(57)【要約】      （修正有）【課題】治療針からの直線経路に配備可能な複数の歯を有する、配備可能な治療針を有する治療デバイスを提供する。【解決手段】針電極配備シャフトは、中心部材１７０と、複数の針電極１８２とを含む。中心部材は、その中に形成された複数の針前進チャネルを有する。針電極は、前進チャネル内に配置され、各前進チャネルは、針が軸方向に前進させられるにつれて、針を半径方向外向きに偏向させる傾斜部分で終端する。斜面は、針が軸方向に前進させられるにつれて、それを通して針が屈曲されてもよい距離を増加させるために、らせん状または鋭角に構成されてもよい。加えて、中心部材は、組織挿入力を減少させるために、半径方向に縮小した遠位先端を有してもよい。【選択図】図６−１
2014097415.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
明細書に記載の発明。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
（１．技術分野）
本発明は、概して、医療デバイスおよび方法に関する。より具体的には、本発明は、治療針からの直線経路に配備可能な複数の歯（ｔｉｎｅ）を有する、配備可能な治療針を有する治療デバイスに関する。
【背景技術】
【０００２】
子宮筋腫は、子宮壁内の良性腫瘍であり、女性の骨盤の最も一般的な腫瘍である。筋腫は、出産年齢の女性の最大３０％を苦しめ、不快感、骨盤痛、月経過多（出血多量）、貧血、不妊、および流産を含む、有意な症状を引き起こし得る。筋腫は、筋肉の中（壁内）、子宮内膜に隣接して（粘膜下）、または子宮の外層の中（漿膜下）に位置する場合があるが、直径が数センチメートルまで成長し得る。
【０００３】
筋腫の現在の治療は、薬剤および外科的介入の両方を含む。薬品治療は、ＮＳＡＩＤＳ、エストロゲン・プロゲステロン併用、および同等物の投与を含む。しかしながら、薬剤は、概して効果がなく、治癒するよりもむしろ苦痛緩和である。外科的介入は、筋腫が開腹術および全身麻酔を必要とする開腹手術手技で除去される、筋腫摘出術と、子宮の完全外科的除去を有する子宮摘出術とを含む。これらの手技の両方は、長くかかり、有意な失血を有する。
【０００４】
開腹手術手技に優る改良として、いくつかの低侵襲手技が開発されている。腹腔鏡下筋腫摘出術は、高度に熟練した腹腔鏡産婦人科医を必要とする、腹腔鏡手技である。子宮動脈塞栓術は、小粒子を注入することによって筋腫に血液を供給する子宮動脈を遮断することに依存する。時には効果的であるが、動脈塞栓術の一般的な合併症は、感染症、早発閉経、および重度の骨盤痛を含む。第３のアプローチは、出血を治療するために概して効果的であるが、筋腫を治療するためにはあまり確実ではない、完全子宮内膜切除に依存する。
【０００５】
つい最近、本発明にとって特に興味深いことに、経膣的アプローチを介して個々の筋腫を治療するための無線周波数針および他の切除要素の使用が提案されている。例えば、そのそれぞれが本願と同一出願人による、特許文献１、特許文献２、特許文献３、および特許文献４で説明されているように、針を携持するプローブが、個々の筋腫を治療するために使用される。プローブは、直接観察下で針を筋腫の中へ誘導することができるように、搭載超音波または他の撮像を携持する。
【０００６】
多くの場合に効果的であるが、筋腫および他の固体組織塊を治療するための単一の針の使用は、ある欠点を有する。具体的には、単一の針によって治療することができる組織の体積が限定される。たとえ大直径針が使用されても、針の表面積は、組織の中へ付与することができるエネルギーの量を限定し、最終的に、効果的に治療することができる針からの距離を限定する。
【０００７】
単一の針配備を使用して治療することができる有効体積を増加させるために、複数の同時に配備された針の使用が提案されている。特に適切に、特許文献５が、単一の中心カニューレから複数の反転針を配備するためのシステムを説明している。場合によっては、外向きに湾曲する表面上で針を配備することができる（図９参照）。しかしながら、針は、概して、図１６に示されるように、外向きに反転するように事前成形されることを目的としている。特許文献６も、外向きに湾曲する斜面上で外向きに配備される複数のスタイレットを有する、針を説明している。中心針の限定された直径により、斜面は、所望の外向きに偏向を獲得するように、比較的急勾配で、比較的短い距離に及ばなければならない。そのような短い比較的急勾配の斜面の使用は、特に針が外向きに湾曲した構成で事前成形されていない場合に、配備されている針に過剰な応力を付与し得る。
【０００８】
これらの理由により、無線周波数または他の電気エネルギーを送達することができる組織の体積を増加させるために、複数の針、歯、または他の構成要素を配備することが可能な針構造および配備アセンブリを提供することが望ましいであろう。さらに、構造の直径、幅、長さ、および他の寸法が最小化されてもよい、そのような複数の針送達構造および配備アセンブリを提供することが望ましいであろう。なおもさらに、固体組織を通した前進のための低減または最小化された挿入力を有する、そのような複数の針配備構造および配備アセンブリを提供することが望ましいであろう。加えて、針または電極の配置が予測可能である、針送達構造を提供することが望ましいであろう。これらの目的のうちの少なくともいくつかは、以下で説明される本発明によって満たされる。
【０００９】
（２．先行技術文献）
上記で論議される以下の特許文献１、特許文献２、特許文献３、および特許文献４は、本発明に関連する。これらの出願のそれぞれの開示は、参照することにより本明細書に組込まれる。特許文献５および特許文献６も参照されたい。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１０】
【特許文献１】米国特許出願公開第２００６／０１８９９７２号明細書
【特許文献２】米国特許出願公開第２００７／０１７９３８０号明細書
【特許文献３】米国特許出願公開第２００７／０２４９９３６号明細書
【特許文献４】米国特許出願公開第２００８／００３３４９３号明細書
【特許文献５】米国特許第６，０５０，９９２号明細書
【特許文献６】米国特許出願公開第２００７／０００６２１５号明細書
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【００１１】
本発明の第１の側面では、針電極配備シャフトは、中心部材と、中心部材から配備可能である複数の針電極とを備える。中心部材は、近位端と、遠位端と、その間の縦軸と、外面と、一般的には外面に形成される、複数の針電極前進チャネルとを有する。針電極がチャネルを通して前進させられるにつれて、針が外向きに分岐したパターンで組織に進入することができるように、針が斜面を通り過ぎると半径方向外向きに偏向されるように、各チャネルは、軸方向に整列した近位部分と、外向きに方向付けられた遠位傾斜部分とを有する。斜面は、平坦または曲線状であってもよいが、通常は以下で詳細に説明されるように曲線状となる。
【００１２】
個々の針は、弾性または可鍛性であってもよく、その場合、好適な可鍛性針は、ステンレス鋼、チタン、またはタングステン、金、銀、または他の従来の可鍛性金属から形成される。好適な弾性針は、バネステンレス鋼、ニチノール（ｎｉｔｉｎｏｌ）、エルジロイ（ｅｌｇｉｌｏｙ）、および同等物等の形状記憶合金から形成されてもよい。好ましい側面では、針は、斜面を通り過ぎる針の一部が可逆的に偏向され、斜面より遠位の針の一部が直線構成に戻るように、事前成形された直線構成を伴って弾性となる。複数の偏向または屈曲サイクル後に残留ひずみを最小化することが望ましい。残留ひずみは、電極材料がその弾性限界を超えてはっきりと応力を受けないことを確実にすることによって、最小化することができる。これは、繰り返し可能な針電極の配置、したがって、繰り返し可能な治療切除体積を可能にする。
【００１３】
概して、中心部材の軸に対して比較的大きい角度、一般的には２０°から５０°、好ましくは２５°から４５°、より好ましくは組織が十分に切除されるような角度で、前進針を外向きに偏向させることが望ましいであろう。そのような偏向の角度は、比較的短い鋭角の斜面を提供することによって理論的に得ることができるが、そのような短い急勾配で偏向された斜面は、針に付与される応力を増加させる。斜面の長さの半径方向成分を増加させることによって、中心部材の軸に対する針の出口角が、所与の応力レベルについて増加させられる。しかしながら、例えば、斜面を延長することによって出口角を増加させる能力は、ある設計、特に、比較的小さい直径の中心部材を有する設計で限定され得る。
【００１４】
したがって、本発明の原則によれば、斜面は、斜面への入口および斜面からの出口が相互から角度オフセットされる、中心部材に形成されたチャネルの中に提供されてもよい。つまり、傾斜入口は、縦軸に対する第１の角度配向で、かつ外面下の事前選択された深さで位置し、傾斜出口は、第１の角度配向から角度オフセットされた第２の角度配向で位置する。斜面の入口および出口を角度オフセットすることによって、それを通って針電極が進行する斜面の長さ（半径方向成分を含む）が増加させられる。斜面の長さの半径方向成分を増加させることによって、より大きい出口角を可能にしながら、個々の針の中へ付与される応力は、所望の弾性ひずみ限界内にとどまることができる。そうすることによって、予測可能な配備配置で、針が複数回配備されてもよい。
【００１５】
中心部材は、単純な管またはカニューレで形成されてもよいが、より通常では、針電極の配備前に、中心部材が組織に自己貫通することを可能にする、鋭くされた遠位端を有する。中心部材は、（それ自体が電極としての役割を果たさないように）電気的に受動または中立であってもよく、あるいは電気的に能動であり、個々の針電極と同じ極性（単極性）または反対の極性（双極性）と接続されていてもよい。個々の針電極はまた、共通極性または異なる極性と接続されてもよく、種々の特定の双極性および単極性針構成が利用されることを可能にする。本発明の針電極配備シャフトは通常、３個から９個のチャネルと、３個から９個の電極とを有し、好ましくは各チャネルに１つの電極を有する。傾斜入口の第１の角度配向と傾斜出口の第２の角度配向との間の角度オフセットは、好ましくは０°から１８０°、より好ましくは４５°から１５０°となる。中心部材は、一般的には、０．７５ｍｍから３．１ｍｍの範囲内の直径を有し、傾斜入口における事前選択された半径方向距離は、０．２５ｍｍから１．２５ｍｍの範囲内となる。傾斜入口と傾斜出口との間の軸方向距離は通常、２．５ｍｍから２５ｍｍの範囲内となる。
【００１６】
上記で説明されるように、傾斜入口と傾斜出口は、相互から角度オフセットされ、その場合、そのような角度オフセットは、入口および出口が軸方向に整列されている場合の距離に対して、入口と出口との間の距離を増加させる。角度オフセットされた入口および出口の間の経路自体は、真っ直ぐであってもよいが、より通常は曲線状となり、時には、以降の図面と関連してより詳細に説明されるように、略らせんパターンを辿る。
【００１７】
針電極は、種々の先端構成を有してもよいが、通常は、中心部材から前進させられるにつれて針電極の自己貫通を可能にするように構成される、鋭くされた先端または他の先端を有する。好ましい構成では、針電極は、針がチャネルを通して前進させられるにつれて斜面の表面に係合するように配向される、表面を有する勾配付き端部を有する。したがって、勾配付き端部は、針が前進させられるにつれて、針の鋭くされた刃が斜面に対して係合された場合に発生し得る、摩擦および括着を低減する。表面は、平坦（平面）、曲線状、多面的であってもよく、またはそうでなければ最小の摩擦で斜面に係合するように構成されてもよい。
【００１８】
本発明の別の側面では、既述のような針電極配備シャフトおよびアセンブリは、撮像および治療用送達システムを提供するために、任意に超音波撮像アレイとともに、プローブ本体に組み込まれてもよい。プローブ本体は、一般的には、固体組織を貫通することが可能となり（通常、自己貫通先端および／またはスタイレットを受容するための通路を有する）、筋腫または固体組織内の他の組織塊を治療するように、プローブ本体からの針電極および超音波撮像アレイの両方の配備を可能にする。通常、超音波撮像アレイは、配備シャフトからの針電極の配備が監視されてもよいように、構成され、位置付けられる。
【００１９】
本発明のさらなる側面では、針電極配備シャフトは、中心部材と、中心部材から配備可能である複数の針電極とを備える。中心部材は、近位端と、遠位端と、その間の縦軸と、外面と、その中の複数の針電極前進チャネルとを有する。各チャネルは、軸方向に整列した近位部分と、外向きに方向付けられた遠位部分とを有する。
【００２０】
具体的に本発明によれば、針電極配備シャフトは、中心部材の遠位端から延在する鋭くされた先端を有する、スパイクまたは他の導入器先端を含んでもよい。スパイクは、中心部材の直径よりも小さく、一般的には、中心部材の直径の２０％から９５％の範囲内、好ましくは２５％から６０％、より好ましくは３０％から５５％である、直径を有し、その場合、スパイクの縮小した直径は、（シャフトからの針電極の後続の配備前に）組織の中へシャフトを前進させるために必要とされる挿入力を低減する。そのような針電極配備シャフトは、好ましくは、スパイクと中心部材との間に遷移領域をさらに備え、その場合、遷移領域は、円錐形、球形であってもよく、または他の幾何学的構成を有してもよい。場合によっては、遷移領域は、固体組織の中へのシャフトの前進をさらに促進するように、切断刃を画定してもよい。
【００２１】
本発明のさらなる側面では、子宮筋腫を治療するための方法は、プローブを子宮に導入するステップを含む。治療される子宮筋腫または他の組織塊の位置を特定するために、プローブによって携持される超音波トランスデューサが使用される。針配備シャフトが、子宮筋腫に近接する子宮組織の中でプローブから前進させられ、複数の針電極が、子宮筋腫および／または子宮筋腫を包囲する組織の中へ配備シャフトから前進させられる。針は、外向きに方向付けられたチャネルまたは斜面のアレイを通して、子宮筋腫および／または子宮筋腫を包囲する組織の中へ前進させられ、エネルギーが筋腫を壊死させるように針電極から送達される。一般的には、エネルギーは、無線周波数エネルギーであり、無線周波数エネルギーは、単極性または双極性であってもよい。
【００２２】
本発明のさらなる側面では、針電極配備デバイスは、近位端と、遠位端と、所定の断面積とを有する、中心部材を備える。中心部材は、一般的には円筒形となり、断面積は、円筒形中心部材の軸に垂直な円形断面の面積となる。他の非円形断面も採用されてもよく、ある場合においては、中心部材は、一般的には、その遠位端のより付近に縮小された断面積を伴って先細りとなり得る。
【００２３】
針電極配備デバイスはさらに、通常、近位端から遠位端まで完全に延在し、遠位端における開放電極配備ポートで終端する、中心部材を通して形成される軸方向に整列した中心電極前進管腔または通路の中で摺動可能に受容される、組織貫通遠位端を有する、中心電極または針を備えてもよい。デバイスはさらに、中心部材の遠位端から遠位に延在する、スパイクまたは導入器先端を備え、スパイクは、中心部材の断面積よりも小さい、一般的には中心部材の断面積の半分よりも小さい、一般的には中心部材面積のわずか４５％である、より一般的には中心部材面積のわずか４０％である、断面積を有する。スパイクまたは導入器先端の断面幾何学形状は変化してもよいが、全ての場合において、その遠位端に提供される組織貫通要素または幾何学形状がある。例示的実施形態では、組織貫通遠位端は、スパイクを固体組織の中へ前進させることができ、その後に中心部材が続くように、鋭くされた先端、一般的にはトロカール式先端の形態である。組織貫通スパイクはまた、軸を有し、ある実施形態では、スパイクの軸は、一般的には、中心部材の半径方向外面と整列された半径方向外面を有して、中心部材の軸に平行となるが、そこから半径方向にオフセットされる。スパイクまたは他の導入器先端の半径方向にオフセットされた配向は、スパイクまたは他の導入器先端の経路に平行な経路を辿るよう、針電極を中心部材から軸方向に前進させることができるように、電極前進通路の遠位電極配備ポートへと開口し、そこのアクセスを提供する。
【００２４】
電極前進通路から前進させられている針の組織貫通経路と「オフセット整列」している導入器先端の位置付けは、導入器先端の最遠位部分よりも近位で電極前進通路出口を有することによって、電極への限局性応力を低減するため、有利である。デバイスが組織に導入された後、中心電極は時折、医師によるデバイスの移動により、不整列状態になり得る。より近位に電極配備通路出口を有することによって、後退中に導入器先端によって電極に誘発される限局性応力が低減され、それにより、通路の中への針の後退を促進する。図４Ａ−４Ｃに示されたもの等の以前の実施形態では、ポート１８５を通って延在する電極を屈曲させ、特に後退中にポートから退出する点で応力を受けさせることができる。この遷移時の屈曲は、針の後退をより困難にし、電極の永久変形を引き起こし得る。針が導入器先端と平行に、かつ導入器先端と半径方向にオフセットされて延在させられる実施形態では、そのような電極針の変形および結合の可能性は、大幅に低減される。
【００２５】
例示的実施形態では、導入器先端は、通常、導入器先端の近位端に向かって中心部材の遠位端から遠位方向に漸減する領域である、遷移領域、例えば、円錐遷移帯によって、中心部材に接合される。この先細または円錐遷移領域は、導入器先端の初期導入後の組織の中への中心部材の前進を促進する。本発明の他の例示的側面では、導入器先端は、針前進経路に沿って配置される軸方向チャネルを表面に有してもよい。したがって、針は、針の安定化をさらに強化するように、チャネルを通して前進させられてもよい。針電極配備デバイスのなおもさらなる例示的側面では、電極前進通路の出口ポートは、針が電極前進通路内に後退させられる際に、限局性応力ならびに針への結合および損傷の可能性をなおもさらに減少させるように、丸みを帯びた周囲縁を有する。最後に、針電極配備デバイスは、ここまで説明されたように、単一の中心針のみとともに使用されてもよいが、通常、本発明の以前の実施形態と併せて説明されるように、複数の横方向に配備可能な針電極と組み合わせられる。
【００２６】
既述の半径方向にオフセットされたスパイクに加えて、本発明のスパイクまたは導入器先端は、種々の他の形態を成してもよい。例えば、スパイクは、中心部材の遠位端からスパイクまたは導入器先端の遠位先端まで延在する先細外形を提供する、面取りした表面を有してもよい。面取りした表面は、それを通る中心電極の前進を可能にする、開口部またはポートを有する。通常、ポートまたは開口部は、中心部材の中の中心管腔の電極配備ポートから延在する、略球形、円錐形、または卵形を有することができる、電極遷移空洞を備える。電極配備ポート自体は、スロット、円、長円形の形態であってもよく、または種々の他の構成を有してもよい。
【００２７】
さらなる実施形態では、導入器先端は、中心部材の遠位端から、一般的には遠位端の周囲から延在する、複数の軸方向に整列したスパイクを備えてもよい。このようにして、中心電極は、複数のスパイク内に画定される保護領域を通して遠位に前進させられてもよい。
【００２８】
最後に、さらなる実施形態では、導入器先端またはスパイクは、固体であり、中心部材の遠位端に固定して取り付けられてもよい。固定されたスパイクの一部分を電気的に絶縁することによって、スパイクは、中心電極としての役割を果たし、本明細書で説明される他の実施形態の軸方向に往復運動させられた中心電極に取って代わってもよい。
【００２９】
上記で説明される種々の実施形態は、針電極配備デバイスが患者への単一の手技で使用されてもよい回数を有意に増加させる。中心電極の繰り返される配備はしばしば、必要以上の応力および摩耗を引き起こし、中心電極が配備および後退させられる際に、ならびにデバイスが使用中に組織の中で曲げられ、操作されるときに、中心電極管腔または通路からの出口ポートへの干渉および相互作用をもたらし得る。上記で説明される特定の針出口構成は、応力を低下させ、配備可能な電極の寿命を増加させることができる。固定中心電極の場合、繰り返される中心電極配備の必要が完全に排除される。
本発明は、例えば、以下を提供する。
（項目１）
近位端と、遠位端と、その間の縦軸と、外面と、複数の針電極前進チャネルとを有する中心部材であって、各チャネルは、軸方向に整列している近位部分と、外向きに方向付けられた遠位傾斜部分とを有する、中心部材と、
該チャネルの中に摺動可能に受容される組織貫通先端を有する複数の周囲針電極と
を備え、各傾斜部分は、（１）傾斜入口であって、該縦軸に対して第１の角度配向で、および該中心部材の該縦軸と該傾斜入口との間に事前選択された半径方向距離で位置する、傾斜入口と、（２）該第１の角度配向から角度オフセットされた第２の角度配向で、および該中心部材の外面上に位置する傾斜出口とを有する、針電極配備シャフト。
（項目２）
上記中心部材は、鋭くされた遠位端を有する遠位先端を有する、項目１に記載のシャフト。
（項目３）
上記遠位先端は、上記中心部材よりも小さい幅を有する領域を有するスパイクを備える、項目２に記載のシャフト。
（項目４）
上記中心部材の中の中心管腔の中に往復可能に載置される中心電極をさらに備える、項目３に記載のシャフト。
（項目５）
上記スパイクは、略円筒形であり、上記中心管腔が上記遠位先端を通って延在する上記中心部材と軸方向に整列している、項目４に記載のシャフト。
（項目６）
上記スパイクは、上記中心部材の上記軸から半径方向にオフセットされ、上記中心部材から延在させられたときに上記中心電極を受容する溝を有する、項目４に記載のシャフト。
（項目７）
上記スパイクは、上記中心管腔から延在する電極遷移空洞を有する面取りした表面を有する、項目４に記載のシャフト。
（項目８）
上記中心部材の遠位端から延在する複数の軸方向に整列したスパイクを備え、上記中心電極は、該複数のスパイクによって画定される保護領域を通って遠位に前進する、項目３に記載のシャフト。
（項目９）
上記スパイクは、上記中心部材から延在し、中心電極として接続される、項目３に記載のシャフト。
（項目１０）
３個から９個のチャネルおよび針電極を有する、項目１に記載のシャフト。
（項目１１）
オフセット角度は、４５°から１５０°の範囲内である、項目１に記載のシャフト。
（項目１２）
上記中心部材は、０．７５ｍｍから３．１ｍｍの範囲内の直径を有し、上記事前選択された半径方向距離は、０．２５ｍｍから１．２５ｍｍの範囲内である、項目１に記載のシャフト。
（項目１３）
上記傾斜入口と傾斜出口とは、２．５ｍｍから２５ｍｍの範囲内の軸方向の距離によって分離される、項目１０に記載のシャフト。
（項目１４）
上記斜面は、上記傾斜入口から上記傾斜出口までの直線経路を辿る、項目１に記載のシャフト。
（項目１５）
上記斜面は、上記傾斜入口から上記傾斜出口までの曲線経路を辿る、項目１に記載のシャフト。
（項目１６）
上記曲線経路は、上記中心部材の上記縦軸の周囲のらせん経路を備える、項目１５に記載のシャフト。
（項目１７）
上記針電極は、上記針が軸方向に前進させられるにつれて、低減した摩擦によって上記斜面の表面に係合するように配向される勾配付き端部を有する、項目１に記載のシャフト。
（項目１８）
上記勾配付き端部は、平面、曲面、または多面的表面を有するように面取りされる、項目１７に記載のシャフト。
（項目１９）
上記中心部材の少なくとも遠位領域は、非伝導性である、項目１に記載のシャフト。
（項目２０）
上記中心部材の少なくとも遠位領域は、導電性であり、電極としての役割を果たすように適合される、項目１に記載のシャフト。
（項目２１）
上記中心部材は、中心管腔を有する、項目１に記載のシャフト。
（項目２２）
プローブ本体と、
該プローブ本体によって携持される超音波撮像アレイと、
該プローブ本体によって往復可能に携持される、項目１に記載の針電極配備シャフトと
を備える、撮像および治療用送達システム。
（項目２３）
子宮筋腫を治療する方法であって、該方法は、
プローブを子宮の中に導入することと、
該プローブによって携持される超音波トランスデューサを使用して、子宮筋腫の位置を特定することと、
該プローブから該子宮筋腫に近接する子宮組織の中へ針配備シャフトを前進させることと、
該針配備シャフトからチャネルアレイを通して、該子宮筋腫および／または該子宮筋腫を包囲する組織の中へ複数の針電極を前進させることであって、各チャネルは、該針配備シャフトの縦軸に対して曲線状である、ことと、
該筋腫を壊死させるために該針電極からエネルギーを送達することと
を含む、方法。
（項目２４）
上記エネルギーは、無線周波数エネルギーである、項目２３に記載の方法。
（項目２５）
上記無線周波数エネルギーは、単極性である、項目２４に記載の方法。
（項目２６）
上記無線周波数エネルギーは、双極性である、項目２４に記載の方法。
（項目２７）
近位端と、遠位端と、その間の縦軸と、外面と、複数の針電極前進チャネルとを有する中心部材であって、各チャネルは、軸方向に整列した近位部分と、外向きに方向付けられた遠位傾斜部分とを有する、中心部材と、
該チャネルの中に摺動可能に受容される組織貫通先端を有する複数の針電極と、
該中心部材の該遠位端から延在する鋭くされた先端を有するスパイクであって、組織の中でシャフトを前進させるために必要とされる挿入力を低減するために、該中心部材の直径よりも小さい直径を有する、スパイクと
を備える、針電極配備シャフト。
（項目２８）
上記スパイクは、上記中心部材の直径の２５％から６０％である直径を有する、項目２７に記載のシャフト。
（項目２９）
上記中心部材の中の中心管腔の中に往復可能に載置される中心電極をさらに備える、項目２８に記載のシャフト。
（項目３０）
上記スパイクは、略円筒形であり、上記中心管腔が上記遠位先端を通って延在する上記中心部材と軸方向に整列している、項目２９に記載のシャフト。
（項目３１）
上記スパイクは、上記中心部材の上記軸から半径方向にオフセットされ、該中心部材から延在させられたときに上記中心電極を受容する溝を有する、項目２９に記載のシャフト。
（項目３２）
上記スパイクは、上記中心管腔から延在する電極遷移空洞を有する面取りした表面を有する、項目２９に記載のシャフト。
（項目３３）
上記中心部材の遠位端から延在する、複数の軸方向に整列したスパイクを備え、上記中心電極は、該複数のスパイクによって画定される保護領域を通って遠位に前進する、項目２７に記載のシャフト。
（項目３４）
上記スパイクは、上記中心部材から延在し、中心電極として接続される、項目２８に記載のシャフト。
（項目３５）
３個から９個のチャネルおよび針電極を有する、項目２７に記載のシャフト。
（項目３６）
上記中心部材は、０．７５ｍｍから３．１ｍｍの範囲内の直径を有し、上記事前選択された半径方向距離は、０．２５ｍｍから１．２５ｍｍの範囲内にある、項目２７に記載のシャフト。
（項目３７）
上記傾斜入口と傾斜出口とは、２．５ｍｍから２５ｍｍの範囲内の軸方向の距離によって分離される、項目３１に記載のシャフト。
（項目３８）
上記斜面は、上記傾斜入口から上記傾斜出口までの直線経路を辿る、項目２７に記載のシャフト。
（項目３９）
上記斜面は、上記傾斜入口から上記傾斜出口までの曲線経路を辿る、項目２７に記載のシャフト。
（項目４０）
上記曲線経路は、上記中心部材の上記縦軸の周囲にらせん経路を備える、項目３９に記載のシャフト。
（項目４１）
上記針電極は、平坦な先端表面を有する勾配付き端部を有し、該平坦な先端表面は、上記針が軸方向に前進させられるにつれて、上記斜面の表面に係合するように配向される、項目２７に記載のシャフト。
（項目４２）
上記勾配付き端部は、単一の平面を有するように面取りされる、項目４１に記載のシャフト。
（項目４３）
上記中心部材の少なくとも遠位領域は、非伝導性である、項目２７に記載のシャフト。（項目４４）
上記中心部材の少なくとも遠位領域は、導電性であり、電極としての役割を果たすように適合される、項目２７に記載のシャフト。
（項目４５）
上記中心部材は、中心管腔を有する、項目２７に記載のシャフト。
（項目４６）
プローブ本体と、
該プローブ本体によって携持される超音波撮像アレイと、
該プローブ本体によって往復可能に携持される、項目２７に記載の針電極配備シャフトと
を備える、撮像および治療用送達システム。
（項目４７）
近位端と、遠位端と、断面領域と、それを通る軸方向に整列した電極前進通路とを有する中心部材と、
該電極前進通路の中に摺動可能に受容される組織貫通遠位端を有する針と、
該中心部材の該遠位端から遠位に延在する導入器先端であって、該導入器先端は、該中心部材の半分未満の断面領域と、組織貫通遠位端とを有し、該導入器先端は、該導入器先端の軸に平行な経路に沿って該電極前進通路から該針を前進させることができるように、該中心部材の中心軸に平行であるが、それから半径方向にオフセットされる軸を有する、導入器先端と
を備える、針電極配備デバイス。
（項目４８）
上記導入器先端は、遠位方向に漸減する遷移領域によって上記中心部材に接合される、項目４７に記載のデバイス。
（項目４９）
上記導入器先端は、上記電極前進通路の遠位端から延在し、上記針が上記通路から遠位に前進させられるにつれて上記針を受容する、軸方向チャネルを有する、項目４８に記載のデバイス。
（項目５０）
上記電極前進通路の上記遠位端は、丸みを帯びた周囲縁を有する、項目４９に記載のデバイス。
（項目５１）
上記中心部材は、その外面上に略軸方向に配置される複数の針前進チャネルをさらに有する、項目５０に記載のデバイス。
（項目５２）
エネルギーを送達する前に、上記複数の針の位置を観察するために、上記プローブの周囲で撮像アレイを回転させることを含む、項目２３に記載の方法。
【図面の簡単な説明】
【００３０】
【図１】図１は、本発明の原則に従って構築された針電極配備シャフトの斜視図である。
【図２】図２は、完全に配備された針電極とともに示された、図１の針電極配備シャフトの端面図である。
【図３】図３は、角度オフセットされた配備斜面を通して配備された複数の針電極とともに示された、図１の針電極配備シャフトの代替端面図である。
【図４】図４Ａ−４Ｃは、図１の針電極配備シャフトの中の単一の配備チャネルを通した単一の針電極の前進を図示する。
【図５】図５は、配備斜面を通り過ぎる針電極の面取りした端部を図示する、図４Ｂの線５−５に沿って得られた詳細図である。
【図６−１】図６Ａ−６Ｃは、本発明の針電極配備シャフトで任意的に使用される、角度オフセットされた針配備斜面を図示する。
【図６−２】図６Ｄ−６Ｆは、単一の針配備斜面と、本発明の配備シャフトで使用されてもよい、角度オフセットされた針配備斜面の２つの代替構造とを図示する。
【図７】図７は、本発明の原則による、針電極配備シャフトから針電極を土入し、配備するために使用されてもよい、超音波撮像アレイを有するプローブを図示する。
【図８】図８は、配備されている個々の針電極を有する図７のプローブを図示する。
【図９】図９−１４は、プローブの一部として針電極配備シャフトおよび針電極を配備するために使用される機構を図示する。
【図１０】図９−１４は、プローブの一部として針電極配備シャフトおよび針電極を配備するために使用される機構を図示する。
【図１１】図９−１４は、プローブの一部として針電極配備シャフトおよび針電極を配備するために使用される機構を図示する。
【図１２】図９−１４は、プローブの一部として針電極配備シャフトおよび針電極を配備するために使用される機構を図示する。
【図１３】図９−１４は、プローブの一部として針電極配備シャフトおよび針電極を配備するために使用される機構を図示する。
【図１４】図９−１４は、プローブの一部として針電極配備シャフトおよび針電極を配備するために使用される機構を図示する。
【図１５】図１５および１６は、超音波視認構成要素で視認しながら、針電極を組織塊に導入するためのプローブ装置の使用を図示する。
【図１６】図１５および１６は、超音波視認構成要素で視認しながら、針電極を組織塊に導入するためのプローブ装置の使用を図示する。
【図１７】図１７は、本発明の原則に従って構築された、半径方向にオフセットされたスパイクを有する、針電極配備デバイスの斜視図である。
【図１８】図１８は、図１７の針電極配備デバイスの端面図である。
【図１９】図１９は、図１７および１８の針電極配備デバイスの側面図である。
【図２０】図２０Ａ−２０Ｃは、図１７−１９の針電極配備デバイス内の中心に整列した電極前進通路からの針電極の前進を示す、概略図である。
【図２１】図２１Ａ−２１Ｃは、拡大された針配備空洞を有する先細表面をそれぞれ有する、本発明の中心部材の遠位端のさらなる実施形態を図示する。
【図２２】図２２Ａ−２２Ｂは、中心部材の遠位端が複数の周囲スパイクで終端する、本発明の中心部材の遠位端のさらに別の実施形態を図示する。
【図２３】図２３Ａ−２３Ｂは、遠位端に固定されたスパイクを有する、本発明の中心部材のなおもさらなる実施形態を図示する。
【発明を実施するための形態】
【００３１】
本発明は、固体組織の中へ複数の針電極を往復可能に配備することが可能な針電極配備シャフトを備える電極配備構造を提供する。針電極配備シャフトは、近位端と、遠位端と、その間の縦軸とを有する中心部材を備える。一般的には、中心部材は、自己貫通（ｓｅｌｆ−ｐｅｎｅｔｒａｔｉｏｎ）を可能にするように構成される遠位端を有し、例えば、中心部材自体は、単純に押すことによって、中心部材が組織の中へ前進させられることを可能にする鋭くされた先端または面取りした先端を有する針であってもよい。他の実施形態では、中心部材は、その中心管腔内に除去可能に受容される針またはスタイレットを有する、一般的にカニューレと呼ばれる中空管状本体を備えることができる。次いで、カニューレは、カニューレの遠位端から延在する鋭くされた先端を有するスタイレットを配置し、カニューレおよびスタイレットのアセンブリを組織に押し込むことによって導入することができる。次いで、スタイレットは、他の目的で管腔を適所に残して除去することができる。さらなる代替案では、中心部材は、電極、光学要素、研磨表面を有するか、またはそうでなければ、組織を通した遠位先端のエネルギー媒介前進を可能にするように構成される先端を有することができる。
【００３２】
針電極は、一般的には、中心部材から組織に押し込まれてもよいように十分なカラム強度を有する中空コア針、管、またはワイヤとなる。一般的には、針電極は、鋭くされた先端を有するが、代替として、エネルギー媒介前進を可能にするように電極または他の要素を伴って構成することができる。針電極は、一般的には、直線構成で事前成形されるが、他の実施形態では、曲線状、らせん状に事前成形され、または他の幾何学形状を有することができる。針電極はまた、通常、弾性となり、一般的には、バネステンレス鋼、ニチノール（ｎｉｔｉｎｏｌ）、エルジロイ（ｅｌｉｇｉｌｏｙ）、または他の超弾性材料等の弾性材料から形成される。「事前成形される」によって、針が所望の直線構成または他の構成の弾性記憶を有することが意味される。しかしながら、他の実施形態では、針電極は、種々の外科用鋼鉄等の可鍛性金属から形成することができ、その場合、針電極は、以下で説明されるように、チャネルの傾斜部分上で前進させられるにつれて、塑性変形を受けてもよい。
【００３３】
針配備シャフトは通常、組織を治療するための無線周波数または他の電気エネルギーを送達するために、複数の針を配備することを目的とする。治療は通常、加熱を含み、より通常は、単極性または双極性プロトコルを介した組織の中への無線周波数エネルギーの送達を含む。単極性によって、複数の針電極、および任意的に中心部材が、無線周波数発生器の一方の極に接続される一方で、他方の極は、パッドまたは他の比較的広い面積の電気接触面を介して患者に取付けられる、中性または共通電極に接続されることが意味される。双極性によって、無線周波数電流が、反対に接続された電極および／または中心部材の間で集中するように、複数の針電極および／または中心部材のうちの少なくともいくつかが、無線周波数電力供給部の反対極に接続されることが意味される。
【００３４】
針電極配備シャフトは、腫瘍および組織の他の罹患部分を切除するエネルギーの送達のために、子宮組織、乳房組織、肝臓組織、線維組織、腎臓組織、膵臓組織、前立腺組織、脳組織、骨格筋、および同等物等の固体組織の中で複数の針を配備するために特に好適である。しかしながら、他の場合においては、針電極配備シャフトは、コラーゲン引き締め、脂質（脂肪）組織治療、および同等物等の審美的治療用の複数の針を配備するために有用なり得る。
【００３５】
ここで図１を参照すると、本発明の原則に従って構築された針電極配備構造１００は、遠位端１７１と、近位端１７３とを有する、中心部材または主要針シャフト１７０を備える。中心部材１７０は、破線で示された針電極１８２を摺動可能にそれぞれ受容してもよい、複数の針電極前進チャネル１０２を含む。針電極１８２は、図２および３で示されるように、完全にチャネル内に位置する非配備構成から、中心部材１７０の中心軸から半径方向外向きに延在する配備構成へ、前進チャネル１０２内で軸方向に前進および後退させられてもよい。
【００３６】
本発明の１つの具体的側面では、中心部材または主要針シャフト１７０は、中心部材の近位部分に対して縮小した直径を有する、先端１８０を有する。具体的には、先端１８０は、中心部材１７０の残りの部分と同じ軸に沿って同軸上に配置されるが、一般的には、円錐形遷移領域１８１上で直径を減少させられる。先端１８０は、組織を通した中心部材の前進を促進するように構成される、鋭くされた遠位端１８３で終端する。任意的に、中心部材１７０全体は、図１−３で図示された遠位開口部１８５とともに、それを通る中心管腔または通路を有してもよい。
【００３７】
先端１８０の構造は、組織を通して中心部材１７０を前進させるために必要とされる挿入力を低減するため有利である。先端１８０のより小さい直径は、より小さい力が組織に導入されることを要求し、組織を通してパイロット管路を作成することが理解されるであろう。中心部材１７０のより大きい直径の近位部分は、円錐形遷移領域１８１によって低減されている進入の力で、確立された組織管路に進入してもよい。より大きい直径を有する中心部材の近位部分を提供することによって、以下でより詳細に説明されるように、針前進チャネル１０２を形成するための増加した面積および体積がある。
【００３８】
針前進チャネル１０２は、２つの基本構成のうちのいずれか一方で形成されてもよい。これらのうちの第１の構成が、図４Ａ−４Ｃおよび５で図示されており、針前進チャネル１０２が中心部材１７０の大直径部分上で軸方向に整列されている。前進チャネル１０２は、近位部分１０４と、傾斜部分１０６とを備え、近位部分が中心部材１７０の軸に平行な方向に配置される一方で、傾斜部分は、図４Ａ−４Ｃの連続で示されるように、針電極１８２の遠位先端１０８を外向きに偏向させる、半径方向外向きに方向付けられた表面を形成するように曲線状である。具体的には、図５に示されるように、遠位端１０８は、その下部接点１１０が、有意な括着または妨害を伴わずに斜面１０６の表面に対して摺動するように、面取りされる。
【００３９】
多くの特定の用途に好適であるが、軸方向に整列した針電極前進チャネル１０２の使用は、それを通して針を屈曲させることができる半径方向深さの変化が限定されているため、不利である。６Ａ−６Ｃに示されるように、弓状またはらせん針経路を採用することによって、それを通して針電極１８２を固定先端長内で半径方向外向きに湾曲させることができる、「半径方向」距離が増加させられる。図６Ａおよび６Ｂに示されるように、針斜面１０６は、中心部材の縦軸に対する第１の角度配向で位置する傾斜入口１１２と、縦軸に対する第２の角度配向で位置する傾斜出口１１４とを有する。入口１１２と出口１１４との間のオフセット角度（図６Ｃ）を増加させることによって、斜面の全半径方向長さが増加させられる。したがって、らせんまたは弓状斜面幾何学形状は、（中心部材の縦軸に対する）より大きい角度を通して針が屈曲されることを可能にする。
【００４０】
直線、単純曲線または弓状、およびらせん針経路の間の違いが、図６Ｄ−６Ｆで図示されている。図６Ｄでは、直線針経路２００が、中実円筒形本体２０２（破線）に形成されている。それは、円筒の外面に対する深さが遠位方向に減少する、初期深さｄを有する。単一のチャネル２００が図示されているが、複数のチャネル、一般的には６つのチャネルが、実際のデバイスに形成されることが理解されるであろう。チャネル２００は、円筒の軸に平行である軸方向経路に沿って形成される。
【００４１】
円筒形シャフト２０６の中の単純曲線または弓状の形状を有する針斜面２０４が図示されている。斜面２０４の初期深さｄは、直線または軸方向チャネル２００と同じであってもよく、両方の場合において、最終的な深さはゼロになる。したがって、深さの変化が同じになるが、針経路またはチャネル２０４を湾曲させることによって、それを通して針が外向きに（中心部材の中心軸から離れて）屈曲される、針の進行の全長が増加させられ、したがって、所与の針ひずみについて針出口角を増加させる。
【００４２】
針経路またはチャネルの半径方向成分、したがって、針角度は、図６Ｆで図示されるように、らせん経路２０８を形成することによって、なおもさらに増加させることができる。図６Ｅで図示されるような弓状針経路２０４が、中心部材に交差する平面内に閉じ込められる一方で、らせん状針経路は、中心部材の縦軸の周囲でらせん状になり、この曲面内で針経路を作成し、針経路の半径方向成分（チャネル入口および出口の間の半径方向距離）は、平面内に閉じ込められた針経路と対比して増加させることができる。
【００４３】
既述のような針電極配備構造は、体内で中心シャフトを位置付け、組織の中へ個々の針電極を前進させるための種々の送達システムで採用されてもよい。最も簡単に、中心部材または主要針シャフトは、針電極を針前進チャネル１０２内で選択的に前進および後退させるように、針電極に連結されるトリガまたはレバー機構を用いて、ハンドルに固定して取り付けることができる。特定の用途では、針電極配備構造１００は、その全開示が参照することにより本明細書に以前に組み込まれている、同時係属出願第６１／０９１，７０８号で説明されているような、搭載撮像トランスデューサを有する切除デバイスに組み入れられてもよい。
【００４４】
図７および８を参照すると、本発明の原理に従って構築された撮像および治療用送達システム１１０は、中空管１１４と、針管１１６とを含む、直線シャフトアセンブリ１１２を備える。超音波撮像アレイ（１３８において破線で示されている）を受容するように適合される先端１１８は、直線シャフトアセンブリ１１２の中空管１１４の遠位端１２０に枢動可能に取り付けられる。針電極アレイ１２１は、シャフトアセンブリ１１２の遠位端１２０における針管１１６の中の管腔または中心通路を通して配備される。ハンドルアセンブリ１２２は、直線シャフトアセンブリ１１２の近位端１２４に取り付けられ、図７で図示されるように、先端１１８がシャフトアセンブリ１１２の軸と軸方向に整列される、薄型構成と、図８で図示されるように、先端１１８がシャフトの軸に対して鋭角または直角で配向される、偏向構成との間で、撮像アレイ先端１１８を選択的に枢動させるために、一般的には、一般的には図示されるようにその下面上で見られる、枢動機構１２６を含む。先端１１８は、例えば、体腔への、例えば、頸部を通した子宮の中への導入のために、その軸方向に整列した薄型構成で配置されてもよく、組織を撮像するため、および／または針電極アレイ１２１の配備を追跡するために、その偏向構成に偏移されてもよい。以下でより詳細に説明されるように、枢動機構１２６は、先端１１８を枢動させるために、図７に示された遠位に前進した構成から、図８に示された近位に後退した構成へと手動で後退させられてもよい、レバー１２８を含む。
【００４５】
ハンドル１２２はまた、第１のスライドサブアセンブリ１３２と、第２のスライドサブアセンブリ１３４とを含む、送達針電極配備機構１３０を含む。ハンドルは通常、その近位端でポート１３６をさらに含む。ポート１３６は、超音波または他の撮像コアの導入を可能にし、撮像コアは、撮像アレイ１３８、一般的には、その全開示が参照することにより本明細書に組み込まれる、同時係属出願第１１／６２０，５９４号、第１１／６２０，５６９号、および第１１／５６４，１６４号で説明されているような、超音波撮像アレイを有する。ハンドルの近位端はまた、電気接続が針電極アレイに行われることも可能にする。加えて、ハンドルの遠位端は通常、非伝導性結合流体用の標準ルアー接続を提供する。
【００４６】
ここで図９−１４を参照して、第１のスライドサブアセンブリ１３２および第２のスライドサブアセンブリ１３４の動作を説明する。明確にするために、枢動機構１２６の複数部分が、これらの図から除去されている。配備前に、図９および１０に示されるように、針電極アレイ１２１は、針管１１６の中心通路に完全に引き込まれる。針管１１６は、スライドサブアセンブリ１３２および１３４を使用して前進させられると、それを通って送達シャフトおよび針電極が出現する、開放遠位先端１６４を有する。
【００４７】
第１のスライドサブアセンブリ１３２は、針１７０の近位端に取り付けられた連結器１６８を有する、往復キャリッジ１６６を備える。キャリッジ１６６は、直線係止ストリップ１７８の中のポケット１７６からピン１７４（図９）を係脱するようにボタン１７２を手動で押すことによって、軸方向に前進および後退させられてもよい。いったんピン１７４が係脱されると、キャリッジ１６６は、針管１１６の遠位端から針１７０の先端１８０を前進させるように、図１１および１２に示されるように遠位に前進させられてもよい。次いで、ボタン１７２は、ピン１７４が係止ストリップ１７８の中の隣接するポケット１７６に再進入することを可能にし、したがって、適所に針１７０を係止するように、解放されてもよい。
【００４８】
ここで特に図１３および１４を参照すると、親指スライド１８４を含む第２のスライドサブアセンブリ１３４を使用して、複数の半径方向に分岐する針電極１８２が針１７０の遠位端から配備されてもよい。親指スライド１８４は、親指スライドが針に対して針電極を前進させるように、キャリッジ１６６の中で往復可能に携持される。図１１および１２に示された後退位置から図１３および１４に示された遠位に前進した位置への親指スライド１８４の前進が、針電極１８２を針１７０の遠位端から出現させるように、親指スライドは、針１７０の中空中心通路または管腔に進入し、複数の針電極１８２に連結される、管１８６に接続される。針電極１８２は、好ましくは、ステンレス鋼、ニッケルチタン、または同等物等の真っ直ぐな弾性金属から形成され、針の遠位端における斜面（図４Ａ−４Ｃおよび６Ａ−６Ｅ）によって外向きに偏向される。
【００４９】
本発明の撮像および治療用送達システム１１０の使用が、図１５および１６で図示されている。先端１１８の上または中に携持された撮像アレイ１３８を使用して撮像した後、図１５に示されるような第１のスライドサブアセンブリ１３２を使用して、撮像によって識別された標的組織の中へ針１７０が前進させられる。通常、先端１１８の位置は、組織の中への針１７０の進行が観察されてもよいことを確実にするように調整される。針先端１８０の場所が確認された後、次いで、図１６に示されるように、第２のスライドサブアセンブリ１３４の親指スライド１８４が、組織の中へ針電極１８２を延在させるように前進させられてもよい。本発明の好ましい実施形態では、針１７０および針電極１８２は、ハンドルが回転させられることを可能にし、したがって、撮像アレイ１３８を回転させ、針および針電極が配備された後でさえも撮像を促進するように、デバイスの残りの部分に回転可能に接続される。そのような回転可能性の有意な利点として、通電前に配備された針電極１８２の全てを撮像するように、アレイをシャフトに対して回転させることができる。医師は、通電前に電極が漿膜および他の敏感組織構造から安全に離間されたままであることを確認することができる。
【００５０】
ここで図１７−１９を参照すると、針電極配備デバイス２００は、遠位端２０４と、近位端（図示せず）とを有する、中心部材２０２を備える。針電極配備デバイス２００は、以前に説明された針電極配備構造１００と同様に機能し、その中心軸に沿って軸方向に整列した電極前進通路２０５を含む。通常、針電極配備デバイス２００は、再度、配備デバイス１００に関して以前に説明されたものと同様に、周囲電極配備ポート２０８で終端する複数の外側または周囲電極前進チャネル２０６をさらに含む。
【００５１】
以前の実施形態と対照的に、針電極配備デバイス２００は、中心部材が、手動で、または別様に、子宮または他の固体組織を通して遠位方向に前進させられるにつれて、組織の中への導入を促進するように、トロカール切断先端と同様の平らに削られた切断先端２１２を伴って終端する導入器先端またはスパイク２１０を含む。軸方向に整列した電極前進通路２０５は、一般的には１ｍｍから１０ｍｍの範囲内の距離だけ、スパイク２１０の平らに削られた切断先端２１２から近位に後退した中心電極配備ポート２１４で終端する。好ましくは、軸方向チャネルまたは溝２１６がスパイク２１０の内面に沿って形成され、そのチャネルまたは溝は、中心電極２３０（図２０Ａ−２０Ｃ）が中心部材２０２の通路２０５のポート２１４から前進させられる際にガイドとしての役割を果たす。導入器先端の外面または外縁２１７は、一般的には、図１９で最も良く見られるように、真っ直ぐとなり、中心部材の外面２１８と整列している。
【００５２】
スパイク２１０は、中心部材２０２の断面積よりも有意に小さい断面積を有する。図示した実施形態では、導入器先端２１０の断面積は、中心部材２０２の断面積の約２５％であるが、減少の割合は、発明の概要で上記に記載される範囲内で変化し得る。通常、中心部材の直径は、０．７５ｍｍから３ｍｍの範囲内となり、例えば、円形断面を有する。導入器先端の断面積は通常、０．２５ｍｍ２から５ｍｍ２の範囲内となる。
【００５３】
中心電極ポート２１４および中心部材２０２の中心軸に対してスパイク２１０の軸を近位に後退させ、半径方向にオフセットすることによって、図２０Ａ−２０Ｃに図示されるように、中心電極２３０を配備するために改良および安定化された幾何学形状が提供される。最初に、図２０Ａに示されるように、中心電極２３０は、電極の遠位組織貫通先端２３２が中心電極配備ポート２１４の近位に位置付けられた状態で、軸方向に整列した電極前進通路２０５内で後退させられる。以前の実施形態で説明された機構を使用して、中心電極２３０を前進させることによって、遠位先端２３２は、図２０Ｂに示されるように、略線形経路に沿って組織の中へ遠位に前進させられる。針電極２３０の安定性および整列は、導入器先端２１０の内面上のチャネルまたは溝２１６を通って進行することによって部分的に維持される。
【００５４】
デバイス２００が組織に導入され、中心電極２３０および任意に周囲電極（図示せず）が組織の中へ前進させられた後に、図２０Ｃに示されるように、電極２３０が、軸方向に整列した電極前進通路２０５から退出する領域で応力を受け、屈曲されるように、中心部材２０２がときには不整列状態になり得る。中心電極ポート２１４を包囲する、丸みを帯びた周囲縁２１８を有することによって、針への応力は、より段階的な曲げ半径を可能にすることによって緩和することができる。また、丸みを帯びた周囲縁は、結合および摩擦が低減されるにつれて電極２３０を後退させることも促進する。
【００５５】
ここで図２１Ａ−２１Ｃを参照すると、中心部材３００のさらなる実施形態は、トロカール切断表面３０４と、反対の面取りした表面３０６とを有する、スパイク３０２で終端する。図２１Ｂおよび２１Ｃに最も良く見られるように、電極遷移空洞３０８が面取りした表面３０６に形成され、中心電極ポート３１０から遠位に延在する。図示されるように、空洞３０８は、略卵形を有するが、球形、円錐形、または何らかの他の凹状幾何学形状を有することもできる。出口ポート３１０は、図２１Ｂに示されるような先細幾何学形状、または図２１Ｃに示されるようなよりスロット状の幾何学形状を有してもよい。両方の場合において、中心電極通路から電極ポート３１０を通した空洞３０８の中への中心電極の遷移は、電極が前進させられる際、および中心部材３００が使用中に操作される際の両方で、応力緩和を提供する。好ましくは、図２１Ａ−２１Ｃの配備デバイスは、以前の実施形態で説明されたものと同様の周囲電極チャネル３１２を含む。
【００５６】
ここで図２２Ａおよび２２Ｂを参照すると、中心部材３２０の遠位端のさらなる実施形態は、複数の周囲に位置した軸方向に延在するスパイク３２２で終端する。スパイク３２２のそれぞれは、鋭くされた遠位先端３２４を有し、スパイク３２２はともに、中心電極配備ポート３２８から軸方向に延在する保護領域３２６（図２２Ｂ）を画定する。以前の実施形態のうちの特定のものと同様に、保護領域３２６は、電極配備ポート３２８を通して配備されたときに中心電極（図示せず）の応力緩和を提供する。
【００５７】
図２２Ａおよび２２Ｂの実施形態はまた、好ましくは、以前の実施形態について説明されたものと同様である、複数の周囲電極配備チャネル３３０も含む。
【００５８】
中心部材３４０の別の実施形態は、中心部材の遠位端に取り付けられた単一のスパイク３４２を備える。単一のスパイク３４２は、好ましくは、治療用のＲＦまたは他の電流を提供するワイヤに接続することができるように、電気的に絶縁される。単一のスパイク３４２は、好ましくは、トロカール先端３４４等の鋭くされた先端で終端して、組織を通した中心部材３４０の自己導入を可能にする。中心部材３４０は、好ましくは、複数の周囲電極配備チャネル３４６を含み、そのチャネルは、概して、以前の実施形態について説明されるように形成される。
【００５９】
上記は本発明の好ましい実施形態の完全な説明であるが、種々の代替物、修正物および同等物が使用されてもよい。したがって、上記の説明は、添付の請求項によって定義される本発明の範囲を限定するように受け取られるべきでない。
【図１】
2014097415.tif 000003
【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６−１】
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【図６−２】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【外国語明細書】
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