、上記接触片間を流れる上記高周波電流のＩ２Ｒの消費分に基づき、上記流体 が加熱され、この流体が次に上記チャンバの壁を介して熱伝導によってその周囲 の組織を加熱することを特徴とする膨張可能な先端止血プローブ。
12. １２．熱伝導に基づき、身体組織と接触し且つ加熱治療を施すための内視鏡的に 導入可能な加熱プローブであって、 上記プローブは、 流体充填ルーメンを画成するカテーテルシャフトであって、該カテーテルシャフ トを通って延在し、そして更に上記カテーテルシャフトの末端の開口で終わって いる第２のルーメンを画成する上記カテーテルシャフトと、上記充填ルーメンと 流体受容的関係にある薄壁の収縮式流体膨張チャンバを画成するカテーテルシャ フトの末端の手段と、上記チャンバであって、上記流体が充填されると、上記カ テーテルシャフトの上記末端から張り出すように、上記カテーテルシャフトの末 端部の周囲に環状に配置される上記チャンバと、 上記チャンバ内の上記流体を介して電流を生じさせるために、該チャンバ内に配 置された加熱装置であって、その流体を介して流れる上記電流のＩ２Ｒの消費分 に基づき、上記流体を加熱し、この流体が次に上記チャンバの壁を介して熱伝導 によってその周囲の組織を加熱する加熱装置と、を備え、上記加熱装置は、上記 チャンバ内に封緘され、そのチャンバ内の流体に曝された隔置された複数の電気 的接触片を有し、更に該接触片に高周波電位を付与するために、上記接触片を電 源に接続する複数の対応する導電耐を有し、上記流体は、抵抗加熱を生じさせる ために予め選定された導電性流体であり、上記高周波電位は、上記接触片間の流 体を介して電流を生じさせ、上記チャンバ及び接触片は、実質的に該チャンバ内 の流体に限定された電流を生じさせるために、相互に協働して配置・構成され、 これにより上記接触片間を流れる上記高周波電流のＩ２Ｒの消費分に基づき、上 記流体が加熱され、この流体が次に上記チャンバの壁を介して熱伝導によってそ の周囲の組織を加熱することを特徴とする膨張可能な先端止血プローブ。
13. １３．患者の身体の内部組織を治療するための方法であって、患者の身体に内視 鏡を挿入する工程であって、上記内視鏡は、それを挿通し、末端の開口で終わっ ている作用通路を有し、この作用通路が所定の直径の横断面を有している、上記 工程と、 治療されるべき位置を見極めるために、上記内視鏡を介して上記患者の身体内部 を観察する工程と、 カテーテルシャフト部分が、上記内視鏡の上記末端の上記開口から張り出すよう に、該カテーテルシャフトを上記通路内に配置する工程であって、上記内視鏡の 上記末端の上記開口から張り出す上記カテーテルシャフト部分に、チャンバが装 着され、該チャンバが可撓性壁によって画成される、上記工程と、上記チャンバ を流体で充填する工程であって、上記チャンバは、流体が充満したとき、上記内 視鏡通路の横断面の直径よりも大きな直径を有する、上記工程と、治療されるべ き位置に上記チャンバを配置する工程と、上記内視鏡を介して延在する手段によ って、上記チャンバ内の流体を加熱する工程であって、上記流体が、次に上記チ ャンバの壁を介して熱伝導によってその周囲の組織を加熱する、上記工程と、を 含んでいることを特徴とする患者の身体の内部組織を治療するための方法。
14. １４．請求の範囲１３に記載の方法であって、上記チャンバが流体で充填され、 該チャンバは、上記カテーテルシャフトの末端から軸方向に張り出す、ことを特 徴とする患者の身体の内部組織を治療するための方法。
15. １５．請求の範囲１４に記載の方法であって、治療されるべき組織の位置に上記 チャンバを配置する上記工程が、上記チャンバを、治療されるべき組織の位置に 対して、軸方向に配設することを特徴とする患者の身体の内部組織を治療するた めの方法。
16. １６．請求の範囲１４に記載の方法であって、治療されるべき組織の位置に上記 チャンバを配置する上記工程が、上記チャンバを、治療されるべき組織の位置に 対して接線方向に配設することを特徴とする患者の身体の内部組織を治療するた めの方法。
17. １７．請求の範囲１４に記載の方法であって、上記チャンバが、上記カテーテル シャフトの末端を囲繞することを特徴とする患者の身体の内部組織を治療するた めの方法。
18. １８．請求の範囲１４に記載の方法であって、上記カテーテルシャフトは、該カ テーテルシャフトを通って延在し、上記カテーテルシャフトの末端の開口で終わ っているルーメンを画成し、上記チャンバは、上記カテーテルシャフトの末端の 開口の周囲に環状に配置され、そしてカテーテルシャフトを上記内視鏡の上記通 路内に挿入する工程が、上記内視鏡の上記通路内にガイドワイヤを挿入し、その ガイドワイヤを越えて上記カテーテルシャフトの上記ルーメンを挿入する工程を 含んでいて、上記ガイドワイヤは、上記内視鏡の通路を介して上記カテーテルシ ャフトを導入するのを容易にすることを特徴とする患者の身体の内部組織を治療 するための方法。
19. １９．請求の範囲１３に記載の方法であって、上記組織が圧迫されるように、加 熱される該組織を押圧する工程を更に含み、組織の吸熱作用を最小化することを 特徴とする患者の身体の内部組織を治療するための方法。