JPH06500476A - 温度制御されたｒｆ凝固 - 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】 温度制御されたＲＦ凝固 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Ｒ Ｆ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Ｒ Ｆ倍信号存在しない状態で、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てもよい。温度を感知する時間は、サイクル時 間の１パ一セント程度であり、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か、 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侍っている。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、ファロビーオ（ｆ　ａ　１　ｌｏｐ　ｉ　ａｎ）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。、ＲＦｔ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Ｒ Ｆ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１ｓ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ビーオ管の結紮（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、本発明にしたかって、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電極を存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にはサーミスタ一部分 がある。ＲＦ電極用のケーブル１４と、サーミスター用の三導体（ｔｗｏ−ｃｏ ｎｄｕｃｔｏｒ）ケーブル１４ａはケーブルひずみリリーフ（ｃａｂｌｅ　５ｔ ｒａｉｎ　ｒｅｌｉｅｆ）　１５を通り、ＲＦ電源および制御装置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（ｐａ ｔｉｅｎｔ　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−組３１はサーミスタ一部分２９につながっていて、プラチナ電極部分２８ に埋め込まれ、そこで熱的に接触している。サーミスタ一部分２９は、電極の周 辺組織の温度の間接的な指標として、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、通常その系での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 スター用の三導体ケーブル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３ ９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−組３８がサーミスタ一部分３６につながっていて、サーミ スタ一部分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。し力化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。ファロビーオ管への適用では、ファロビ 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ビーオ管に差し込み、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０．０２５−０．０ ３８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２ ５は、精管またはファロビーオ管用で普通５０−７０センチメートルの長さで冠 血管形成術用で約１７５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は、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　５ｔｒａｉｎ　ｒｅｌｉｅ「）　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、プラチナ電極部 分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４ ０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て電極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５ ９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。三導体ケーブル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用の三導体ケーブル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。三導体ケーブル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−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。二連体ケーブル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ｔｆｉ１は、内部にサーミ スタ一部分が埋め込まれている。電極とサーミスタ一部分の詳細は図２に示され ているものと同しである。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（ｅｌｅｃｔ ｒｏｄｅ　ｔｅａｄ　５ｔｒａｉｎ　ｒｅｌｉｅ「）４を通りＲＦ［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ては、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をつないでいる。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 中に最高でどれた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（ｓｏｌ　ｉｄ　５ｔａｔｅ　５ｗ１ｔｃｈ）　 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５ ６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。抵抗は鏡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−ＩＨの基本的な関係から来ている。■　（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１００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 、はぼ線形に近い（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）ａ度信号に変換する。サンプルホールド回路８ ２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／’ Ｃ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８ ４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ｌｉｔ！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”Ｃ付近である。最大ＲＦ １４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ジぢンネットワーク９６が受け取る 。温度設定１圧９２をバッファー・増幅器９８が受け取り、温度表示装置】００ 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／サンプルライン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５ 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小出力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、オーブンーシコ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・シジートセンサー検出器１０ ４の出力はＲＦ小出力可能にするゲート１０２に受け取られる。ＲＦ小出力可能 にするゲート】０２は信号をアイソレーンヨンネットワーク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１１ −６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小出力可能にするレジス ター１１８に届けられる。ＲＦ小出力可能にするレジスター】１８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小出力可能にするゲート１ ０２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（ｓｗｉｔｅｈ　ｄｅｂｏｕｎｃｅ）回路１２ ０が時間設定スイッチ１１２用に供される。

使用者は、ＲＦ１１Ｅ源を操作するために足踏みスイッチ１２２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１−１６がＲＦ小出力可 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袋２１０８の 入力とＲＦ小出力可能にするゲート１０２にも信号を届け、ＲＦ電源５］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小出力可能にするレジスター１−１８を初期状態に戻すためであ る。ＲＦ小出力可能にするレジスター］暑８を初期状態に戻すことによって、Ｒ Ｆ小出力可能にするゲート１０２がＲＦ電源５１のスイッチを切る。デバウンス （ｄｅｂｏｕｎｅｅ）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 って選択しく図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１２２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 とか可能で、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ＲＦｑ流が切られるからである。

ＦＩＧ、２ 補正書の写しく翻訳文）提出書（特許法第１８４条の８）１．特許出願の表示 ＰＣＴ／ＵＳ９１１０２８９８ ２、発明の名称 温度制御されたＲＦ凝固 ３、特許出願人 住　所　アメリカ合衆国　マサチューセッツ州　０２１７２ウオータータウン　 ブリーザント　ストリート　４８０名　称　ボストン　サイエンティフィック　 コーポレーション国　籍　アメリカ合衆国 ４、代理人 住　所　〒１６０東京都新宿区西新宿７丁目４番４号５、補正書の提出年月日 １９９２年　４月２２日 ６、添付書類の目録 （１）補正書の写しく翻訳文）　１通 ３０、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方法であ って、 熱伝導性で組織に接している電極と、少なくともひとつの患者に接触する他のＲ Ｆ導体と、の間に置かれた組織を通るＲＦ常電流流れによって、標的となる組織 が凝固する温度を選択する段階であって、前記選択された温度は、電極に直接接 している組織と電極との有害な膠着を防ぎ、好ましくない組織の乾燥を防ぐこと のできる最高の温度であるような段階と、パワーオンモードとパワーオフモード の間を繰り返し切り替える段階と、前記パワーオンモードの間、周波数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っＲＦ常電流、前記電極 と前記少なくともひとつの組織凝固用の導体との間に流れるようにすることを目 的として、前記電極と前記少なくともひとつの導体にＲＦ電力を供給する段階で あって、ここで前記熱伝導性で組織に接している電極が、前記電極の近くの患者 の組織の局所にＲＦ常電流集中させる段階と、 前記パワーオフモードの間、前記熱伝導性で組織と接している電極とその電極と 熱伝導性の関係にある温度センサーという手段によって、前記電極の温度を、Ｒ Ｆ倍信号存在しない状態で感知し、それによって電極に直接触れている組織の温 度を間接的に感知する段階であって、ここで温度センサーは、前記熱伝導性の電 極をＲＦ常電流通ることによって生じる妨害的なＲＦ電気的雑音が存在しない状 態で、前記妨害的なＲＦ電気的雑音が存在する状態に較べて、より正確であるよ うな段階と、 前記感知した温度と、前記選択した最高温度とを比較する段階と、前記感知した 温度と、前記選択した最高温度との比較に従って、前記電極に加えられるＲＦ電 力を調節する段階と、 前記標的となる組織が前記選択された最高温度で、前記調節されたＲＦ常電流前 記電極と前記少なくともひとつの他の導体の間を、前記パワーオンモードの間で 流して凝固する段階と、 を有する方法。

国際調査報告

Claims (29)

【特許請求の範囲】
1. 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、 愚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ベ、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. 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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Ｒ Ｆ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. 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Ｒ Ｆ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 が存在しない状旗で、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Ｒ Ｆ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程 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 定値と較ベ、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. 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Ｒ Ｆ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Ｒ Ｆ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. 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. 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. 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. 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Ｒ Ｆ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Ｒ Ｆ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Ｒ Ｆ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 定値と較ベ、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. 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. 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. 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Ｒ Ｆ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Ｒ Ｆ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 定値と較ベ、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. 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１００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. 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. 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. 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Ｒ Ｆ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ベて、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 定値と較ベ、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. 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. 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Ｒ Ｆ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。
27. ２７．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方法であ って、 第一のモードの間、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、前記組織凝固用のＲＦ導体の間を流れる事を目的と して、患者に接する複数のＲＦ導体にＲＦ電力を加える段階と、第二のモードの 間、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という手段によっ て、前記電極の温度をＲＦ信号が存在しない状態で感知し、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が、ここで前記熱伝導性の電極をＲＦ 電流が流れることによって生じる妨害的なＲＦ電気的雑音が存在しない状態では 、前記妨害的な電気的雑音が存在する状態よりも前記温度センサーが正確性をも つような段階と、 前記温度を設定値と比較し、前記感知した温度と、設定値に従って、前記電極に 加えられるＲＦ電力を調節する段階と、を有する方法。
28. ２８．請求項２７記載の方法であって、ＲＦ電力を前記複数のＲＦ導体に加える 段階が、一方の極は前記電極に、もう一方の極は第二の前記電極に接続している ＲＦ電源によって行われ、 前記感知した温度を設定値と比較し、前記電極に加えられるＲＦ電力を調節する 段階が、 前記温度センサーと接続していて、前記温度センサーから受け取った信号に従っ て、前記電極に加えられるＲＦ電力を調節するように構成された制御回路によっ て行われる方法。
29. ２９．請求項２７記載の方法であって、前記設定値が、使用者の設定する参照信 号であって、前記電極への前記ＲＦ電力を調節する段階は、前記電極の前記温度 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を 制御し、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方法。