(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
生物の身体内の固体の質量体を間質加熱する医療装置にして、
尖った末端を有する細長い剛性な器具であって、前記尖った末端により形成された前記固体の質量体の穿刺部を通じて前記固体の質量体内に挿入可能な構造とされた前記細長い剛性な器具と、
前記細長い剛性な器具に係合可能な構造とされた細長いスリーブであって、前記固体の質量体の穿刺部を通じて前記固体の質量体内に挿入可能であり且つ前記固体の質量体内に伸長し得る構造とされた前記細長いスリーブと、
前記細長いスリーブの末端の付近に配置された膨張可能なチャンバと、
前記細長いスリーブ内に配置された少なくとも一つの通路であって、前記膨張可能なチャンバが前記固体の質量体内で間質的に配置されている間に、前記膨張可能なチャンバを膨張させる流体を前記膨張可能なチャンバに供給する前記少なくとも一つの通路と、
前記膨張可能なチャンバに前記流体が充填されている間に、前記膨張可能なチャンバ内の流体を加熱すべく、前記膨張可能なチャンバ内に配置された加熱装置と、
前記細長いスリーブ内に配置された少なくとも一つの細長い導体であって、前記膨張可能なチャンバが前記固体の質量体内に間質的に配置され且つ前記流体で充填されている間に、前記加熱装置を駆動し得るように、前記加熱装置に接続された前記細長い導体とを備えることを特徴とする医療装置。
【請求項２】
請求項１に記載の医療装置にして、前記細長い剛性な器具が針を備えることを特徴とする医療装置。
【請求項３】
請求項１に記載の医療装置にして、前記細長い剛性な器具がトロカールを備えることを特徴とする医療装置。
【請求項４】
請求項１に記載の医療装置にして、前記細長い剛性な器具及び前記細長いスリーブが、分離して且つ独立的な要素であることを特徴とする医療装置。
【請求項５】
請求項１に記載の医療装置にして、前記細長いスリーブが前記細長い剛性な器具の上に直接、取り付けられることを特徴とする医療装置。
【請求項６】
請求項１に記載の医療装置にして、前記細長いスリーブが前記細長い剛性な器具の上に摺動可能に係合し得る構造とされることを特徴とする医療装置。
【請求項７】
請求項６に記載の医療装置にして、前記細長いスリーブが、前記細長い剛性な器具を貫通して長手方向に伸長する通路を有し、該通路が、前記細長い剛性な器具に摺動可能に係合するのに適した寸法を有することを特徴とする医療装置。
【請求項８】
請求項１ないし７の何れか一項に記載の医療装置にして、前記膨張可能なチャンバがバルーンを備えることを特徴とする医療装置。
【請求項９】
請求項１ないし８の何れか一項に記載の医療装置にして、前記膨張可能なチャンバが前記細長いスリーブの上に直接、取り付けられることを特徴とする医療装置。
【請求項１０】
請求項１ないし９の何れか一項に記載の医療装置にして、前記加熱装置が、前記膨張可能なチャンバ内の抵抗性通路内に電流を流すことにより、前記膨張可能なチャンバ内の前記流体を加熱することを特徴とする医療装置。
【請求項１１】
請求項１０に記載の医療装置にして、前記加熱装置は、複数の電極を有し、前記細長いスリーブを貫通して伸長する複数の細長い導体が設けられ、前記膨張可能なチャンバに導電性の流体が充填されている間に、前記導体が、前記複数の導体のそれぞれの一つに接続されて、前記電極間に高周波の電力を提供するようにされ、これにより、前記流体が、該流体を流れる抵抗損失により加熱されるようにしたことを特徴とする医療装置。
【発明の詳細な説明】
発明の背景
本発明は、組織の間質加熱方法、特に、固体の質量体内で間質的に配置された膨張可能なチャンバによって生物の身体内部の固体の質量を加熱する方法に関する。本明細書に使用するように、「間質（ｉｎｔｅｒｓｔｉｔｉａｌ）」という語は、構造体の細胞要素の間に配置されていることを意味する。
固体の器官を穿刺し、非膨張可能な間質装置をその固体の器官内に挿入することを含む、各種の間質壊死法は公知である。この間質装置は、電気外科手術法、低温切除法、レーザ融除法、又はアルコール注入法に使用することができる。
血管形成法の実施中、又は実施する間に、カテーテルシャフトに取り付けられた膨張可能で加熱可能なバルーンを血管内の加熱源として使用することのできる、バルーンカテーテルが公知である。こうしたバルーンカテーテルは、その開示内容の全体を引用して本明細書に含めた、レノックス（Lennox）及びその他の者の米国特許第4,955,377号に詳細に記載されている。かかるバルーンカテーテルは、良性又は悪性の腫瘍の高温療法、又は前立腺の拡張のような非侵襲的な適用例にて使用することもできる。バルーンからの熱は望ましくない細胞を破壊し、その熱は、最終的に、患者の体内に吸収される。
発明の概要
本発明の一つの目的は、穿刺部を通じて固体の質量体内に挿入することのできる膨張可能な間質加熱チャンバを提供することにより、固体の質量体に小さい非外傷性の穿刺穴を形成するだけで、極めて大きい量の固体の質量を制御状態で加熱することを可能にする医療装置、及びその使用方法を提供することである。
特に、本発明の一つの形態において、尖った末端を有する細長の剛性な器具は、その鋭い末端により形成された固体の質量体の穿刺部を通じて生物の身体内の固体の質量体内に挿入可能である。細長いスリーブ（細長い剛性な器具に係合する）は、固体の質量体に形成された穿刺部を通じてその固体の質量体内に挿入可能である。細長いスリーブの末端付近にある膨張可能なチャンバには、そのチャンバが固体の質量体内で間質的に位置決めされる間に、その細長いスリーブ内に位置する少なくとも一つの通路を通じて流体が供給されてチャンバを膨張させる。膨張可能なチャンバ内に配置された加熱装置は、細長のスリーブ内に配置された少なくとも一つの細長の導体を通じて給電される。これにより、チャンバが流体で充填され且つ固体の質量内に間質的に位置している間に、チャンバ内の流体を加熱する。
本発明は、膨張可能な加熱可能なチャンバを使用するから、本発明は、有効な「無痛」の外科手術により制御された方法にて多量の容積の組織を加熱するために使用することができる。このようにして、本発明は、開腹、又は腹腔鏡下外科手術を回避する。本発明は、非膨張性の電気外科手術用プローブ、又は低温プローブを必要としないため、プローブの寸法と該プローブを固体の質量体内に挿入することに起因する外傷との兼ね合いを図る必要がない。本発明は、間質レーザファイバを必要としないため、ファイバの先端における炭素の形成を回避するために電力を制限することを煩う必要がない。本発明は、アルコールを組織内に注入する必要がないから、アルコールが標的たる部位を超えて非制御状態に拡がることを何ら心配しなくてよい。
更に、本発明は、温度、電力、又は時間のような従来技術分野の処方パラメータではなくて、その膨張可能なチャンバ内に導入された流体の容積を処方パラメータとして使用することを可能にする。この膨張可能なチャンバにより画成された加熱面の幾何学的形状を変化させることにより、加熱効果のある容積を変化させ且つ制御することができる。
本発明の更に別の有利な点は、栄養供給血管（壊死すべき組織に栄養供給する血管）の付近に膨張可能なチャンバを配置することにより生じる戦略的な虚血状態を通じて組織を壊死させ得ることである。血管の圧縮と熱とを組み合わせることで、血管を閉塞させることができる。こうした血管により栄養供給される組織は、虚血及び低酸素症（酸素の不足）のために壊死する。この方法によって器官又は腫瘍床の全体を破壊することが可能である。
本発明は、局部的な虚血（血液流の減少）を生じさせるため、加熱方法用のリアルタイムの案内手段として、カラー流れドップラー画像法を使用することができる。
本発明のもう一つの形態において、チャンバが固体の質量体内で間質的に配置されている間に、そのチャンバを膨張させると、そのチャンバを取り巻く組織を圧縮して虚血状態にし、このチャンバを取り巻く組織を圧縮して虚血状態にする結果、加熱装置に給電する間の組織による吸熱効果が低下する。組織を通る血液の流れが妨害されるため、チャンバからの熱は、血液が組織を自由に循環するときよりも、より効果的に組織に吸収される。
以下の詳細な説明を添付図面を参照しつつ読むならば、本発明のその他の多数の特徴、目的、及び有利な点が明らかになるであろう。
【図面の簡単な説明】
図１は、針に取り付けられた加熱可能で膨張可能なバルーンを有する医療装置の図である。
図２は、固体の器官に接近する図１の医療装置の概略図である。
図３は、針が固体の器官を穿刺した後の図１の医療装置の概略図である。
図４は、バルーンが固体の器官内で膨張した状態の図１の医療装置の概略図である。
図５は、バルーンが収縮して、固体の器官内に空洞を残すときの図１の医療装置の概略図である。
図６は、固体の器官から除去される図１の医療装置の概略図である。
図７は、図１の線７−７に沿った医療装置の断面図である。
図８は、トロカールを摺動可能に取り巻く可撓性のシースに取り付けられた加熱可能で膨張可能なバルーンを有する医療装置の図である。
図９は、図８の医療装置のトロカールの図である。
図１０は、トロカールが固体の器官を穿刺した後で、バルーンを保持する可撓性のシースがその穿刺部を通じて固体の器官内に入った後の図８の医療装置の概略図である。
図１１は、バルーンを保持する可撓性のシースが固体の器官に入った後の図８の医療装置の概略図である。
図１２は、バルーンが固体の器官内で膨張した状態の図８の医療装置の概略図である。
図１３は、バルーンが収縮して、固体の器官内に空洞を残すときの図８の医療装置の概略図である。
図１４は、トロカール、及び可撓性のシース（バルーンを保持する）が固体の器官から除去される図８の医療装置の概略図である。
図１５は、図８の線１５−１５に沿った医療装置の断面図である。
図１６は、図１及び図８の医療装置と共に使用される高周波電源及び温度制御回路のブロック図である。
図１７は、図１及び図８の医療装置と共に使用される温度制御回路の詳細なブロック図である。
詳細な説明
図１乃至図７を参照すると、医療装置２００は、尖った末端を有するステンレス鋼製の21ゲージ針２０２と、その先端を除いて針２０２の全体を覆うポリイミドシース又はスリーブ１０と、その両端がシース１０に露出された可撓性のシリコーンスリーブの形態をした膨張可能な弾性バルーン８とを備えている。高周波の電流がバルーン内の導電性流体を通って流れ、その流体を加熱させ得るように、バルーン８内には環状電気接点２２、２４が設けられている。
手術中、バルーン８が収縮状態にて、針２０２の先端を使用して固体の器官２０４を穿刺する（図２及び図３）。次に、バルーン８が所望の位置にて固体の器官２０４の間質内に配置されたならば、所望の量の導電性流体３６でバルーン８を膨張させ（図４）、局部的な圧縮虚血状態にし且つ加熱面（バルーン８の表面）を拡張させる。所望の時間及び所望の所定の温度にてバルーン８内の電気接点２２、２４の間に電流を流して、バルーン内の流体を加熱する。バルーン表面からの熱伝導による熱の移動により、その周囲の組織が加熱され且つ壊死する。組織を圧縮して虚血状態にすることでその組織を流れる血液に起因する吸熱効果が軽減される。ある手術後の場合、加熱方法が完了したならば、その後に、バルーン８を冷却させて、組織を改質良させて、これにより、固体の器官２０４内に空洞２０６が形成され易くすることがてきる。その後、バルーンを収縮させ（図５）、固体の器官２０４から医療装置２００を除去する（図６）。所望であれば、エタノール（凝固した組織内にゆっくりと浸潤する）、放射性核、抗生物質又は化学療法剤を空洞２０６に充填することができる。
標的とする組織は、悪性又は良性腫瘍、嚢、外因的にその付近の体腔を狭くする過剰形成組織とすることができる。この医療装置２００は、脳、リンパ腺、肺、胸部、腎臓、肝臓、脾臓、卵巣又は前立腺を含むあらゆる固体の器官で使用することができる。
体積の加熱程度は、組織と加熱装置との温度差のみならず、加熱源の幾何学的形状により左右される。この直径が大きければ大きい程、熱は組織内により深く吸収されて、壊死の容積も増大する。即ち、バルーン８を膨張させるのに使用される流体の量を処方量のパラメータとして使用することができる。
栄養供給血管（壊死すべき血管に栄養供給する血管）の付近にバルーン８を配置することに起因する戦略的な虚血状態を通じて組織を壊死させるために、この医療装置２００を使用することができる。血管の圧縮と熱とを組み合わせる結果、血管が閉塞する。この血管により栄養供給される組織は、虚血及び低酸素症により壊死する。
一つの実施の形態において、バルーン８の肉厚は約0.0762乃至0.1016ｍｍ（約0.003又は0.004インチ）であり、その長さは約１ｃｍであるが、特定の手術目的に対応してより長く又はより短いバルーンとすることができる。通常の食塩水（水中に0.9％のNaCl）、導電性の放射線不透過性流体、食塩水と放射線不透過性流体の混合体のような導電性流体をバルーン８に充填することができる。この流体は、針２０２（直径約0.508ｍｍ（約0.020インチ））の中央内腔２２０を通って注射器２２４から流れ、流体ポート２２２（針２０２及びシース１０に切って形成される）を通ってバルーン８に入る。医療装置２００の基端における流体通路は、雌型ルア接続具２２６にて終端となっている。注射器２２４のピストンの変位を観察することにより、バルーン８の容積を現場で判断することができる。
バルーン８の内部の環状電気接点２２、２４は、シース１０の部分（該電気接点が取り巻き且つシースに直接、接着される部分）に適合した内径を有する。一つの実施の形態において、接点２２、２４間の間隔は、バルーンの全長の約１／２であり、バルーンのそれぞれの端部からの間隔は、バルーンの全長の約１／４であり、このため、バルーンは均一に加熱される。これらの接点の寸法は、実行すべき手術方法の性質に従って変更が可能である。一つの実施の形態において、これらの接点は、その軸方向長さ及び直径が略等しい環状で肉厚の薄いバンドの形態をしている。これらの接点は、半径方向厚さが約0.0508ｍｍ（約0.002インチ）の高さの低い形態となる。これらの接点は、導電性溶液及び使用状態に適合可能である任意の導電性材料で製造することができ、また、白金又はタンタルのような放射線不透過性金属で製造することができ、このため、これらの接点は、カテーテルを配置する間の放射線不透過性マーカとしての役割を果たすことができる。一つの実施の形態において、接点２２、２４は、スズで被覆されており、このため、これらの接点は、スズはんだによりワイヤー（接点を高周波数電源の両極に接続する）にはんだ付けすることができる。
直径約0.3556ｍｍ（0.014インチ）で且つ長さ約0.508ｍｍ（0.020インチ）のビードサーミスタ２６が電極２２、２４の間でシース１０の上に直接取り付けられている。サーミスタ２６は、電極２２、２４の中間にてカテーテルシャフト１０の壁に形成された開口部の頂部にきちっと嵌まる。エポキシ又はウレタンの絶縁性被覆が開口部の頂部（サーミスタがその上に載る）にてサーミスタ２６を密封する。ニッケルサーミスタ導線がサーミスタ２６を電極２２に接続する。他方のニッケルサーミスタ導線にはんだ付けされたワイヤーが他方のサーミスタ導線を温度制御回路に接続する。
図７を参照すると、針２０２と肉厚の薄いポリイミドシース１０（外径約0.889ミリ（約0.035インチ））との間のスペース、即ち、注入物（バルーンの膨張流体）が入るのを防止する絶縁材料２２８が「はめ込まれた（ｐｏｔｔｅｄ）」）スペース内にて、ワイヤー２０、１８、３０が医療装置２００の基端からバルーン８まで伸長している。これらのワイヤー２０、１８は、それぞれ電流が制御された（一定電流）の高周波電源の両極に接点２２、２４を接続する。ワイヤー３０がサーミスタ２６の導線の１つを温度制御回路に接続する一方、ワイヤー２０（接点２２に接続された）はサーミスタ２６の他方の導線を温度制御回路に接続し、該接点は、サーミスタ２６の他方の導線に接続される。これと代替的に、ワイヤー２０に代えて、２本のワイヤーを使用して、一方のワイヤーが接点２２を高周波数電源に接続する一方、もう一方のワイヤーがサーミスタの導線を温度制御回路に直接、接続するようにしてもよい。
接点２２、２４の間に高周波の電力を印加するために使用されるＲＦ電源は、650キロヘルツで作動するが、約100キロヘルツ乃至１メガヘルツの範囲内の任意の周波数で作動するようにしてもよい。直流、低周波数電流、或いはマイクロ波電力ではなくて、高周波電力を使用することが重要である。その理由は、直流又は低周波数と比べて、100キロヘルツ以上のＲＦ周波数において生理学的反応又は電気的閉塞応答性の虞れが少なくなり、また、マイクロ波ではワイヤー１８、２０に放射損失を生じ、その結果、例えば、シース１０が不当に加熱されることもあるからである。流体３６は、抵抗損失を有するものを選択する一方、電気的インピーダンスが十分に低く、約100ボルト以下の電圧にてＲＦ電源により供給された電流を伝達し、絶縁ワイヤー１８、２０に何らアーク放電が生じないようにする。例えば、電流Ｉを１アンペアとし、電極の間及び流体におけるインピーダンスＲが100オームであるならば、電圧Ｖは、Ｖ＝ＩＲに従って100ボルトとなり、流体中に放散される電圧力Ｐは、Ｐ＝Ｉ2Ｒに従って100ワットとなる。一般に、２つの電極を採用する場合、それらの電極間のインピーダンスは、1000オーム以下、例えば、50乃至500オームの範囲内、又は100オームとなる。
全ての場合、電気接点がバルーンの内部に略閉じ込められるようにバルーンの形状及び電気接点の構造並びに間隔を予め選択する。
医療装置２００は、プラグ３９（該プラグが関係する医療装置の特定の寸法に合わせて、電源が１／10、１／４、１／２又は１アンペアの最大電流にて作動するようにする）により、ＲＦ電源及び温度制御回路に差し込まれる。このプラグ３９は、７本のピンを有している。そのピンの内３本は、カテーテルを操作するために必要とされる。製造中、残りの４本のピンの選択した２本のピン同士をプラグ３９内にてジャンパ接続させる。このジャンパ接続部は、このジャンパ接続部がどのピンに接続するかに対応して、最大時にＲＦ電源が発生可能である電流の量を示す。このため、ユーザは、適当な医療装置を選択すればよく、適正な最大電流を選択することを悩む必要はない。
バルーン８が導電性の放射線不透過性流体を保持するならば、バルーン８の位置は、放射線写真により監視することができる。代替的な案内技術には、超音波写真法、ＭＲＩ、及び触診法がある。更に、本発明は、局部的な虚血を生じさせるが、加熱方法のリアルタイムの案内手段として、カラー流れドップラー画像法を使用することができる。
図８乃至図１５を参照すると、本発明による別の医療装置２０８は、ステンレス鋼トロカール２１０と、シース２１２内で長手方向に伸長する内腔２１４を貫通してトロカール２１０に摺動可能に係合する可撓性のナイロンシース２１２とを備えている。膨張可能でシリコーン製バルーン８は、その両端がシース２１２に結合されている。
手術中、トロカール２１０の先端を使用して、固体の器官２０４を穿刺し（図１０）、その後に、シース２１２を穿刺部を通じてトロカール２１０の上方に亙って固体の器官２０４内の標的とする組織に達するように案内し、バルーン８が固体の器官２０４内の所望の位置にて間質的に配置されるようにする（図１１）。このバルーン８は、膨張され（図１２）、電気接点２２、２４の間を電流が流れて、バルーン内の流体を加熱させるようにする。この加熱工程が完了したならば、バルーン８を収縮させ（図１３）、特定の方法にては、冷却することが許容されて、固体の器官２０４に空洞２０６を残す。次に、医療装置２００を固定の器官２０４から取り外す（図１４）。
図８乃至図１５のトロカールの実施の形態は、肝臓、又は脾臓のような柔軟で且つ可撓性のある器官を間質的に加熱するのに特に有用である。特に、患者の皮膚に関するかかる器官の位置が変化する可能性がある場合である。図８乃至図１５のトロカールの実施の形態を使用するとき、可撓性のシース２１２を器官内に挿入した後であるが、バルーン８を膨張させる前に、剛性なトロカール２１０を柔軟な器官から取り外すことができる。
これと代替的に、可撓性のシース２１２を取り外した後にトロカール２１０を、固体の器官２０４内の所定位置に止まるようにし、別の医療装置をトロカール２１０の上方に亙って摺動させ、エタノール、放射性核、抗生物質、化学療法剤等を固体の器官内に注入するようにしてもよい。
図１５を参照すると、可撓性のナイロンシース２１２（外径が約1.219ｍｍ（約0.048インチ）以下）は、３つの内腔２１４、２１６、２１８を有している。内腔２１４（直径約0.508ｍｍ（約0.020インチ））は、シース２１２の基端から末端まで伸長し、トロカール２１０（外径約0.4572ｍｍ（約0.018インチ））に摺動可能に係合する。内腔２１６は、カテーテルシャフト１０の基端における注射器２２４から伸長して、バルーン８の内部の流体ポート２２２に達し、バルーン８を膨張させ且つ収縮させたとき、注入物たる流体３６に対する導管を提供する。内腔２１８は、カテーテルシャフト１０の基端からバルーン８の内部に達して、ワイヤー１５、２０（それぞれ電極２４、２２に接続されている）、及びワイヤー３０（サーミスタ２６の導線の一方に接続される）に対する導管を提供する。図１乃至７の実施の形態に関して、上述したように、このサーミスタ２６の他方の導線は、電極２２に接続されている。内腔２１８は、注入液が内腔に入るのを防止する高絶縁強度の材料が「嵌め込まれている」。
図１６を参照すると、図１乃至図７及び図８乃至図１５の実施の形態に関して、使用されるＲＦ電源及び温度制御回路３８は、ＲＦ電源５０と、温度制御回路５２と、ソリッドステートスイッチ５４とから成っている。ワイヤー１８は、電極２４をＲＦ電源５０に接続する一方、ワイヤー３０は、サーミスタ２６を温度制御回路５２に接続する。温度制御回路５２のタイミング回路５６は、保持／ＮＯＴサンプルライン５８を接続して、ソリッドステートスイッチ５４が前後に起倒して、これにより、ワイヤー２０は、ＲＦ電源５０を電極２２に接続する導線として、又は、温度制御回路５２をサーミスタ２６に接続する導線として選択的に機能する（電極２２は、サーミスタ２６の導線の一方に接続されていることを想起すること）。温度の検出期間は、60ヘルツサイクルの１％に相当する。ソリッドステートスイッチ５４がワイヤー２０を温度制御回路５２に接続すると、この温度制御回路５２は、ソリッドステートスイッチ５４がその次にワイヤー２０をＲＦ電源５０に接続したときにＲＦ電源５０が供給すべき最大電力量を判断する。このようにして、温度の検出と、電極への電流の付与とを多重化することにより、この温度制御回路は、サーミスタ２６が電極２２、２４から雑音を拾うことを無くす。
図１７を参照すると、線形化回路網８０は、温度制御回路５２内にて、温度センサ２６からの信号を線形にして、その線形化された信号をサンプル及び保持レジスタ８２に供給する。この信号は、低温度基準点８６を有する増幅器バッファ８４に供給される。実際の温度ディスプレイ回路８８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の出力をユーザが設定した温度設定電圧９２と比較する。この最大のＲＦ電流制御回路９４は、制御増幅器９０の出力を受け取り、ＲＦ電源５０が発生すべきの最大のＲＦ電力レベルを決定する。最大のＲＦ電力制御回路９４からの信号は、絶縁回路網９６（ＲＦ電源５０と相互接続する）により受け取られる。この温度設定電圧９２は、バッファ増幅器９８により受け取られて、温度ディスプレイ１００により表示される。
タイミング回路５６は、60ヘルツにて保持／ＮＯＴサンプルライン５８を接続して、このため、保持／ＮＯＴサンプルライン５８は、サイクル中の１％にて低である一方、サイクルの残りの９９％にて、高となる。温度センサ２６からの信号が取り出されるとき、保持／ＮＯＴサンプルライン５８は、低い一方、温度センサ２６からの信号が取り出されないとき、高となる。保持／ＮＯＴサンプルライン５８の信号は、ＲＦ出力作動ゲート１０２により受け取られる。サンプル及び保持レジスタ５２の出力は、開き且つ短いセンサ検出器１０４により処理されて、短く、又は開いたセンサのようなセンサに作動不良が生じたかどうかを判断する。開き且つ短いセンサ検出器１０４の出力はＲＦ出力作動ゲート１０２により受け取られる。ＲＦ出力作動ゲート１０２が絶縁回路網９６に信号を送り、センサが作動不良となり、又は、温度センサ２６からの信号を受け取ったとき、この絶縁回路網がＲＦ電源５０をオフにする。
ディバイダ１０６は、保持／ＮＯＴサンプルライン５８から信号受け取り、その出力を経過時間ディスプレイ１０８に供給する。設定時間ディスプレイ１１０は、ユーザが設定した時間設定スイッチ１１２により表示された時間を表示する。時間比較回路網１１４は、経過時間をユーザが設定した時間と比較し、出力信号を出力作動回路１１６に供給する。出力作動回路１１６の出力（経過時間がユーザが設定した時間よりも短いときに限り作動可能である）は、ＲＦ出力作動レジスタ１１８に供給される。一方、このＲＦ出力作動レジスタ１１８は、その作動入力への信号を経過時間ディスプレイ１０８に供給し、また、ＲＦ出力作動ゲート１０２に供給する。このため、ユーザが設定した時間が経過したとき、ＲＦ電源５０をオフにすることができる。設定時間スイッチ１１２に対するスイッチデバウンス回路１２０が設けられる。
ユーザは、ＲＦ電源５０を作動させるためには、足踏みスイッチ１２２を踏まなければならない。足踏みスイッチ１２２を作動させる間に、また、ユーザにより設定された時間よりも経過時間が短いとき、出力不作動回路１１６は、ＲＦ出力作動レジスタ１１８に信号を送り（一方、このＲＦ出力作動レジスタは、その信号を経過時間ディスプレイ１０８の作動入力に送る）、また、ＲＦ作動出力ゲート１０２に信号を送って、ＲＦ電源５０をオンにすることができる。この足踏みスイッチ１２２を不作動にすると、信号は、経過時間の再設定レジスタ１２４に流れて、経過時間ディスプレイ１０８を再設定し且つＲＦ出力作動レジスタ１１８を再設定させる。このＲＦ出力作動レジスタ１１８の再設定により、ＲＦ出力作動ゲート１０２は、ＲＦ電源５０をオフにする。足踏みスイッチ１２２のデバウンス回路１２６が設けられている。
温度制御回路を使用するとき、ユーザは、最初に、所望の温度（温度設定電圧９２）を予め選択して、バルーン８を加熱すべき時間の長さを設定する（時間設定スイッチ１１２、図６）。バルーン８が少なくとも低圧力まで膨張したとき、ユーザは、足踏みスイッチ１２２を踏んで、これらの電極の間にて双極式の加熱が為されるようにする。等式Ｐ＝Ｉ2Ｒ（ここで、Ｐは、流体中に放散された電力、Ｉは、電極を流れる電流、Ｒは、流体の抵抗値である）に従って、熱は、流体内に放散される。この流体からの熱は、バルーンの壁を横断して、取り囲む組織内に伝達される。この流体は、ユーザにより設定された温度まで加熱される。ユーザにより設定された時間が経過する迄、又は、ユーザが足踏みスイッチ１２２を不作動にする迄、加熱が続けられる。
組織を間質的に加熱するための新規且つ改良に係る装置及び技術について説明した。本発明の着想から逸脱せずに、本明細書に記載した特定の実施の形態の多数の用途及び変形並びに変更が当業者に明らかであろう。例えば、バルーン内の流体は、具体的に上述した以外の方法により加熱することができる。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図７】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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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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