(57)【要約】組織アブレーションデバイス（１０）は、アンテナ管腔（８４）を有するカテーテルシャフト（８０）、カテーテルシャフト（８０）のアンテナ管腔（８４）内に保持されるインピーダンス整合したマイクロ波アンテナ（１６）、冷却流体の循環のための、アンテナ管腔（８４）の周囲のカテーテルシャフト（８０）内の少なくとも１つの冷却管腔（８６、８７、８８，８９）、およびカテーテルシャフト（８０）の周囲の標的とする組織において、制御された位置およびサイズを有する損傷を生成するためのアンテナ（１６）に電圧負荷するための、アンテナと機能的に接続されるマイクロ波生成器を備える。例示的な実施形態において、チップ（１９）は、処置の標的とする組織に貫入するために、カテーテルシャフト（８０）の一端に装着される。デバイスは、腎臓のような組織を処置するための腹腔鏡的または経皮的な手順において有効である。
2005502417.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
外科的な組織アブレーションデバイスであって、以下：
アンテナ管腔を有するカテーテルシャフト；
該カテーテルシャフトのアンテナ管腔に保持されたインピーダンス整合したマイクロ波アンテナ；
該アンテナ管腔の周囲のカテーテルシャフト内の、冷却流体の循環のための少なくとも１つの冷却管腔；および
該カテーテルシャフトの周囲に処置の標的とされた組織において、制御された位置およびサイズを有する損傷を生成するために該アンテナに電圧負荷するために、該アンテナと機能的に連結されるマイクロ波生成器、
を備える、組織アブレーションデバイス。
【請求項２】
請求項１に記載の組織アブレーションデバイスであって、以下：
処置の標的とする組織に貫入するための前記カテーテルシャフトの一端に装着されたチップ、
をさらに備える、組織アブレーションデバイス。
【請求項３】
請求項１に記載の組織アブレーションデバイスであって、前記カテーテルシャフトが、約４．７５ミリメートル（ｍｍ）の外径を有し、前記アンテナ管腔が、約２．５４ｍｍの直径を有し、少なくとも１つの冷却管腔が、約０．７６ｍｍの厚さを有し、かつ、少なくとも１つの冷却管腔の周囲の壁厚が、約０．１２ｍｍである、組織アブレーションデバイス。
【請求項４】
請求項１に記載の組織アブレーションデバイスであって、前記カテーテルシャフトが、約３．４５ミリメートル（ｍｍ）の外径を有し、前記アンテナ管腔が、約２．５４ｍｍの直径を有し、少なくとも１つの冷却管腔が、約０．２０ｍｍの厚さを有し、かつ、少なくとも１つの冷却管腔の周囲の壁厚が、約０．１２ｍｍである、組織アブレーションデバイス。
【請求項５】
前記少なくとも１つの冷却管腔が、前記アンテナ管腔の周囲に４つの冷却管腔を備える、請求項１に記載の組織アブレーションデバイス。
【請求項６】
組織を熱的に処置する方法であって、以下の工程：
インピーダンス整合したマイクロ波アンテナを保持するカテーテルシャフトを用いて、処置のために標的とする組織に貫入する工程；および
標的とする組織において、制御された位置およびサイズを有する損傷を生成するためにマイクロ波アンテナに電圧負荷する工程；および
該損傷を生成するためにマイクロ波アンテナに電圧負荷する間に、該マイクロ波アンテナの周囲に冷却流体を循環させる工程、
を包含する、方法。
【請求項７】
請求項６に記載の方法であって、標的とする組織に貫入する工程が、以下の工程：
前記標的とする組織へポートを通じて前記カテーテルシャフトを腹腔鏡的に挿入する工程、
を包含する、方法。
【請求項８】
請求項６に記載の方法であって、標的とする組織に貫入する工程が、以下の工程：
前記標的とする組織へ皮膚を通じて前記カテーテルシャフトを経皮的に挿入する工程、
を包含する、方法。
【請求項９】
前記マイクロ波アンテナに電圧負荷する工程が、約１０分以内に実施される、請求項６に記載の方法。
【請求項１０】
前記損傷が、約２センチメートルより大きい全直径を有する、請求項６に記載の方法。
【請求項１１】
前記冷却流体が、約３７℃の温度を有する、請求項６に記載の方法。
【請求項１２】
マイクロ波アンテナに電圧負荷する工程が、約５０ワットの一定電力を送達する工程を包含する、請求項６に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、組織のマイクロ波熱アブレーションの分野に関する。
【背景技術】
【０００２】
外科的な組織アブレーションは、とりわけ腹腔鏡および経皮的技術を通じて、良性腫瘍および悪性腫瘍を処置するための手段として普及しつつある。多くのアブレーション技術が、マイクロ波熱療法を含むこのような処置において使用されており、これらの技術は、目的の組織領域において細胞死およびネクローシスを引き起こすのに十分な時間で約４５℃以上で組織を加熱するように操作する。マイクロ波アブレーションの治療結果は、一般的に極めて良好である。しかし、マイクロ波アブレーションが、腫瘍の腹腔鏡的処置および経皮的処置のための本当に有効な手段となるには、腫瘍を破壊するために、適切なサイズおよび形状の正確な損傷が生成され得るように、有効なマイクロ波アンテナは、標的とする組織領域へ効率的にエネルギーを移行するように実行されるべきである。さらに、加熱の達成可能な深さを改善する形状が、望ましい。当該分野において、効率的なマイクロ波アンテナ、および腫瘍の処置のために組織の比較的広い標的とする領域の正確かつ有効なアブレーションを可能にする形状を有するマイクロ波アブレーションデバイスが必要とされている。
【発明の開示】
【課題を解決するための手段】
【０００３】
（発明の要旨）
本発明は、アンテナ管腔を有するカテーテルシャフト、カテーテルシャフトのアンテナ管腔に保持されたインピーダンス整合したマイクロ波アンテナ、冷却流体の循環のためのアンテナ管腔の周囲のカテーテルシャフト中の少なくとも１つの冷却管腔およびカテーテルシャフトの周囲の標的とする組織において、制御された位置およびサイズを有する損傷を生成するために、アンテナに電圧負荷するための、アンテナを機能的に連結されたマイクロ波生成器を含む組織アブレーションデバイスである。１つの例示的な実施形態において、チップは、処置の標的とする組織に貫入するためのカテーテルシャフトの端に装着される。このデバイスは、例えば腎臓のような組織を処置するための腹腔鏡的または経皮的手順にとって有効である。
【０００４】
（好ましい実施形態の詳細な説明）
図１Ａは、本発明に従うマイクロ波アブレーションデバイス１０の操作のための基礎的な形状を示す図である。１つの実施形態において、マイクロ波アブレーションデバイス１０は、ネクローシスを標的とする腫瘍または他の組織であり得る標的とする組織領域１４を含む内部組織へと、皮膚表面１２を通じて経皮的に挿入される。他の実施形態において、マイクロ波アブレーションデバイスは、ポートを通じて腹腔鏡的に挿入され得るか、または、切開外科的手順において使用され得る。マイクロ波アブレーションデバイス１０は、マイクロ波アンテナ１６を備え、このマイクロ波アンテナ１６は、損傷１８を生成するように標的とする組織領域１４内に位置決めされた場合に電圧負荷され、この損傷１８は、標的とする組織領域１４の全体を取り囲むネクローシスの領域である。
【０００５】
図１Ｂは、本発明のマイクロ波アブレーションデバイス１０の例示的な実施形態の側面図である。マイクロ波アブレーションデバイス１０は、冷却流体とチューブ１３ａおよび１３ｂとを連絡させるための冷却流体の入口ポート／出口ポート１１ａおよび１１ｂを有するハンドル１１を備える。このデバイスは、継手１５を通じてマイクロ波電力源に連結可能である。マイクロ波アンテナ１６は、マイクロ波電力源から電力を受け取る同軸ケーブル１７に連結されるマイクロ波アブレーションデバイスの遠位端に保持される。
【０００６】
本発明によって使用されるインピーダンス整合したマイクロ波アンテナは、「Ｇａｍｍａ  Ｍａｔｃｈｅｄ，Ｈｅｌｉｃａｌ  Ｄｉｐｏｌｅ  Ｍｉｃｒｏｗａｖｅ  Ａｎｔｅｎｎａ」と題される米国特許第５，３００，０９９号およびＵｒｏｌｏｇｉｘ，Ｉｎｃ．へ譲渡された米国特許第５，３００，０９９号において一般的に記載されるように構成され、この特許は、尿道カテーテルの局面におけるインピーダンス整合したマイクロ波アンテナを開示し、そして、本明細書でその全体が参考として援用される。アンテナの簡単な説明がまた、明瞭性および完全性のために本出願において包含される。
【０００７】
図２Ａは、本発明に従うマイクロ波アンテナ１６の一部断面図である。アンテナ１６は、被覆された同軸ケーブル２０の最遠位端に位置する。１つの例示的な実施形態において、ケーブル２０は、標準的なＲＧ１７８Ｕ同軸ケーブルである。別の実施形態において、中実（堅固）な外側導体を有する半剛体の同軸ケーブルが、付加的な剛性を提供するために使用され得る。ケーブル２０は、非常磁性のＭＲＩに適合するケーブルであり、そして、内部導体２２、内部絶縁体２４、外側導体２６、および外部絶縁体２８を備える。外側絶縁体２８、外側導体２６および内部絶縁体２４は、約３ｍｍの外側導体２６、約１ｍｍの内側絶縁体２４および約１ｍｍの内部絶縁体２２を曝すように取り除かれる。コンデンサー３０は、内側導体２２に（例えば、ハンダ、圧着または溶接によって）連結される第１の端３２、およびアンテナ１６に連結される第２の端３４を備える。コンデンサー３０は、アンテナ１６の反応性構成要素を打ち消すように作動し、それによって、アンテナ１６とそれに対して連結されるマイクロ波生成源を有する同軸ケーブル２０との間に、５０Ωのインピーダンス整合を提供する。
【０００８】
コンデンサー３０は、軸型金属化フィルム構成要素として図２Ａに示されるが、多数の可能性のあるコンデンサー形態が、アンテナ１６のインピーダンス整合のために使用され得ることが理解されるべきである。例えば、所望のキャパシタンスを示す管状セラミックコンデンサーまたは同軸ケーブルの分離した区画が、図２Ｃに示される例示的な実施形態に示されるように使用され得る。他の可能性のあるコンデンサー形態は、当業者に対して明らかである。
【０００９】
同軸ケーブル２０の外側絶縁体２８の中空区画であるか、または外側絶縁体２８の寸法に接近する分離絶縁体片である管状伸長部３６は、コンデンサー３０および内部絶縁体２４の曝される長さにわたって位置決めされ、そして結合材３８によって固定される。管状伸長部３６は、コンデンサー３０の第２の端３４のための出口を提供する空孔４０を備える。平線４２が、外側絶縁体２８および管状伸長部３６の周りに巻かれる。平線４２は、断面において、約０．００９インチ×約０．０３２インチの寸法を有する平銅線の単一片であり、この平線は、アンテナ１６の断面サイズを最小化し、一方で、最大電流のための比較的広い表面積を提供する。
【００１０】
図２Ｂは、アンテナの螺旋双極子構造体を示すアンテナ１６の一部の分解図である。一般的に、任意の双極子アンテナの効率性は、アンテナの有効な電気長が、一般的に、周囲の媒体において放射される放射の半波長である場合に、最大となる。従って、約９１５ＭＨｚで操作する比較的効率の良い簡便な双極子アンテナは、約８ｃｍの物理長を必要とし、本発明に従うアンテナは、標的とする組織の外側にある正常な組織を不必要に照射し、そして損傷させる。さらに、約９１５ＭＨｚで操作する比較的効率の良い簡便な双極子アンテナの物理長は、変化し得ない。
【００１１】
図２Ｂに示されるように、平線４２は、連結点４８で外側導体２６に装着される。次いで、平線４２は、外側絶縁体２８の周りに遠位方向および管状伸長部３６の周りに近位方向に巻かれ、それによって、両方の長さが等しい、第１の線区画４４および第２の線区画４６を形成する。１つの実施形態において、第１の線区画４４および第２の線区画４６は、各々が、平線４２の８つの等しく配置された巻線からなる。第１の線区画４４および第２の線区画４６の結合した長さ、そしてこれゆえにアンテナ１６の全長は、約１ｃｍ〜約６ｃｍの範囲であり、そして処置を必要とする標的とする組織の領域の長さに従って変化する。１つの例示的な実施形態において、シリコーンが、同軸ケーブル２０、コンデンサー３０および平線４２の周囲に適用され、そして熱収縮または化学収縮された管状体がアンテナ１６の外側周囲に配置される。管状体が、滑らかな外側表面を形成するように収縮された後、シリコーンを硬化させ、そして適切な位置にアンテナ１６の全ての構成要素を固定するために、シリコーンは紫外線照射に曝される。適切な位置にアンテナ１６を固定する方法および滑らかな外表面を提供する他の方法は、当業者に対して明らかである。
【００１２】
本発明の螺旋双極子構造体によって、アンテナ１６が約１ｃｍ〜約６ｃｍの物理長の範囲をとることが可能なり、一方、８ｃｍの長さの簡便な双極子アンテナのように電気的に振る舞う。言い換えると、アンテナ１６は、周囲の媒体において放射される放射の半波長とほぼ等しい有効な電気長を有し、その物理長とは独立している。定義の目的として、周囲の媒体は、カテーテルシャフトおよびその周囲の組織を包含する。これは、第１の線区画４４および第２の線区画４６の巻線の数およびピッチを変化させることによって達成される。異なる物理長の比較的効率の良い螺旋双極子アンテナを含むカテーテルの一群によって、特定の処置領域に対して最も適切なアンテナの選択が可能になる。さらに、本発明のアンテナ１６は、組織内への挿入の深さとは独立して、アンテナ１６の周りに集中する、組織における一定加熱パターンを生成することが可能である。
【００１３】
図２Ａに示されるように、空孔４０から出ているコンデンサー３０の第２の端３４は、タップ点５０で第２の線区画４６に装着される。タップ点５０は、第１の線区画４４および第２の線区画４６の結合されたインピーダンスの抵抗要素が、同軸ケーブル２０の特徴的なインピーダンスに整合する点である。第１の線区画４４または第２の線区画４６のいずれかのインピーダンスは、Ｚとして表わされ、ここで、Ｚ＝Ｒ＋ｊＸである。インピーダンスＺは、連結点４８（図２Ｂ）での低い値から連結点４８から最も遠い点の高い値まで、変化する。Ｒが５０Ωに等しいが、虚数要素Ｘは、誘導性であるタップ位置が存在する。この誘導要素は、一連のキャパシタンス（例えば、−ｊＸΩの値を有するコンデンサー３０）を挿入することによって取り消され得る。これによって、５０Ω実数のインピーダンス整合が生じる。アンテナ１６を送ることで生じる方法は、一般的に、ガンマ整合と呼ばれる。本発明の１つの実施形態において、平線４２の物理長は、約２．８ｃｍであり、タップ点５０は、第２の線区画４６上の連結点４８から約３．５回転である。１つの例示的な実施形態において、コンデンサー３０の値は、約２．７ｐＦである。
【００１４】
図２Ｃは、本発明に従う改変されたコンデンサー設計を使用するマイクロ波アンテナ１６の一部断面図である。コンデンサー３０は、一般的に上記のように、適切なインピーダンス整合のために所望の値と等しいキャパシタンスを示す同軸ケーブルの分離区画として、本実施形態において実現される。この描写された実施形態において、コンデンサー３０を形成する同軸ケーブル区画は、同軸ケーブル２０の内部導体２２上へと圧着され、そして、強い電気的連結および機械的連結を保証するためにハンダ付けされる。
【００１５】
アンテナ１６の螺旋双極子構造体は、間隙性適用を可能にする比較的小さなサイズを達成する。螺旋双極子構造体がまた、アンテナ１６が、先行の公知の間隙性マイクロ波アンテナより優れた効率性を達成することを可能にする３つの特徴に対する理由である：良好なインピーダンス整合、良好な電流運搬能力、およびアンテナ１６の物理長とは独立する、一般的に、周囲の媒体において放射される放射の半波長である有効電気長。
【００１６】
第１に、アンテナ１６と内部導体２２との間の良好なインピーダンス整合は、アンテナ１６の反射損失を最小限にする（例示的な実施形態において、１％未満の測定された反射損失）。第２に、第１の線区画４４および第２の線区画４６における平リボン線４２の使用は、電流が流れるより広い表面積を提供することにより、アンテナ１の抵抗損失を最小限にする。最後に、アンテナ１６の螺旋双極子設計は、アンテナ１６の物理長とは独立して、一般的に、周囲の媒体において放射される放射の半波長である有効的な電気長を有する。これによって、アンテナ１６の物理長は、損傷の変化するサイズに適応するように変化することが可能になり、一方で、アンテナ１６の同じ効率的で有効な電気長を維持する。
【００１７】
効率的なマイクロ波アンテナの使用は、標的容量内のアンテナからのある距離に熱エネルギーの焦点を合わせるための能力に対して重要である。非効率的なアンテナは、標的容量内において所望の強度より、弱い強度のマイクロ波放射を生成する。本発明のアンテナ１６の効率的な螺旋双極子設計は、処置の間に送達されるほとんど全ての熱が、伝導熱エネルギーではなくマイクロ波エネルギーの形態において送達されることを保証する。
【００１８】
特定の損傷サイズおよび形状を生成するために、マイクロ波アブレーションデバイスはは、エネルギー放射マイクロ波アンテナのみを含み得るか、または、冷却流体の循環のための、マイクロ波アンテナと加熱される組織との間に適切に配置された冷却管腔も含み得る。図３Ａ、３Ｂおよび４に対して以下に記載される本発明の第１の実施形態は、非冷却マイクロ波アブレーションデバイスであり、一方、図５Ａ、５Ｂおよび６に対して以下に記載される本発明の第２の実施形態は、冷却マイクロ波アブレーションデバイスである。
【００１９】
図３Ａは、本発明の第１の実施形態に従う非冷却型のマイクロ波アブレーションデバイスを実現するためのカテーテルシャフト６０の断面図であり、図３Ｂは、本発明の第１の実施形態に従う非冷却型マイクロ波アブレーションデバイスを実現するためのカテーテルシャフト６０の、断面において示される切断開放領域を伴う斜視図である。カテーテルシャフト６０は、断面においてほぼ円形であり、そして、内部アンテナ管腔６４を規定する外壁６２を備える。マイクロ波アンテナ１６（図２Ａおよび２Ｂ）は、アンテナ管腔６４内に位置する。１つの例示的な実施形態において、カテーテルシャフト６０は、当該分野において公知であるように、経皮的にまたは腹腔鏡的にカテーテルシャフト６０を内部組織へ挿入することを可能にするチップ（図示せず）を備える。１つの例示的な実施形態において、カテーテルシャフト６０は、約３０センチメートル（ｃｍ）の長さおよび３ミリメートル（ｍｍ）より小さい直径を有する。カテーテルシャフト６０は、好ましくは、座屈せずに軟組織を穿孔するために十分に硬い。あるいは、適切なイントロデューサーが、カテーテルシャフト６０の組織への挿入を補助するために提供される場合、または、半剛性同軸ケーブルが、アンテナとして使用されるか、あるいは、硬さを持たせる構成要素が、さらなる硬さを提供するために使用される場合は、カテーテルシャフト６０は、より可撓性の材料から構成され得る。
【００２０】
マイクロ波アンテナ１６（図２Ａおよび２Ｂ）は、伝達ライン（例えば、同軸ケーブル）から標的とする組織へのエネルギーの効率的で制御された移送を達成するために、共鳴を利用する。マイクロ波アンテナの共鳴周波数は、マイクロ波アンテナの周囲の材料の誘電特性に依存する（アンテナに最近接の材料に最も依存する）。高度に灌流した組織（例えば、前立腺または腎臓）は、例えば、高含水率であり、そして水は、高い誘電率を有する。それゆえに、これらの型の組織の誘電率は、組織中の含水率によって強く影響を受ける。水が、過熱によって組織から追い出されると、この組織の誘電特性は、劇的に変化し、マイクロ波アンテナ１６が、エネルギーの効率的な移送を達成し続けることができない点に変化するように、マイクロ波アンテナ１６の共鳴を引き起こす。それゆえに、より深部で組織を加熱するために、カテーテルシャフトに最近接の組織の温度を、組織の含水率、すなわちその誘電特性を維持するのに十分低い温度に維持する必要がある。非冷却マイクロ波アブレーションデバイスを操作する際に、温度は、マイクロ波アンテナ１６に最近接の領域において最も高く、そして、マイクロ波アンテナ１６からの距離が増加するにつれて下がる。カテーテルに隣接する温度を約１００℃より低い温度で維持する上記の必要性によって、細胞死を可能にする組織加熱（代表的に、約４５℃〜約５０℃より高く、処置時間に依存する）が生じ得る、制限された深さが生じる。
【００２１】
図４は、図３Ａおよび３Ｂに示されるように構成されたカテーテルシャフト６０を利用する、組織模型における非冷却マイクロ波アブレーションデバイスの操作の間に得られる加熱パターンを示す図である。図４におけるグリッド線は、１ｃｍ間隔である。１０ワットの入力電力で曝露時間を１０分間としたマイクロ波アンテナ１６の電圧負荷の際に、加熱パターンを、図４に示されるように観察した。特に、３０℃等温線７０、３５℃等温線７２、４０℃等温線７４、４５℃等温線７６および５０℃等温線７８は、達成された加熱パターンにおけるベースラインより上の温度上昇を示す。図４に示される操作の間に、カテーテルシャフト６０の表面上の水は、沸騰し始めたばかりであり、このことは、達成された加熱パターンが、組織模型の誘電率へ逆の作用を生じない最大限の加熱に近いことを示し、それゆえに、マイクロ波アンテナ１６の共鳴性能を抑制する。図４は、非冷却マイクロ波アブレーションデバイスが、カテーテルシャフト６０の各側面における外表面から約０．６ｃｍの半径距離で、約４５℃より上の温度を達成することが可能であり、約１．５ｃｍの全損傷直径を生成し得ることを示す（カテーテルシャフト６０が、約０．３ｃｍの直径を有するため）。他の形状および処置パラメータの変化が、より大きいサイズまたはより小さいサイズの損傷の生成を生じ得ることが、当業者によって理解される。
【００２２】
図５Ａは、本発明の第２の実施形態に従う冷却型マイクロ波アブレーションデバイスを実現するためのカテーテルシャフト８０の断面図であり、図５Ｂは、本発明の第２の実施形態に従う冷却型マイクロ波アブレーションデバイスを実現するためのカテーテルシャフト８０の、断面において示される切断開放領域を伴う斜視図である。カテーテルシャフト８０は、断面においてほぼ円形であり、そして、内部アンテナ管腔８４および冷却管腔８６、８７、８８および８９を規定する壁８２を備える。第１の例示的な実施形態において、カテーテルシャフトの外径は、約４．７５ミリメートル（ｍｍ）であり、アンテナ管腔８４の直径（寸法Ａ）は、約２．５４ｍｍであり、冷却管腔８６、８７、８８および８９の厚さ（寸法Ｂ）は、約０．７６ｍｍであり、そして、アンテナ管腔８４と冷却管腔８６、８７、８８および８９との間（寸法Ｃ）、冷却管腔８６、８７、８８および８９とカテーテルシャフト８０との間（寸法Ｄ）、ならびに冷却管腔８６、８７、８８および８９の各々の間（寸法Ｅ）の壁厚は、約０．１２ｍｍである。第２の例示的な実施形態において、より小さなカテーテルが使用され、そしてカテーテルシャフトの外径は、約３．４５ミリメートル（ｍｍ）であり、アンテナ管腔８４の直径（寸法Ａ）は、約２．５４ｍｍであり、冷却管腔８６、８７、８８および８９の厚さ（寸法Ｂ）は、約０．２０ｍｍであり、そして、アンテナ管腔８４と冷却管腔８６、８７、８８および８９との間（寸法Ｃ）、冷却管腔８６、８７、８８および８９とカテーテルシャフト８０との間（寸法Ｄ）、ならびに冷却管腔８６、８７、８８および８９の各々の間（寸法Ｅ）の壁厚は、約０．１２ｍｍである。マイクロ波アンテナ１６（図２Ａおよび２Ｂ）は、アンテナ管腔８４内に位置する。冷却流体（例えば、１つの実施形態においては電離した水）は、当該分野において一般的に公知の様式で、冷却管腔８６、８７、８８および８９を通じて循環する。適切な冷却システムの例としては、「Ｇａｍｍａ  Ｍａｔｃｈｅｄ，Ｈｅｌｉｃａｌ  Ｄｉｐｏｌｅ  Ｍｉｃｒｏｗａｖｅ  Ａｎｔｅｎｎａ」と題される米国特許第５，３００，０９９号およびＵｒｏｌｏｇｉｘ，Ｉｎｃ．へ譲渡された尿道カテーテルの局面において開示され、本明細書で参考として援用される。１つの実施形態において、冷却流体は、冷却管腔８６および８７へ循環し、そして冷却管腔８８および８９から出る。このような実施形態において、冷却管腔８６および８７は、カテーテルシャフト８０の遠位端に近い冷却管腔８８および８９に連絡し、カテーテルシャフト８０における連続的な流体連絡路を提供する。あるいは、冷却管腔８６、８７、８８および８９は、当該分野において公知である流体流動パターンの任意の他の組み合わせによって構成され得る。１つの例示的な実施形態において、カテーテルシャフト８０は、当該分野において一般的に公知であるように、経皮的にまたは腹腔鏡的にカテーテルシャフト８０を内部組織へ挿入することを可能にするチップ（図７Ａおよび図７Ｂに詳細が示される）を備える。１つの例示的な実施形態において、カテーテルシャフト８０は、約３０センチメートル（ｃｍ）の長さを有する。カテーテルシャフト８���は、好ましくは、座屈せずに軟組織を穿孔するために十分に硬い。あるいは、適切なイントロデューサーが、カテーテルシャフト８０の組織への挿入を補助するために提供される場合、または、半剛性同軸ケーブルが、アンテナとして使用されるか、あるいは、硬さを持たせる構成要素が、さらなる硬さを提供するために使用される場合は、カテーテルシャフト８０は、より可撓性の材料から構成され得る。
【００２３】
図６は、組織模型において、図５Ａおよび５Ｂに示されるような形状であるカテーテルシャフト８０を使用する、冷却マイクロ波アブレーションデバイスの操作の間に得られる加熱パターンを示す図である。図６におけるグリッド線は、約１ｃｍ間隔である。冷却管腔８６、８７、８８および８９を通じる循環される２０℃の冷却剤を使用する、４５ワットの入力電力で曝露時間を１０分間としたマイクロ波アンテナ１６の電圧負荷の際に（図５Ａおよび５Ｂ）、加熱パターンを、図６に示されるように観察した。特に、３０℃等温線９０、３５℃等温線９２、４０℃等温線９４、４５℃等温線９６および５０℃等温線９８は、達成された加熱パターンにおけるベースラインより上の温度上昇を示す。図６に示される操作の間に、カテーテルシャフト８０の表面上の水が沸騰するという形跡はなく、このことは、カテーテルシャフト８０に隣接する組織の温度が、沸点閾値より下に維持され、マイクロ波アンテナ１６の共鳴操作が、カテーテルシャフト８０の周囲の組織の誘電特性における、いかなる変化によっても逆に作用されなかったことを示す。このことは、さらにより深い高温領域が、マイクロ波アンテナ１６への高電力の適用によって生成され得るということを示唆する。図６は、冷却マイクロ波アブレーションデバイスが、カテーテルシャフト６０の外表面から約１．２ｃｍの半径距離で、約４５℃より上の温度を達成することが可能であり、約２．７ｃｍの全損傷直径を生成し得ることを示す（図６には、必ずしもスケールで示されないが、カテーテルシャフト８０が、約０．５ｃｍの直径を有するため）。幾つかの実施形態において、冷却型マイクロ波アブレーションデバイスは、約４ｃｍを越える直径を有する損傷を達成し得る。
【００２４】
図７Ａは、本発明のマイクロ波アブレーションデバイスとともに使用するためのチップ１９の斜視図であり、図７Ｂは、本発明のマイクロ波アブレーションデバイスとともに使用するためのチップの側面図である。チップ１９は、鋭い穿孔部１００および取り付け部１０２を備える。チップ１９は、カテーテルシャフトの外径に適合する直径（寸法Ｆ）を有する。チップ１９の取り付け部１０２は、カテーテルシャフトの冷却管腔に、互いに連絡可能となるように構成され、その結果、冷却流体は、供給路および返還路の両方における冷却管腔において、カテーテルシャフトの長さに沿って循環可能となる。図７Ａおよび７Ｂにおいて示される例示的な実施形態において、チップ１９の穿孔部１００は、例えば腎臓のような標的とする組織領域へ穿孔するのに十分な硬さ、強度および鋭さを有するように構成される。この能力を提供するのに適切な材料は、当該分野において一般的に公知である。他の実施形態において、当業者に一般的に公知で、利用可能な他の相補的な外科的手段によって達成される挿入について、チップ１９は鈍的であり得る。いずれのケースにおいても、本発明のマイクロ波アブレーションデバイスは、通常の身体の管腔または空洞を使用せずに標的とする組織へ直接挿入される、「外科的」デバイスである。
【００２５】
図８は、本発明のマイクロ波アブレーションデバイスを使用するためのハンドル１１の断面図である。ハンドル１１は、カテーテル保持部１１０および冷却流体入口／出口１１２を備える。同軸ケーブル（図示せず）は、ケーブル入力開口部１１４でハンドル１１内へ挿入され、そして、カテーテル保持部１１０の内側のカテーテルシャフト内へ受け入れられる。冷却流体は、ハンドル１１の冷却流体入口／出口１１２によって受け入れられるチューブ（図示せず）を通じて流れ、そして、カテーテル保持部１１０の内側のカテーテルシャフトへ入る。従って、ハンドル１１は、カテーテルシャフトの内部の構成要素を受け入れるための有効なマニホールドシステムを提供する。１つの例示的な実施形態において、ハンドル１１は、注入成形によって形成され得るか、または、Ｅ．Ｒｕｄｉｅ，Ｓ．Ｓｔｏｃｋｍｏｅ、Ａ．Ｈｊｅｌｌｅ、Ｂ．Ｅｂｎｅｒ、Ｊ．Ｃｒａｂｂ、Ｊ．Ｆｌａｃｈｍａｎ、Ｓ．Ｋｌｕｇｅ、Ｓ．ＲａｍａｄｈｙａｎｉおよびＢ．Ｎｅｉｌｓｏｎによって２０００年１２月８日に出願された米国出願番号０９／７３３，１０９「Ｔｈｅｒｍａｌ  Ｔｈｅｒａｐｙ  Ｃａｔｈｅｔｅｒ」（本明細書で参考として援用される）において開示されるハンドルと類似のツーピースの「クラムシェル」構造体であり得る。
【００２６】
図８に示される実施形態は、約４５°の鋭角で離れたハンドル１１の冷却流体入口／出口１１２を示す。ハンドル１１の他の実施形態は、異なる鋭角または鈍角の離脱を使用し得、医師によるマイクロ波アブレーションデバイスの操作の間に経験する力を、最大の使い易さのために変化させ得る。
【００２７】
図９は、図３Ａおよび３Ｂにおいて示されるものと類似の、非冷却マイクロ波プローブのエキソビボでの操作から実験的に得られる、例示的な熱履歴データを示すグラフである。このプローブは、１０〜２０ワットの電力レベルで３０分間操作され、その結果、プローブのチップにおける温度は、一定のままである。プローブチップにおける温度ならびにチップから５ミリメートル（ｍｍ）、１０ｍｍ、および１５ｍｍの半径距離での温度を測定した。グラフ上のエラーバーは、測定の平均標準誤差（ＳＥＭ）を示す。
【００２８】
図１０は、図５Ａおよび５Ｂにおいて示されるものと類似の、冷却マイクロ波プローブのエキソビボでの操作から実験的に得られる、例示的な熱履歴データを示すグラフである。プローブを、５０ワットの一定電力レベルで１０分間、３７℃の冷却温度で操作した（電力および冷却の両方を、１０分後に停止した）。プローブチップにおける温度ならびにチップから５ミリメートル（ｍｍ）、１０ｍｍ、および１５ｍｍの半径距離での温度を測定した。グラフ上のエラーバーは、測定の平均標準誤差（ＳＥＭ）を示す。
【００２９】
多数の観測が、図９および１０の測定された熱履歴データについてなされ得る。非冷却プローブによって達成される高温過熱の深さ（図９に示されるような）は、冷却プローブによって達成される高温加熱の深さ（図１０に示されるような）より低い。このことが、組織の炭化を避けるために、カテーテルシャフトで約９５℃より低い温度を維持する必要がある電力の減少の主な理由である。また、インビボで生じる血液灌流の冷却効果に起因して、実際のインビボでの操作の間に非冷却プローブによって達成されるピーク温度が、エキソビボでの操作の間に非冷却プローブによって達成されるピーク温度より幾分低い（図１０に示されるように）ということが理解される。しかし、より低いピーク温度にも関わらず、有効な高温加熱が、インビボでの手順の間に、有意に制御された深さで達成され得、本発明の有効性が検証されることが、試験によって示される。インビボでの試験結果の例は、以下に記載される。
【００３０】
（インビボでの試験）
臨床試験を、本発明のマイクロ波アブレーションデバイスの性能を評価するために実施した。デバイスを、インビボでの灌流するブタ腎臓の側方皮質へ２６ｍｍ埋め込んだ。図３Ａおよび３Ｂに示されるものとほぼ類似の３．５ｍｍ非冷却プローブを、最大１０〜１５ワットの電力で、プローブチップの温度を９５℃より低く保つように調節して、８つのサンプルについて操作した。非冷却プローブを、３０分間操作した。図５Ａおよび５Ｂに示されるものとほぼ類似の４．７５ｍｍの水冷プローブを、５０ワットの一定電力で３７℃の冷却温度で、５つのサンプルについて操作した。冷却プローブを１０分間操作した。腎臓を処置の３時間後に切除し、そして、被膜表面より１．０ｃｍ下での全測定の評価のために二等分した。
【００３１】
完全アブレーションの内部領域および外側遷移領域を有するはっきりと境界が分かる損傷を生成した（以下の表１を参照のこと）。両方のプローブを、操作中の出血を最小限にして（２０ｃｃより少ない）関連付け、そして、実質組織を分解させることなく組織の完全性を維持した。処置後の灌流期内に、プローブは、腎動脈血栓症も腎静脈血栓症も示さなかった。幾つかの組織の炭化を、非冷却プローブで確認したが、一方、冷却プローブで処置した腎臓では炭化を認めなかった。冷却プローブにより、アブレーション領域を拡大し、そして手順での合併症を明らかに増加させることなく、必要とされる処置時間を減少するという結果となった。
【００３２】
（表１）
【００３３】
【表１】
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本発明は、組織を処置し、熱損傷を制御可能に生成するためのマイクロ波アブレーションデバイスである。デバイスによって使用されるインピーダンス整合したアンテナは、反射損失を低減し、そして、組織の標的とする領域を処置するために、デバイスによって生成される制御されたサイズおよび形状の熱範囲において最適な性能を提供する。マイクロ波アブレーションデバイスの冷却または非冷却の実施形態のいずれかが、有益な効果をもって使用され得るが、一方、冷却の実施形態は、深部での加熱を防ぐプローブ近傍の組織の浄化を避ける能力に起因して、より広範な損傷を生成する能力を提供する。冷却は、プローブに隣接する組織を保存するためまたは患者の痛み（従来、冷却が使用される）を避けるために使用されるのではなく、熱的に損傷を受ける組織領域（プローブに直接隣接する組織を含む）のサイズを増大させるように作用する。カテーテルシャフトおよび冷却管腔のサイズはまた、変化し得、損傷サイズおよび他の治療パラメータにおける変化をもたらす。
【００３４】
本発明は、好ましい実施形態を参照して記載されているが、当業者は、本発明の精神および範囲から離れることなく、変更が、形態および詳細においてなされ得ることを認識する。
【図面の簡単な説明】
【００３５】
【図１Ａ】図１Ａは、本発明に従うマイクロ波アブレーションデバイスの操作のための基礎的な形状を示す図である。
【図１Ｂ】図１Ｂは、本発明のマイクロ波アブレーションデバイスの例示的な実施形態の側面図である。
【図２Ａ】図２Ａは、本発明に従うマイクロ波アンテナの一部断面図である。
【図２Ｂ】図２Ｂは、図２Ａに示されるマイクロ波アンテナの一部の分解図である。
【図２Ｃ】図２Ｃは、本発明に従う改変されたコンデンサー設計を使用するマイクロ波アンテナの部分断面図である。
【図３Ａ】図３Ａは、本発明の第１の実施形態に従う非冷却型マイクロ波アブレーションデバイスの断面図である。
【図３Ｂ】図３Ｂは、本発明の第１の実施形態に従う非冷却型マイクロ波アブレーションデバイスの、断面において示される切断開放領域を伴う斜視図である。
【図４】図４は、組織模型における非冷却マイクロ波アブレーションデバイスの操作の間に得られる加熱パターンを示す図である。
【図５Ａ】図５Ａは、本発明の第２の実施形態に従う冷却型マイクロ波アブレーションデバイスの断面図である。
【図５Ｂ】図５Ｂは、本発明の第２の実施形態に従う冷却型マイクロ波アブレーションデバイスの、断面において示される切断開放領域を伴う斜視図である。
【図６】図６は、組織模型における冷却マイクロ波アブレーションデバイスの操作の間に得られる加熱パターンを示す図である。
【図７Ａ】図７Ａは、本発明のマイクロ波アブレーションデバイスのための例示的なチップ形状の斜視図である。
【図７Ｂ】図７Ｂは、本発明のマイクロ波アブレーションデバイスのための例示的なチップ形状の側面図である。
【図８】図８は、本発明のマイクロ波アブレーションデバイスのための例示的なハンドル形状の断面図である。
【図９】図９は、図３Ａおよび３Ｂにおいて示されるものと類似の、非冷却マイクロ波プローブのエキソビボでの操作から実験的に得られる、例示的な熱履歴データを示すグラフである。
【図１０】図１０は、図５Ａおよび５Ｂにおいて示されるものと類似の、冷却マイクロ波プローブのエキソビボでの操作から実験的に得られる、例示的な熱履歴データを示すグラフである。
【図９】
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【図１０】
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【国際公開パンフレット】
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【国際公開パンフレット（コレクトバージョン）】
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【国際調査報告】
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