(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者の目標組織の内部に高周波熱アブレーションボリュームを誘起するために高周波発生器と共に使用する集合電極機器であって、
ハブと、
少なくとも３つの電極とを備え、各々の電極が、
前記ハブから延びる細長い剛性シャフトを備えており、該シャフトは密封された先端部で終端し、該先端部は前記目標組織の内部へ挿入されるように構成された露出導電性チップ部を有し、前記シャフトは、近位端において高周波発生器に結合されて前記露出導電性チップ部の各々に等しい出力電圧を同時に印加するようになっており、
前記少なくとも３つの電極の導電性チップ部は、前記目標組織に対する３次元形状としての望ましい破壊外形を生成するように各々の電極の長さを独立して変化させることによって、前記導電性チップ部に出力電圧を印加したとき、前記組織の所望の目標ボリュームを包囲するアブレーション等温線が生成されて、大きな熱アブレーションボリュームを誘起するように、互いに、前記機器の縦軸に関して予め定められた非線形の幾何学的空間関係に配置されており、さらに、
閉ループ流体連絡チャネル経路が設けられ、前記チャネル経路は、冷却流体供給部に接続されるようになった流入通路と、前記流入通路に流体的に連通するチャネル部とを含み、前記導電性チップ部の内側を先端に向かって延びて冷却剤を前記導電性チップ部内部に導入し、さらに近位側に向かって出口通路まで延びて、前記導電性チップ部から冷却剤を排出するように構成された
ことを特徴とする集合電極機器。
【請求項２】
請求項１に記載の集合電極機器において、前記少なくとも３つの電極の導電性チップ部は、互いに略平行になっていることを特徴とする集合電極機器。
【請求項３】
組織のアブレーションに対する出力電圧を有する高周波発生器とともに使用する集合電極機器システムであって、
体内組織の内部に挿入するよう構成され、前記発生器の出力電圧に電気的に接続された複数の電極のうちの第１のクラスタと、
前記体内組織の内部に挿入するよう構成され、前記発生器の出力電圧に電気的に接続された複数の電極のうちの第２のクラスタとを備え、かつ、
前記第１及び第２のクラスタは、前記組織の内部で電流を生成して、前記第１及び第２のクラスタ間を通る電流経路となって、かつ、前記体内組織に対する３次元形状としての望ましい破壊外形を生成するように各々のクラスタの長さを独立して変化させることによって、前記組織の内部においてアブレーション等温線を形成することを特徴とし、さらに、
前記第１及び第２クラスタ電極のうちの少なくとも１つの電極の導電性チップ部には、閉ループ流体連絡チャネル経路が設けられ、前記チャネル経路は、冷却流体供給部に接続されるようになった流入通路と、前記流入通路に流体的に連通するチャネル部とを含み、前記導電性チップ部の内側を先端に向かって延びて冷却剤を前記導電性チップ部内部に導入し、さらに近位側に向かって出口通路まで延びて、前記導電性チップ部から冷却剤を排出するように構成された
ことを特徴とする集合電極機器システム。
【請求項４】
請求項３に記載の集合電極機器において、前記第１のクラスタ電極は、略平行に配置された導電性チップ部を含むことを特徴とする集合電極機器。
【請求項５】
請求項３に記載の集合電極機器において、前記第２のクラスタ電極は、略平行に配置された導電性チップ部を含むことを特徴とする集合電極機器。
【請求項６】
請求項３に記載の集合電極機器において、前記第１のクラスタ及び第２のクラスタのうちの少なくとも１つの電極の導電性チップ部は、線形アレイ状に配列されて、平面状電極配置を規定することを特徴とする集合電極機器。
【請求項７】
患者の体内組織の内部の熱アブレーションボリューム増大を誘起するためのシステムであって、
出力電圧を印加する高周波発生器と、
患者の体内組織の内部に挿入するよう構成された少なくとも４つの細長い剛性電極とを備え、該少なくとも４つの電極の各々は、予め平行関係に配列された露出導電性チップ部と、閉ループ流体連絡チャネル経路とを有し、前記チャネル経路は、冷却流体供給部に接続されるようになった流入通路と、前記流入通路に流体的に連通するチャネル部とを含み、前記導電性チップ部の内側を先端に向かって延びて冷却剤を前記導電性チップ部内部に導入し、さらに近位側に向かって出口通路まで延びて、前記導電性チップ部から冷却剤を排出するように構成されたことを特徴とし、さらに、
電気的接続は、前記少なくとも４つの電極の露出導電性チップ部に同時に接続されて所望の出力電圧になるまで印加され、前記チップ部は前記患者の体内組織の内部に挿入された時に互いに近接するよう位置付けられており、かつ、前記体内組織に対する３次元形状としての望ましい破壊外形を生成するように各々の電極の長さを独立して変化させることによって、前記所望の出力電圧で接続されたときには、前記チップ部が、前記組織の熱アブレーションのための前記組織の目標ボリュームを包囲するアブレーション等温線を生成するのに十分な大きさの電極となることを特徴とするシステム。
【請求項８】
請求項７に記載のシステムにおいて、前記少なくとも４つの電極は、環状の幾何学関係に配置されていることを特徴とするシステム。
【請求項９】
請求項８に記載のシステムにおいて、前記少なくとも４つの電極の導電性チップ部は、線的形関係又は非線形的関係の何れかの関係になるように配置されることを特徴とするシステム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、人命の持続し、回復させるための医療システムにおける改良及び手順に関する。特に、本発明は、癌性腫瘍のような異常を含む組織における大きなアブレーションボリームを作る配置に構成された調整された無線周波数電極の群、つまり複数のコヒーレント・アレーを備える改善されたシステム及び方法に関する
【０００２】
【発明の背景】
患者の体内における組織のアブレーション用無線周波数電極の使用は知られている。一般的な状況において、絶縁された外表面を持つ長細い円筒状の軸から成る無線周波数電極が、患者の体内に挿入される。該電極は、通常、露出された導電性チップを有し、このチップは、熱による破壊、つまりアブレーションが必要な部分において人体組織と接触するように使用される。該電極は、無線周波数電源に接続され、この電源は、無線周波数電圧を該電極に供給し、電極は、露出した導電性チップの近傍の組織に無線周波数電流を流す。通常、この電流は、患者の体の外側部分に接続された広い面積の導電性接点を備える基準電極を介して該電源に戻る。この構造は、多くの文献、例えは、Cosman他による論文（タイトル「後根入口部における無線周波数による破壊の論理的考察」Neurosurgery,1984年12月、Vol.15、No.6、945-950頁、及びGoldberg他による論文（タイトル「無線周波数電極による組織アブレーション：有効プローブ寸法・計器・持続時間・温度、及び破壊ボリューム」Acad Radio.、1995年、Vol.２、No.5、399−404頁）等に説明されている。上記されたような無線周波数破壊発電機及び電極システムは、米国マサチューセッツ州バーリントンにあるRadionics社から商業的に入手できる。
【０００３】
破壊組織を拡大するため、湾曲した導電性チップを持つ電極が提案された。このようなチップは、目標とされる又は望ましい組織内において軸線から外れた湾曲アーチを作るように、該目標とされる又は望ましい組織の近傍に置かれた円筒状電極から差込まれる。この方法において、軸線から外れたアブレーションボリームを、挿入された套管の中心軸線より離れて作ることができる。このようなオフ・アクシス（off−axis）型無線周波数電極によって作られた軸線から外れた破壊は、軸線に対し対称である露出された電極チップから離れた破壊ボリームを拡大する。このオフ・アクシス型電極の1例は、該Radionics社から入手可能なZervas  Hypohysectomy  電極である。オフ・アクシス型電極の他の例としては、米国カリフォルニア州マウンティンビユーにあるRadiotherapeutics社製である複数の側方放出を行うオフ・アクシス型電極がある。複数の電極部品は、様々な方位角で湾曲アーチ状に整列配置されている。中央挿入套管に対し様々な方位角を持つ軸線から外れたチップ延長部の傘を作ることによって、大きな破壊ボリュームを作ることができる。不規則な熱アブレーション形状、及び大きな中央套管寸法の利点は、以下で説明する。
【０００４】
また、電極対は、双極構成で、一般的には、お互いに接近した状態を保たれた平行な対として、体内に挿入されていた。このような双極構成は、スエーデン、スイトックホルムにあるElekta  AB社より入手可能である。このような双極構成において、一方の電極は、電源の役割を果し、他方の電極は、RF発電機からの無線周波数電流の受信器として働く。言換えると、一方の電極は、他方の電極に対し反対の電荷（極）になるよう配置されるため、無線周波数発電機からの電流は、一方から他方に直接流される。双極電極構成の主目的は、より局部集合した、より小さな熱アブレーションボリュームを保証することにある。このような構成によって、アブレーションボリュームは、双極電極の間の領域に限定される。
【０００５】
温熱療法は、癌性腫瘍を含む組織を、X線による該組織の照射と合わせて、熱的に致命的でない範囲、一般的には45℃未満まで、加熱する方法である。このようなX線照射と組合せたマイルドな致命的でない範囲での加熱の適用により、正常な組織が死滅しないようにする一方で、癌細胞の破壊を促進する。温熱療法のために、高周波電極の複数アレーが、腫瘍に埋め込まれる。該電極は、一般的には、致死温度である45℃未満の均一な熱で腫瘍を覆うように、腫瘍ボリューム全体に分散して配置される。該電極には、順次、高周波電圧が加えられるので、各電極は、次々と付近の組織を加熱し、その後、電源が切られる。そして、次の電極は、時系列的に同様なことを行う。該電極にかけられる周期的電圧のシーケンスは、所定の周波数で、数分から数時間までの範囲の如何なる時間続けられる。温熱療法の主目的は、癌性腫瘍の全面的な熱破壊により該腫瘍を完全にアブレーションすることではない。反対に、その目的は、治療ボリュームがどの場所にあろうと、45℃異常の温度にならないようにすることにある。Melvin. A Astrahan  の論文（タイトル「192−イリジューム中間投与との共用のための局部集合化された電流フィールド温熱療法システム」Media Pysics, 9(3), 1982年５/6月）は、無線周波数温熱療法の技術について説明している。
【０００６】
冷却された導電性チュプを持つ電極は、Goldberg他によって、先に引用した彼等の文献の中で提案された。冷却によって、通常、電極チップは、冷却されない無線周波数電極の場合より大きな破壊ボリュームを生み出す。
【０００７】
上記した該電極システムは、それが生み出す破壊ボリュームの対応し得る大きさには限界がある。例えば、冷却されたチップを持つ標準的な単一の円筒状電極は、直径1−２mm及び露出チップ長さ数cmの套管を使用し、肝臓のような生きた組織において、直径3−4cmまでの破壊ボリームを作る。複数の側方に突出し露出されたチップにより作られた傘状の破壊は、直径3−4cmの破壊サイズを生み出す。側方に押出し出口を複数持つ電極の大きな障害は、中央套管近傍にある側方出口の複数の通路によって出血が起こされるということである。また、このような側方突出電極破壊の周囲において、破壊形状の不規則性とうねり、また、側方突出電極周りの温度の不均一性により、該破壊ボリューム全体にわたって高温スポットと低温スポットが作られる。これらは、予測できない危険な結果を招く、組織の局部的沸騰及び焦げを生じさせる可能性がある。例えば、肝臓における約3−4cmの大きな腫瘍を想定してみよう。このような例においては、更に、該熱アブレーション領域の周囲のうねり及び変化した形状が、癌性腫瘍の部分における熱アブレーションの機会を失わせるような危険性があり、このことは当然であるが、腫瘍の成長及び癌の進行を継続させる結果を招く。更に、１つ又は多くの側方突出無線周波数電極チップを持つ単一中央套管は、そこから突出する多数の無線周波数のために増加してしまう直径を有している。そのような中央套管の直径が、3−4mmに達すると、この大きな套管を組織内に挿入する過程で、患者に対し、出血及び/又は強い痛み又は不快感を与えるリスクが増加するという不具合が生じる。
【０００８】
このように、体内の大きな癌性腫瘍を適切に治療する目的のため、4−6cm又はそれ以上の範囲におけるアブレーションボリュームを達成できる無線周波数電極の構成は、腫瘍の効果的破壊と癌細胞の転移と戦うために必要とされる。また、そのような電極システムは、単純な寸法、組織挿入回数の低減、簡単な針交換の設計、及び  簡単な熱アブレーション寸法・分布の設計を必要とする。患者に対する出血及び不快感に関するリスクを最小限にした状態で、器官内に又は皮膚を貫通して容易に挿入できる電極システム。沸騰や焦げによる合併症を回避するように最小の破壊不均一性を生み出し、特殊な腫瘍における癌細胞の転移の不注意による見逃しを回避する電極システム及び方法は、望ましいということだけでなく、必要とされているものである。
【０００９】
【発明の概要】
本発明は、癌のような病気を効果的に治療するため、人体組織内に大きなアブレーションボリューウムを作るように構成された集合又は複数の電極アレーを使用したシステム及び手順に関する。
【００１０】
本発明の1実施形態において、中実で直線状の無線周波数電極の平行アレーが、癌腫瘍を含む人体組織内に挿入される。該電極は、尖鋭な組織貫通部を端部とする形状を有する露出された導電性チップの部分を除き、その長さ部分にわたって絶縁された中実金属管とすることができる。上記電極は、集合電極又はアレーとして構成されている。
【００１１】
１つの実施形態において、集合電極は、電極チップがお互いに近接して配置されるように構成される。各集合電極は、患者の人体に対し外部に設けられた無線周波数発電機に接続され、集合電極における各電極の導電性チップは、同一の無線周波数電圧に上昇される。この実施形態において、お互いに近接配置された導電性電極チップは、等位面の役割を果す。それらは、それら全てに供給されるコヒーレント電圧により、有効なより大きな等位電極を生成する。このより大きな有効電極は、より大きなアブレーションボリューウムを作り出す。また、いくらかの実施形態において、集合電極における各電極内に循環する冷却流体により、より大きなアブレーションボリューウムが形成される。多くの医療状況において、特に、癌細胞の大きなアブレーション域が必要とされる場合に、有利な、直径4−6の破壊ボリューウムは、容易に達成される。
【００１２】
1つの大きな電極を体内組織に挿入する必要のあり、そのためにたびたび深刻な出血を招いてしまう現存の電極構成及び技術とは対照的に、コヒーレント集合電極の本システムは、集合電極の複数の独立した中実電極軸部を人体組織内に、挿入するが、各々電極は、適切な小さな直径を持つため、出血のリスクを低減する。従来の側部突出電極の持つ、異常な破壊アブレーション域及びアブレーション域の不均一性という問題も、本発明のコヒーレント集合電極により回避される。
【００１３】
集合電極に対し、同一の無線周波数電圧を同時に供給することによって、同一電圧をシーケンシャル的に又は連続的に、同数の単一電極群(集合の形態ではない)に供給することによって達成される熱アブレーション効果と大きく相違し、また遥かに優れた熱アブレーション効果を達成する。本発明のコヒーレント集合電極によって、同一又はほとんど同じ無線周波数電圧が、全電極に供給される場合、集合電極の周囲に形成された等位面は、望ましいRF電位に分離され又はシーケンシャルに上昇された個々の集合電極の等位面と異なる。いくらかの例では、これは、単一のより大きな電極を使用することによって達成されたものと同じ熱アブレーションを生む。本発明は、ホットスポットが各電極周辺に起こり、組織温度がその沸騰点に上昇する前に、より大きな電力量を、望ましい組織域にかけることが可能となる。更に、集合電極の１つの無線周波数電極を冷却したものと比較した場合、各電極を冷却することにより、電極に隣接した組織からのより多量の無線周波数加熱電力を回収することができる。
【００１４】
コヒーレントRF電圧の供給と冷却された電極により、RF集合電極に関連する破壊サイズは増大する。
【００１５】
本発明のその他の利点は、本集合電極システムを使用することにより、アブレーションボリューウムの形状を制御することが可能となり、その外縁部は均一となる。1例によれば、異常な形状をした大きな癌性腫瘍に対し、より大きな大きな十分な大きさのアブレーションボリューウムを形成することができ、熱破壊の結果として、全腫瘍を包み込み又は消滅させ、完全に破壊することをより確実にする。コヒーレント集合電極を配置するための計画は、複数無線周波数電極を広範囲の組織にわたって配置しなくてはならない場合の計画より簡単となる。
【００１６】
本発明のコヒーレント集合電極の今１つの利点は、１つの実施形態によれば、相互に公知の幾何学的関係を持って、電極を一体的に挿入することが可能となることである。1つの実施形態において、各電極は、尖った先端を持ち、自己貫通するチップを持つ小さな軸部で構成することができる。従って、このようなより小さな電極の集合電極のよる出血は、より大きな直径の単一電極によるものより少なくなる。集合電極は、正確に平行に挿入されない場合においても、大きな破壊ボリューウムを作るというコヒーレント効果は、依然として有効である。
【００１７】
本発明の他の特徴および利点は、以下の明細書および図面により、容易に明らかなものとなる。
【００１８】
【本発明の詳細な説明】
優先権主張の基となる先出願を、本明細書において引用文献として挙げる。また、上述されたCosman他による公開論文（タイトル「後根入口部における無線周波数による破壊の論理的考察」）、及びGoldberg他による公開論文（タイトル「無線周波数電極による組織アブレーション：有効プローブ寸法・計器・持続時間・温度、及び破壊ボリューム」）も本明細書において引用文献として挙げる。
【００１９】
ここで図１を参照すると、図中Eで示される本発明によるコヒーレント集合電極の１実施形態が、全体的に示されている。該集合コヒーレント電極システムEは、器官ORに挿入される複数の電極1、2、3を備え、この器官は、人体のどの器官であっても良い。該電極の各末端のチップ4、5、6は、絶縁されず導電性を持って露出されているので、電流は組織、つまり器官内で加熱を誘発する。組織Tの目標ボリューウムは、例えば、人体内の腫瘍や他の異常部分を表す断面図で示される。
【００２０】
電極1、2、3は、図示されるように、ワイヤ又はケーブル10、11、12によって発電機16に接続されている。発電機16は、米国マサチューセッツ州バーリントンにあるRadionics社からモデルNo.RFG-３Cとして入手可能な発電機のような、無線周波数つまり高周波型発電機とすることができる。発電機16は、ブロック17で示された、制御部を備えており、この制御部は、例えば、集合電極システムE、つまりサテライト・センサが、温度センサ、モニターつまり制御抵抗、電力、電流、電圧、又は他の出力パラメータを有する場合、該電極に対する無線周波数電力出力、制御温度を増加することが可能である。発電機16は、1つ以上の電極の温度、無線周波数出力の抵抗、出力、電流、又は電圧のような加熱パラメータの表示を行うために、その内部又は分離したシステムとして、ブロック18で示される表示装置を備えることができる。このような個々の表示読取り部は、参照番号R1、−−、RNで示される。
【００２１】
また、結線20によって、発電機16に接続する患者の皮膚、又は器官の外表面と接触した状態で配置することができる基準電極19が示されている。１実施形態において、該基準電極は、発電機16から電極4、5、6を介しての帰還電流の通路としての役割を果す。この加熱機構の詳細は、ここで引用文献として挙げるCosman他、及びGoldberg他の論文で説明されている。
【００２２】
例示的実施形態における電極1、2、3は、人体組織内に容易に挿入できる中実軸部を備える。その軸部は、電極端部6における組織貫通用の先端チップ7を末端としている。該軸部は、電極1、2、3において斜線域で示された絶縁材料の外表面部を有する。各電極に4、5、6で参照される先端チップは、導電性材料で構成され、軸部1、2、3を介して、各々接続ケーブル10、11、12に接続され、それによって発電機出力源16に接続される。
【００２３】
1つの特定実施形態によれば、発電機16は、約100キロヘルツから数百メガヘルツの周波数を持つ無線周波数発電機とすることができる。このような発電機の例は、米国マサチューセッツ州バーリントンにあるRadionics社から入手可能な破壊発電機である。それは、医療用途に応じ、数ワットから数百ワットの範囲の電力出力を持っている。
【００２４】
本発明による図１に示された電極4、5、5、6は、発電機16からの同一の無線周波数電圧電位に上昇させることができる。このように、この集合電極は、独立した電極チップ部4、5、6を備えた、事実上、より大きなコヒーレント集合電極となる。従って、その加熱効果は、１つの大きな単一電極によって達成されるのもと等しい。本発明の集合電極システムによれば、独立電極4、5、6は、それらの寸法が小さいために、それらが器官ORを貫通する際、傷をつけにくく、出血を誘発することはない。しかし、それらがコヒーレントな類似した電圧レベルに接続される場合、それらは有効面においてはより大きな電極となる。この方法において、より大きな熱ボリューム、その結果としてのより大きなアブレーションサイズが達成される。
【００２５】
図１の図面のように、目標とされるボリューウムは、線Tによって断面図の状態で示される。致死的な温度上昇範囲で目標領域Tの全域を囲むことによって、この目標領域をアブレーションすることが望ましいと想定してみよう。目標域Tは、例えば画像スキャナ30により検出された器官とする。CT、MRI又は超音波画像スキャナを使用することができ、画像データは、コンピュータに送られる。他の例としては、超音波スキャナヘッドを、線15Aで示された画像を供給するために、ORに接触させた状態で配置することができる。アブレーション処置過程において、リアルタイムに腫瘍T及び/又はアブレーション域8を可視化するために、データ処理装置16を表示装置に接続することができる。スキャンの画像表現は、例えばCRT画面のような表示ユニット21上に表示することができる。器官ORを通した断面表現は、目標ボリューウムのサイズ及び位置を示すように、ウインドウ22内に表示することができる。電極4、5、6の位置は、器官ORのリアルタイムなスキャンにより双方向的に測定されるようにような画像データに基づき、予め設定することができる。複数の穴を持つテンプテートを有するガイドブロック、又は定位固定のフレーム又はフレームのないガイド装置、例えば米国マサチューセッツ州バーリントンにあるRadionics社製の定位固定装置を使用したフリーハンド技術によって、該電極は組織内に挿入される。定位固定ガイドは、部品14で概略的に示されている。電極１用の14Aのようなガイド穴は、画像データに基づき、該電極を要求される目標位置に向ける。
【００２６】
本発明によれば、集合電極１、2、3は、発電機16からの同一の無線周波数電圧に接続される。従って、この集合電極は、有効面の大きな電極として機能することになる。それらの相対的な位置、方位によって、アブレーションボリューウムの様々な実際の形や大きさを作り出すことが可能となる。例えば、図１において、破線部は、器官ORの断面におけるアブレーション等温線を示す。このようなアブレーション等温線は、約５０以上の温度となる面とすることができる。上記Cosman他の論文によれば、この温度範囲において約30秒から数分間持続されると、組織細胞は、死滅、つまりアブレーションされる。従って、破線８で示されるアブレーションボリューウムの形状及び大きさは、集合電極の構成、露出チップ4、5、6の寸法、供給されるPF電力値、該電力が供給される持続時間、電極の冷却  等により制御することができる。図2a、2b、2c,  2d、2e、2fを参照すると、本発明による集合電極の実施形態の様々な断面例が示されている。電極の形状は、図1に示された平面切断面A視として示される。図2aを参照すると、２つの電極軸部40、41が描かれている。それらは円形金属管であり、様々な距離で隙間を空けて配置することができる。例えば、部品40、41の軸直径は、mmの端数から数mmの範囲とすることができる。医療ニーズに応じ、各軸部がお互いに近接した位置にある、又は数mm離されている場合は、実質的にそれらの軸部が接触するように、それらの軸部を隣接させることができる。
【００２７】
図２ｂを参照すると、断面Aにおける多くの軸部が示される。電極42、43、44、45は、円形直径の金属管とすることができ、図示されるように実質的に線形アレーの状態で配置することができる。このようなほぼ線形状のアレーは、様々な医療用途において活用できる。例えば、有効平面アレー電極チップが人体組織内に必要とされる場合、このようなほぼ線形のアレーが役に立つ。電極間の間隙は、医療ニーズに応じ、等しくすることも、違うものとすることもできる。電極の配置は、図2bに示されるような正確に線形である必要はない。電極は、それが挿入される間にぶつかる可能性のある要求熱アブレーション部つまり解剖対象物の形状に応じ、湾曲パターンとして挿入することができる。
【００２８】
図2cは、電極軸部が非線形、つまり幾何学的パターンとされた集合電極システムを示す。この例では、三角パターンの状態にある３つの電極46、47、48が存在する。3つの部品である独立した電極部品間の距離は、0から数mm又は数cmの範囲で変えることができる。また、該軸部の直径は、mmの端数から数mm以上までの範囲とすることができる。
【００２９】
図2dは、電極が四角又は４辺形パターンとされた4部品から成る集合電極を示す。電極50、51、53、54は、医療ニーズに応じ幾何学的パターンを持つように、図4dにおいてほぼ正方形状に配置されている。
【００３０】
図2eは、5角形パターンにおける５つの折り返しを持った集合電極を示す。電極58、59、60、62は、ほぼ円形の頂点位置となるように、又は医療ニーズに応えるため長円形状幾何学的パターンで集合することができる。
【００３１】
特定のニーズに対応するための他の幾何学的パターン又は形状を持つ電極も、本発明により用意することができる。各パターンを持ついくらか又は全ての電極は、より大きな単一電極に等価なものとするために、集合電極に有効等位面を与える同一の高周波電位に接続することができる。また、各例において、電極は、冷却され循環される生理食塩水のような冷媒で内部を冷却することができる。それによって、集合電極は、より効果面でより大きな、冷却された無線周波数構造とされる。この適用によって、より大きな無線周波数アブレーションを実現できる。また、複数電極の集合電極は、他の幾何学的寸法、つまり医療面での利点を充足することができる。
【００３２】
本発明の実施形態において、各無線周波数電極は、同一高周波数電位に接続される。図２の例において、無線周波数電極システムの有効直径は、コヒーレント方式で増加する。例えば、図2eにおいて、電極58、59、60、62が全て同一の無線周波数電位である場合には、単一のより大きな電極と、加熱効果において同等となる。例えば、図2eの構造において、電極間の間隙は、個々の電極の直径より実質的に大きくなく、集合電極のコヒーレント等位効果は、破線の円63の直径と等しい直径を持つ単一円形状電極に相当させることができる。集合電極から離れた位置において、5つの独立したRF電極の加熱効果は、破線63により示された単一円形状電極による加熱効果に近づき始める。従って、これは、RF熱アブレーションに関しては、図2fに、断面視において円形状管64として示された中実円形状電極と同等のものである。N数の電極を使用することにより、組織内に加熱用RF電流を送る導電性露出チップの総面積は増加する。これにより、供給される加熱電力は増加し、更に可能なアブレーションボリューウムの大きさも増加する。
【００３３】
また、N数電極の冷却能力は、数Nの増加に応じ増加する。電極数の増加させることによって、集合電極近傍の冷却面も増加する。従って、集合電極によるヒートシンク効果は、集合電極における１つの電極部品によるヒートシンク効果より大きい。これにより、破壊サイズを拡大することができる。
【００３４】
図２の集合電極の特定実施形態における例として、独立した電極軸部は、0.5mmから3.0mmの範囲とすることができる。それらは、本質的に平行な中実軸である2つ以上電極を持つ集合電極において使うことができる。断面視での集合露出先端チップは、3、5、10、15、20、25mm又はそれ以上の円形状とすることができる。該軸部の端部付近を、ハブのような構造によって固定することができる。電気的冷却ワイア及び管は、該ハブを介して各電極に接続することができる。
【００３５】
更に説明すると、図3は、例えば図１における断面Aでの３つの電極を持つ集合電極の他の断面図を示す。電極断面は、例えば円形金属管状軸のような部品70、71、72によって表されている。該断面は、図１に示されるように電極の露出チップ部の断面である。図示されるように、断面A上のいくつかの等位面は、線76、77、78によって定性的に示されている。等位表面は、電極70、71、72を共通の無線周波数電圧に上昇することにより達成される一定の電位（つまり電圧）の位置である。また、該等位面は、無線周波数電圧によって生成される電界を規定する。次にこの電界が、組織内の無線周波数電流を決定し、電極周囲に加熱電力をもたらす摩擦的熱損失を誘発する。参考のため、電界及び電位の理論は、E.M.Purcell著「Electricity and Magnetism」、J.D.Jackson著「Classical Electrodynamics 」及びJ.H. jeans著「Electricity and Magnetism」等の教科書に説明されている。無線周波数加熱の理論は、Cosman他による上記した論文の1部にみることができる。
【００３６】
図３は、等位線76、77、78が、集合電極からの距離が増加するにつれ線78が円状等高線に近づくことを定性的に示している。より大きな距離にある等位線は、円74により示されたような軸直径を持つ単一のより大きな電極に作られる   等位形状に類似したものになり始める。更に、集合電極近傍の距離に関しては、該集合電極の部品70、71、72の間隔が、該部品70、71、72自身の直径と比較しそれほど大きくない場合には、等位面、電界及び加熱パターン上のコヒーレント効果が存在する。例えば、図３の構造において、部品70、71、72が、同一電位である場合には、３つの集合電極の内側における電位は、比較的均一である。従って、そこでの電界は小さく、また、集合電極パターンの内側のRF電力損失も少ない。これは、独立した電極の各々が、例えばシーケンシャル的な方法で（同期的でなく）RF電力を供給され、そこにおいて大きな電力損失が３つの電極の内側領域に起こるかどうかの問題ではない。いくつかの集合電極部品に対する同一の無線周波数電圧のコヒーレント的供給による、集合電極の外側のより均一な加熱が存在する。これにより、組織のアブレーション部ホットスポット、局部的沸騰、及び焦げを低減できる。単一の大きな電極の挿入に対する、複数のコヒーレント的より小さな電極の利点により、該より小さな電極は、出血の頻度をより減少することになる。また、それらの寸法設定は、医療用途に応じて調整することができる。いくらかの小さなゲージ寸法の電極は、１つの大きな均等の無線周波数電極と比較し、痛み、不快感、及びそれに含まれるリスクはより少なくなる。例えば、いくつかの18ゲージ、つまり1.25mm直径の先端部を持つ無線周波数集合電極の肝臓内への挿入は、出血のリスクを大幅に減し、不快感も低減する。同等のもの、但し例えば、0.25",  つまり6.4mmの直径を有する、より大きな単一電極の挿入は、それが皮膚を通じて挿入された場合、出血の大きなリスクを抱えており、また患者に対し大きな不快感を与えることになる。
【００３７】
また、図３には、電極70、71、72が、その近傍の全領域を冷却するために電極チップ内を流れる冷却生理食塩水等の冷却液を備えていることが示されている。この冷却効果は、上記した親出願に従って、より大きな無線周波数破壊を作ることを可能とする。
【００３８】
図４は、電極からの径方向距離の効果としての加熱温度の分布を概略的に示す。曲線82は、図３の電極70のような単一の冷却された電極における温度分布を示す。その円形状部分の半径はR0である。その内部の冷却循環による、電極内の温度はT0である。独立した電極を介した、組織に対する無線周波数エネルギの供給は、曲線82を生み出す。これは、単一電極による熱分布であり、他の集合電極は、存在しないと仮定したものである。最大温度点は、破線80に対応している。T(MAX)は、医療ニーズに応じオペレータが選択することができる。水平破線81は、組織が死滅する温度に対応している。これは、相当な秒又は分の間持続される場合には、約40−50℃の範囲である。曲線82は、点84において該アブレーション温度線81と交わる。この点は、R1で示されたアブレーションボリューウムの呼び半径に対応する。
【００３９】
再び図４を参照すると、曲線87は、図3における例のように、3つの集合電極に関する温度分布を概略的に示している。電極70、71、72は、例えはそれぞれ半径R0を有しているとする。先に説明したように、コヒーレント集合電極の有効径REは、図3における破線円74の呼び半径である。全ての集合電極70、71、72が、温度T0に冷却されておいる場合、有効径RE内の組織温度は、約T0となる。無線周波数電圧が、同時に、電極70,  71、72の全てに供給される場合には、温度分布は、曲線87で示されるように形成される。この例では、該曲線は、より大きな半径の外側に延長する。適切な電力のため、曲線87は、T(MAX)の破線80と点85において交わる。これは、単一のより小さな電極に関する点83より大きな半径において交わる。更に、曲線87は、点86において、アブレーション温度線81に交わる。これは、半径R1より大きな半径R2に対応している。
【００４０】
曲線87は、内部温度T0に冷却された半径REを持つ単一無線周波数電極と同様なものにすることができる。集合電極内の温度分布は、単一冷却型の温度分布と同じであり、集合電極の外側の温度分布も、単一のより大きな半径の電極のものと同様である。このコヒーレント集合の電極温度分布は、個々に、別々に、シーケンシャル的方法で(図3の70、71、72のような)独立した集合電極部品に対し無線周波数を供給しまた冷却を施すことによって達成されたものとは実質的に相違する。この集合電極のコヒーレント特質は、より大きな熱アブレーションを達成する上での利点となる。
【００４１】
特定例を加えるために、3組の集合電極が、３つの中実金属電極で構成され、各電極は、直径約1.2mmの円形状断面の軸部を有する。各電極軸部は、2cmの露出チップを除き絶縁されている。３つのチップは、皮膚及び組織を貫通するように尖鋭とされている。3組の集合電極の先端において、電極チップは、独立した電極軸部の反対側末端部をハブ内に固定することにより、本質的に平行に方向付けられ且つお互いに近接した状態で保持されている。チップの中心軸線は、約5−７mmのチップ間の間隔を持って等辺三角上に配置されている。約0℃の冷却された生理食塩水は、より大きな熱破壊を行うことを可能とするように、３つの電極全てを介して循環される。
【００４２】
集合電極は、CT及び超音波誘導の下に、皮膚を貫通して、一体的に生存している患者の肝臓に挿入される。1.2mmの個々の軸部は、該挿入を、患者への出血及び不快感なしに、簡単に行われるのを可能とする。この電極は全て、同一のRF発電機のRF電圧出力部に接続されている。500キロヘルツ周波数の無線周波数発電機から3組集合電極への総電流約2000ミリアンペアの供給により、直径5−6cmの肝臓内にアブレーションボリューウムを作り出した。これは、患者の不快感を最小とし、大きなマイナス効果を伴うことなく、直径2−3cmの癌性腫瘍を破壊した。これは、集合電極の1つの電極が冷却されたものを使用した場合の、一般的なアブレーション直径である3cmと比較される。3組集合電極は、3組に供給される独立的なシーケンシャル的FR電圧によって作られるものより大きな破壊ボリューウムを作りだす。
【００４３】
図5を参照すると、本発明における他の実施形態の概略図が示される。N電極90、91、92、93、94、−−−の組E(N)が、器官又は人体臓器ORに挿入された状態で示されている。これらの電極は、例えば露出された先端チップを除く絶縁された部分を持つ金属軸とすることができる。これらは、自己貫通、つまり組織を貫通する尖鋭なチップを備えることができる。それらは、ほぼ平行なアレー状に配置され、面のような電極構成をしている。これは、平板のような電極、つまり連続的等位面と同様な効果を持つ。結線97は、発電システム100から全ての電極90、91、−−に対し設けられている。システム100は、上記したように発電機、制御部、冷媒供給機等を備えている。1部又は全体の電極を冷却する別の部品を設けることもできる。基準面電極102は、器官ORの表面に接した状態で示されている。それは、部品104によって、電力発電機100又は面電極102が冷却型である場合には冷却液供給機に、無線周波数電流を帰還する役割を果すシステム101に接続されている。このような構成は、大きなボリューウム又はブロックの組織のアブレーションが必要とされる場合には医療面で有用である。例えば、電極90、91、92、−−が肝臓のような器官内にほぼ平行なアレー状で挿入され、また、102のような基準電極が、電極アレーE(N)にほぼ平行な、肝臓の表面に配置される平面電極である場合、有効「平行平板状」電極構成が実現される。この例では、比較的均一で大きなブロックのアブレーション加熱ボリューウムが、電極アレーE(N)及び該面電極102の間に作られる。このボリューウム内で、アブレーションされることが好ましい癌性腫瘍又は他の組織異常は、完全に破壊される。
【００４４】
単一電極部品によって、又は、個々の電極を同時に無線周波数電位にするものと対照的に、それらを順番に無線周波数電位に接続することによって作り出されるものより大きなアブレーションボリューウムが作り出される。この格子型電極は、平行構成以外に配置することもできる。それらは、医療ニーズに適した他の構成の電極アレーE(N)を実現するように、湾曲されたアレー又は円形状アレーとすることができる。
【００４５】
図6を参照すると、本発明による更に他の実施形態が示される。この例では、N電極110、111、112、113、−−−の第1集合電極E(N)が器官ORに挿入される。115、116、117、118、−−−で示されるM電極の第2集合電極E(M)も器官ORに挿入される。説明のために、２つの集合電極は、実質的にお互いに平行に示されている。従って、各集合電極は、平行な平板構成と類似している。この電界は、2つの平行平板のコンデンサ間の電界と同様に、2つの集合電極間における器官ORの組織を通過する。組織の熱アブレーションは、同様に、集合電極アレー間に集中する。
【００４６】
結線121は、集合電極E(N)における個々の電極を、発電機100によって作られる高周波電力源に接続している。従って、電極アレー間の電流は、集合電極間の器官R内の体内組織を通過する。また、アレー内の個々の部品を、図１で説明したように冷却することができる。
【００４７】
図７を参照すると、本発明の他の実施形態が示されている。電極軸部130、131は、132及び133で示され、器官ORを貫通する尖鋭な先端を持つ露出チップを備える。目標ボリューウム135は、腫瘍である。熱破壊は、腫瘍を包み込み、そしてそれを破線136で示された余裕限界まで膨張させるようなものであることが好ましい。2つの電極軸部130,131は、経皮用又は手術用の体内への挿入用の中実金属とすることができる。該2つの電極は、支持部又は鞘部138内を順次スライドするプランジャ・ユニット137に取付けられる。案内ブッシュ部139は、電極軸部130、131を各々案内する、案内穴139A、139Bを有する。プランジャ・ハブ137は、端部ブッシュ139は、器官ORの表面近傍に位置する支持部138内の開口を通じて押圧されることが可能であり、一方、端部ブッシュ139は、器官ORの表面近傍に配置される。この方法において、該支持体は、器官表面に対し手によって保持することができ、組織内へ一体的に押し込まれる電極130、131を、それらのチップ132,133が目標ボリューウム135に到達するよう案内する。プランジャ137は、外科医が、該電極軸部をブッシュ139の外に押出すことを可能とするハンドル部140を備えることができる。支持部138は、141で示されるように、握りユニット又は他の握り部材を備えることができ、プランジャの作用に対抗するカウンタ・バランスを作り出し、それによって器官表面ORに対し、先端ブッシュ端部139を安定させる。この方法において、注射器が、針を患者の皮膚を介して挿入するために使用される場合よりもっと制御した状態で円滑に、該集合電極を器官OR内に挿入することができる。
【００４８】
電力発電機に対する結線146が示されている。結線146は、ハウジング137に対し内部的に、つまり軸部130,131に接続する。従って、導電性露出チップ132、133のいずれも、拡大されたアブレーションを誘発するための同一の電位に上昇される。冷媒供給機147は、流入管144と共に示されている。冷却生理食塩水又は他の適切な流体が、矢印F1で示されるように溝144を介し、矢印148で示されるように管部130、131の中に流れる。この流れは、電極130、131内において、チップ端部132、133に対し導かれる。ポート143からの流体の出口流れは、矢印FOで示される。
【００４９】
用途において、図7の装置は、様々な医療目的に使用できる。例えば、２つ以上の電極部品を持つ集合電極は、このような構成で使用することができる。130及び131で示された電極チップは、ブッシュ139内に引き戻すことができる。そして、このブッシュを、器官ORの外表面に対しリセットする。ハウジング138は、体内の目標部135の位置を示す画像データに基づく定位固定フレーム、フレームレス定位固定誘導装置、又はフリーハンド装置によって方向付けられる。チップ132、133の適切な方向及び貫通深さLが決定されると、プランジャ140は、前方に押出され、内側ハブ137は、ハウジング138内を前方に移動する。
【００５０】
それによって、該電極は、器官表面を越えて、距離Lほど、ゆっくり動く、つまり前進することができる。この貫通の度合いは、支持部138の外側壁部を移動可能なプランジャ表示器150によって評価及び表示することができる。該溝は、マーカー150によって示される、図7における深さLの度合いを計測するための計器を備えることができる。
【００５１】
図8は、本発明の１実施形態によるコヒーレント集合電極システムを示す。始めに、該集合電極の適切又は望ましい構成が、臨床医によって選択される。このステップは、通常、ブロック160で示される。この段階で、以下の要素に関する決定が、臨床医によって検討され、これは、例えば、(a)集合電極における電極数、(b)それらの相対的構成、個々の電極サイズ及びチップ露出、(c)各電極は、器官内での個々の電極位置に対し、1つの予め設定された集合電極又は個々のサイズ及び構造において望ましいものかどうか、(d)冷却と非冷却電極のどちらが望ましいかの決定、という方法によって成される。また、ブロック160は、患者の体内の腫瘍のような目標ボリューウムの位置、及び電極の望ましいアプローチ、位置、サイズ、及び数を決定するために、CT,  MR,  超音波、又は他のタイプのスキャンからの画像スキャンデータを処理するステップを行うこともできる。これは、米国マサチューセッツ州バーリントンにあるRadionics社のXknife,  SterePlan又はXseed  treatment  planning  systemに示されたような、３Dグラフィック及び定位固定方位、及び方法を使用したコンピュータ・グラフィック・ワークステーションにおいて行うことができる。
【００５２】
集合電極の定位配置は、ワークステーションにおいて予め計画される。熱等温及びアブレーションボリューウム、アブレーションの所要時間は、該ワークステーションにおいて、事前計画の1部として、計算し表示することができる。歴史的又は経験的情報を基にして、臨床医は、ステップ160において、沸騰、焦げ、及び他の不都合な効果に対する中断及び制御を決めるために、組織に供給する望ましい電力、電極により測定された又はサテライト温度検知電極によって組織内のいずれかにおいて測定された温度、無線周波数加熱の望ましい持続時間、及び抵抗の特性を決定する、これは、３Dコンピュータ・グラフィックを使用した全加熱プロセスの事前計画として行われる。
【００５３】
集合電極を挿入するステップは、図８におけるブロック170に示される。集合電極は、上記されたように、個々に又は一体的に体内組織に配置される。電極の配置を行う間、目標組織ボリューウム内でのそれらの適切な位置を決めるために、超音波、MRI、又はCTのようなリアルタイムの画像を使用することができる。集合電極は、このステップの間、望ましい深さに挿入される。電極への冷媒は、必要であれば、ステップ171の間に始められる。
【００５４】
外部発電機からの高周波電力は、上記したように、全体として、又はシーケンシャル的に、ケーブル結線を介して集合電極に供給することができる。高周波電力のレベルは、経験的又は事前計画によるパラメータに従って増加される。この増加は、手動又は自動で行うことができる。このプロセスは、発電機自体のマイクロプロセッサ制御に従って制御することができる。電力の上昇は、無線周波数破壊プロセスと関連した温度、抵抗、又は他のフィードバック・パラメータの測定値に従って制御することができる。
【００５５】
決定ブロック174は、電極に供給された電力が、温度のモニタリング又は事前計画に基づく、望ましい値を超えたかどうかを測定する。もしそうであれば、操作フローチャートのブロック176によって示されたように、電力を減少することができる。そうでなければ、ブロック177で示されるように、抵抗、直接可視化された破壊サイズのような他のパラメータがモニターされる。抵抗のようなこれらのパラメータが、許容できる限度内であれば、ステップ180で示されるように、電力はより増加される。ステップ185で示されるように、チップ温度又は組織内のサテライト・プローブからの温度をモニターすることができる。それらが許容レベル内又は目標温度以下に維持される場合には、ステップ181で示されるように、RF電力を増加又は冷媒の流量を変更することができる。
【００５６】
他の閾値又はパラメータの選択は、ブロック174、177、190、又は185に示されるステップの代わりとなる。例えば、制御パラメータとして電力を使用する代わりに、オペレータは、各電極において、供給され確立された電流、電圧、抵抗、又は温度を、計測、設定、変更、又は弱めることができる。全電極に対する総電流レベルは、制御、設定、又は確立するために、無線周波数出力パラメータとして使用することができる。各電極に対する電流又は電力出力は、一定に制御又は保持することができる。発電機出力パラメータに使用される選択は、医療ニーズ又は外科医の経験に応じ変えることができる。
【００５７】
一連の時間内にアブレーションを完了するための閾値は、ステップ186で示される。ステップ186の間に、望ましい破壊時間又は熱アブレーションボリューウムが経過・達成されると、ステップ190で示されるように手順は中止される。画像モニタリング又はサテライト温度センサによるモニタリングは、ステップ186の間に使用される。
【００５８】
本発明のシステム及びプロセスは、他の構成を含むことができる。例えば、定位固定フレーム又はフレームレス誘導システムを、集合電極アレーを形成する電極を方向付け、配置するために使用することができる。定位固定フレームの例は、米国マサチューセッツ州バーリントンにあるRadiopnics社のCRW定位固定システムである。フレームレス誘導定位固定システムの例は、米国マサチューセッツ州バーリントンにあるRadiopnics社の光学的追跡システムである。様々なガイド管、テンプレート、保持装置、アークシステム、空間デジタライザを、１つ以上の電極が体内又は器官に挿入され際、それらを保持するために使用することができる。CT,  MRI,  超音波のような画像様態を、電極の配置及び/又はアブレーション破壊の生成の前,過程、又は後に使用することができる。集合電極の1つ以上の部品は、その軸部又はチップに温度検知機能を備えることができる。集合電極近傍に配置されたサテライト電極は、加熱ボリューウム範囲をモニターするために使用することができる。準備された複数の穴を持つテンプレートを、器官近傍に配置し、集合電極部品を、設定されたパターンに従って個々の穴を通過させるようにすることができる。
【００５９】
図9a、9b、9cを参照すると、本発明による様々な電極構成が示されている。集合電極は、器官内に、平行又は非平行の形態で挿入することができる。例えば、電極200,201は、上記したように、ほぼ平行に挿入される集合電極である。ケーブル結線及び電力源は、図９に示されていないが、先に説明した通りである。同一のRF電圧(電位)に接続された場合、それらは、拡大されたアブレーションボリューウムを生む。集合電極のコヒーレント効果及び増加された表面積は、平行の例と同様に、より多くの電力を組織に加えることを可能とする。電極アレー207,208は、歪められた、非平行とされている。これらも上記した理由で、大きな破壊ボリューウムが作られることを可能とするものである。経皮的又は手術用の、非平行又は歪み構成のいずれかにおける、フリーハンドによる電極挿入は、本発明によるものである。
【００６０】
平行や非平行のような電極配置及び構成における変形は、医療ニーズの要求と同様に、アブレーションボリューウムの形状に変化を生むために使用することができる。変えられた方向からの電極挿入は、クリティカルな解剖構造又は障害を回避する上で有用であり、また、電極部品数の更なる増加により望ましい破壊サイズを達成する。電極部品のための露出伝導性チップの度合いは、医療面の目標部位に応じ変えることができる。例えば、図9において、露出チップ209は、望ましい破壊外形を生成するように、チップ210とは異なる長さを有する。電極209、210は、様々な長さに構成することができる。これは、斜線部207、208のような外部絶縁された鞘部、及び鞘部207、208内に挿入できる209、210のような絶縁されていない内部電極を使用することにより達成することができる。電極の挿入度合いの変化は、露出伝導性チップの長さの変化を生むことになる。参考として、Radionics社のGKS  電極キットは、このような様々な露出チップを有している。
【００６１】
図10は、本発明の他の実施形態を示す。３つの電極214、216、220は、腫瘍をアブレーションするために、器官OR内に配置されている。露出チップ215、217は、腫瘍ボリューウムTの不規則な形状をカバーする熱破壊を行うように適切な長さとされている。電極220は、器官ORに既に挿入された状態で示される。そのチップ221は、案内穴227によって腫瘍T内に配置されるように、破線228に沿って案内される。それらは、腫瘍Tを狙いとして定位固定的に配置されることが可能な案内ブロック内224で案内されるか、又は  上記したように、フリーハンドで、超音波、CTやMRIリアルタイムモニタリングの下で狙いとした所に案内される。ブロック224内の案内穴225、226、227は、電極挿入を計画、整列、案内するために設けられる。それらは、案内ブロック224内に、間隔を空け配置することができる。図１におけるように、超音波ローカライザを、モニタリングのために、ブロック224近傍に接続又は配置することができる。案内ワイア・プローブ（図10には示さず）を、まず目標Tに配置し、次に案内ブロックを目標Tに配置し、そして該案内ブロックと案内穴とを方向付けるため、案内ワイア・プローブを案内ブロックに接続することができる。214、216、220のような電極アレーのシーケンシャル又は平行な挿入は，フリーハンド、定位固定、案内ブロック、デジタライザ誘導装置、又は超音波、MRI,又はCT制御を使用して行うことができる。
【００６２】
図11は、平行構成において電極軸部を固定するための統合ハブを持つ集合電極に関する本発明による例を示す。電極軸部240、241、242は、金属管のような中実で細長い構造である。それらの基部に近い長さ部分は、斜線部で示されたように電気的に絶縁されている。各軸部は、露出された導電性チップ244、245、256をそれぞれ備えている。該露出チップの長さは、医療ニーズに依存し、5−40mm以上の長さ範囲を使用することができる。チップ直径は、mmの端数から数mmの範囲とすることができる。該チップは、チップ246の先端248で示さるように、チップを突き刺すために、先端が尖鋭とされる。該軸部の基部に近い端部は、各軸部を実質的に平行に維持するために、ハブ250に対し、機械的に固定されている。該電極の他の観点は、上記した通りである。ハブ250は、人体組織、つまり肝臓、脳  等に経皮的に導入するために、手で握るようにすることができる。RF発電機252及び冷媒供給機253への接続は、ここで先に図示したものに関連して説明された。該電極軸部は、この例においては、破線で示されるように直径Dの円形状領域に収容される。例えば、直径1−2mmの電極チップに対して、図11におけるような３つの電極の集合電極は、直径5−10mmの領域に収容される。電極チップの数及び幾何学的配置は、上記した図に関連して説明されたように変えることができる。電極チップの直径及び収容範囲の直径Dも医療ニーズに応じ変えることができる。
【００６３】
集合電極アレーにおける個々の電極は、医療ニーズ及び技術的要求として、多くの集合電極及び医療ニーズによる組織貫通チップを持った状態で、先を尖らせるか、又はそうしないようにすることができる。例えば、脳における、丸くした滑らかなチップ電極は、脳組織を貫通し、血管を貫通することによる出血のリスクを低減することを可能とする。経皮挿入のために、先端を尖らせた電極又は丸いチップに先行する先の尖った案内套管が、医療技術に適している可能性がある。
【００６４】
集合電極アブレーションプロセスを制御するための高周波数発電機からの電気的出力パラメータの選択は、オペレータの経験、技術、又は  好みによって大きく変化すると考えられる。例えば、上記実施形態において、共通RF電圧は、全集合電極に同時に供給される。本発明による他の実施形態として、オペレータは、RF電流を、集合電極の個々の電極、又は  集合電極の全体の総電流に対して制御することを選択することができる。各電極の電圧は、各電極からの一定電流出力を達成するために、供給することができる。一定電流出力を得る別のやり方が、いくらかの医療面での設定に必要とされる可能性もある。各電極の電圧設定及び電極間の電圧供給フェーズは、組織内の温度センサ、又は例えば、熱感知MRIスキャンを使用して温度分布の可視化によってモニターする際、組織内に望ましい温度分布を達成するために実行することができる。従って、電気出力のタイプ、シーケンス、及びレベル、また  集合電極に対する該分布は、本発明の範囲内において多くの変形が考えられる。
【００６５】
このような点を考慮すると、当業者にとって明らかなように、装置及びシステムは広範囲に、そして、本特許請求の範囲を参照して考慮されるべきである。
【図面の簡単な説明】
【図１】  本発明のコヒーレント集合電極システムによる目標組織域の熱アブレーションを作り出すために、患者の器官内に配置される複数の無線周波数（RF）電極の概要図である。
【図２】    本発明によるコヒーレント集合電極システムに使用可能な電極の様々な構成を例示的に示す概要図である。
【図３】    ３つの電極を有する本発明によるコヒーレント集合電極システムの1実施形態に関連する等位線を示す。
【図４】  単一無線周波数電極の例及び本発明の、コヒーレントシステムの１実施形態における、温度と距離との関係を示すグラフ図である。
【図５】  本発明による、コヒーレント集合電極システムに他の実施形態を示す概要図である。
【図６】  双曲配置で使用される1組の平行、複数電極からなる本発明によるコヒーレント集合電極システムの他の実施形態を示す概要図である。
【図７】    本発明による発電機及び冷却システムに接続されたコヒーレント集合電極システムを有する一体化されたプランジャの1部断面概要図である。
【図８】  本発明によるオペレーションを示す流れ図である。
【図９】  本発明による様々な平行、非平行電極チップ構成を示す概要図である。
【図１０】  本発明によるコヒーレント集合電極システムの案内された挿入を示す1部断面概要図である。
【図１１】  本発明による固定されたハブを有するコヒーレント集合電極システムを示す概要図である。
【図１】
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【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】
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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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