JP4138249B2 - 高周波エネルギー放出デバイス - Google Patents

Description

【０００１】
本発明は、例えば組織切除処置（tissue ablation procedures）の間に、高周波（ＲＦ）エネルギーを放出するための新規のデバイスに関する。
【０００２】
本発明は、特に、高周波切除を最適化するための電極の新規概念に関する。この概念は、以下において、冷却・湿潤式電極（cooled-wet electrode）と称される。
【０００３】
外科的切除が悪性腫瘍の治療にとって主な選択であると今のところ考えられているが、手術中の凍結外科（intraoperative cryosurgery）、エタノールの局所注射、マイクロ波、間質レーザ治療に重点を置いた超音波、及び高周波（ＲＦ）組織切除を含む局所的対応（侵入性が最小限の対応）の代替処置が、患者の安全及びコストの低減を勘案して局所的処置により腫瘍を切除するため及び／又は患者の治療能力を拡大するために、開発されている。
【０００４】
これらのアプローチの中で、高周波切除は、低い侵入性（攻撃性）、単純さ及び好ましい経費効率の故に、最近の実験的及び臨床的な研究に最大の影響を与えている。
【０００５】
高周波切除では、高周波は、生成器から、目標の組織に挿入される電極の非絶縁部分（隔離部分）を通って発せられる。凝血壊死という形での組織破壊は、一次的には周辺組織における抵抗加熱（resistive heating）により、二次的には周辺受動的熱伝導（peripheral passive heat conduction）によって引き起こされ得る。
【０００６】
抵抗加熱は、中央の電極と隣接組織との間の距離の二乗に比例する。従って、重大な抵抗加熱は、電極と直接的に接触する組織のリム部（縁部）の中でだけで起こる。このリム部を越えて、増大した温度の受動伝導の結果として組織はさらに加熱される。しかしながら、高周波放出（ＲＦ放出）は、組織の乾燥と炭化から派生する電極と組織との境界箇所におけるインピーダンス上昇の結果としてすぐに終わる。このような非最適なＲＦエネルギー放出及び散逸のために、周知のプロトタイプ電極によって生じる損傷範囲（外傷サイズ）は２ｃｍ未満で、それは腫瘍切除にとっては明らかに不十分である。外科的切除の原理と同様に、高周波組織破壊の理想的な範囲は、腫瘍全部と不完全な切除を避けるための安全マージンとして隣接する正常組織の層とをそれぞれ含む範囲である。
【０００７】
多くの周知の技術革新が高周波切除における損傷範囲を増大させるためになされてきた。これらの中には、
（１） 双極極板、
（２） 冷却式電極及び冷却クラスタ式電極、
（３） 高浸透圧性生理食塩水注入による「湿潤式」電極、
（４） 拡張可能式電極
が含まれる。
【０００８】
最小侵入の原理によれば、単極の方が多極電極よりも好ましい。
【０００９】
下記の表１に示されるように、これらの修正されたデバイスによって生じる損傷範囲は著しく増大したけれども、なお、通常は直径が４ｃｍ未満に制限される。もし２ｃｍより大きい腫瘍であるなら、単一セッション（１回の処置）によって完全な切除を達成するチャンスは殆どない。それ故に、さらにこれらのデバイスと技術を最適化する必要がある。
【００１０】
下記の表１は、高周波切除における電極の異なった周知の設計により生じる損傷範囲を示している。
【００１１】
【表１】

【００１２】
参考文献：
ｌ． Goldberg, S.N. et al. (Academic Radioloy 1995;2: 399-404)、
２． Goldberg, S.N. et al. (Acad. Radiol. 3/929, 1996)、
３． Lorentzen, T.A. (Acad. Radiol. 3:556, 1996)、
４． Mlao, Y. et al. (J. Sur . Res. 71:19, 1997)、
５． Rossi. S. et al. (AJR. Am. J. Roentenol., 170: 1015-1022, 1998)、
６． Patterson EJ, et al. (Ann Surg , 227:559-565, 1998)、
７． Goldberg S.N. et al. (Radiolog 209: 371-379; 1998)。
【００１３】
本発明の主な目的は、優れた高周波切除の結果をもたらし、より大きな損傷範囲を得ることができるような新規のデバイスと方法を提供することにある。特に、それによる損傷範囲は、５ｃｍ、好ましくは６ｃｍよりも大きい。
【００１４】
本発明によれば、これは、別々に知られた特徴の組み合わせによって実現される。その特徴の組合せの結果、より有効的な高周波切除がもたらされる。これは、低下した先端温度との関係で、電極と組織との境界箇所のみならず目標組織の増大した伝導性により実現される。
【００１５】
従って、本発明は、「湿潤式」電極の特徴と冷却式電極の特徴を組み合わせた、高周波エネルギーを放出するためのデバイスを提供する。
【００１６】
上記目的を達成するために、本発明は、請求項１によるデバイスを提供する。請求項１に従属する請求項２から請求項７において定義されるデバイスが好ましい。
【００１７】
本発明の主な目的は、高周波切除技術の最小侵入性である。最小侵入性は、処置される組織に向けての正確な穿刺（puncturing）と誘導案内（guidance）により得られる。それ故に、本発明の更なる目的は、高周波電極の穿刺及び誘導案内の有効性を改善することにある。ここでは、穿刺は、電極の尖鋭化された末端部によって実行される。この末端部は、しばしば開放端となっているので、電極の導入により時として障害が引き起こされ、導入されるのに伴って末端部におけるこれらの開口は閉塞される。誘導案内手段の使用は、冷却・湿潤式電極の使用には必要ではないことは理解されよう。穿刺は、たった一つの穿刺手段としての冷却・湿潤式電極の尖鋭な末端部によって実行できる。
【００１８】
この不利な点に対する解決法として、本発明は、さらに、特に高周波電極といった器具を導入するための分離した誘導案内用具を提供する。本発明による誘導案内用具は、高周波切除処置の間の器具の一時的な格納及び軸方向変位のために適した大きさを有し、かつ、円筒状の中央の穴を持つ端部開放の中空軸によって形成される。前記器具は、例えば処置すべき組織にスムーズに導入するための穿刺針、高周波切除工程のための高周波電極、そしてさらには、高周波切除処置の有効性を組織サンプルを集めることによって証明するための生体組織検査針又は生体組織検査用クランプ（取付金具）であり得る。
【００１９】
本発明は、さらに、請求項１０による本発明のデバイスの使用方法と、請求項１１及び１２に記載される方法に関する。
【００２０】
処置される腫瘍が過度な大きさにあるときには、例えば２，３，４又はそれ以上の個数のいくつかの冷却・湿潤式電極が、一纏めにされたクラスタ冷却・湿潤式電極デバイスとして使用できることは理解されよう。
【００２１】
以下、本発明の実施形態につき添付図面を参照して詳細に説明する。
【００２２】
図面においては、細線で描かれた矢印が冷却媒体（cooling medium）と湿潤媒体（wetting media）の流れのパターンを示しており、太線で描かれた矢印が電極部品の移動方向を示している。冷却媒体及び湿潤媒体は、好ましくは、溶液であり、好ましい実施態様においては湿潤溶液は生理食塩溶液、好ましくは高浸透圧性（例えば０．９％の飽和した）生理食塩溶液である。冷却溶液は、好ましくは、水又は０℃の生理食塩水等にような冷却された媒体である。
【００２３】
堅固な中空針電極１は、図１に示すように、基端部２と、末端部３と、これらの間の縦長部４とを有している。この電極１は、３つの同心チャネル（３つの同心の流体通路）、すなわち、内部同心チャネル６及び２つの外側同心チャネル７，８をそれぞれ形成する複数の円筒状壁部材５を含んでいる。外側同心チャネル７，８は、電極１の末端部３において互いに連接され、これにより閉ループ９が形成されている。外側同心チャネル７，８は、少なくとも電極１の末端部３を十分に冷却し得るように冷却溶液の流路を構成している。
【００２４】
内部同心チャンネル６は、末端部３において開放口１０となっている。内部同心チャンネル６は、湿潤溶液の流路と、軸方向（矢印５５で示す方向）に引っ込み可能な突き出たピス部材（pith organ）５４から成る穿刺手段（puncturing means）のハウジングとをそれぞれ構成している。ピス部材５４は、ターゲット（目標）となる腫瘍１１内に挿入されると、チャネル１０における障害を避けるために開放口１０を閉じる。組織病理学的検査のために腫瘍組織をサンプリングするために、腫瘍１１を切除する前にピス部材５４と同じ大きさの補助生体組織検査針（accesory biopsy needle）をピス部材５４に代えて配置可能である。電極１の挿入後、ピス部材５４は上方に引っ込められ、チャネル６内の湿潤溶液の流路から取り除かれる（図２参照）。電極１が目標の器官１２上の腫瘍１１に向けて導入されると、高周波エネルギーが、少なくとも電極１の末端部３であってかつ電極１の絶縁されていない部分（隔離部分）を介して放出され、それと同時に末端部３は冷却溶液によって冷却され、かつ、末端部３の近傍が湿潤溶液１３により濡らされる。電極１の末端部３は、それが穿刺機能を有するように尖鋭化されているのが好ましい。冷却化及び湿潤化を例えば濃度や温度等に関して別々にフロー制御することにより、より良い損傷範囲（外傷サイズ）が結果としてもたらされる。
【００２５】
電極１は、一般に、腫瘍１１内で所要の方向に正確に向けることができるように十分に堅固な構造を有する。
【００２６】
軸方向にスライド可能なピス部材５４は、湿潤溶液のチャネル６を妨害しないように使用される。電極１が腫瘍１１の中央部に置かれると、ピス部材５４は上方に引っ込められて取り除かれる。ピス部材５４が引っ込められると、高周波（ＲＦ）エネルギーの放出が開始可能な状態となり、湿潤溶液１３がその高周波エネルギーと同時に送り込まれる。
【００２７】
図３に開示された実施態様は、末端部３０の閉塞端２９において閉ループを形成する２つの同心チャネル２７及び２８を含んでいる。この閉ループチャネル（２７，２８）は、矢印３１（下向き）と矢印３２（上向き）が指し示す冷却溶液のためのフローチャネルを構成している（図２と比較可能）。末端部３０において、開いた横側チャネル３３が、好ましくは高浸透圧性生理食塩溶液（hypertonic saline solution）である湿潤溶液の流路として設けられている。末端部３０において、チャネル３３には、末端部３０の近傍で湿潤溶液１３を十分に拡がらせるために湿潤溶液１３を外側に流出させるための複数の開口部３５が形成されている。矢印３６（下向き）と矢印３５（外向き）は、湿潤溶液１３のための流路を示している。
【００２８】
これらの針電極の直径は、可能な限り小さいのが好ましく、好ましくは３ｍｍ未満であるべきである。
【００２９】
図４に示された電極３７の実施態様は、３つの同心チャネル、すなわち、電極３７の末端部４２において複数のホール４１が設けられた外側チャネル３８と、電極３７の末端部４２において閉ループ２９を形成して冷却溶液の流路を構成する２つの内側の同心チャネル２７及び２８とを含んでいる。
【００３０】
図５の電極は別の好ましい実施態様を開示している。そこには、電極の末端部４５のところにその電極の末端部４５の周りに螺旋形状部分４６を有する冷却溶液１３の別個の横側チャネル４４が設けられており、電極を通って外に流れる湿潤溶液の流路を構成するために複数の開口部４８が形成されている。
【００３１】
図６の実施態様では、冷却及び湿潤用の溶液は同一である。これは、電極４９がよりコンパクトかつ単純であるという利点を有する。しかしながら、その他の実施態様では、冷却溶液及び湿潤溶液のそれぞれの目的のために個々の流速を調節することが可能であり、通常は、冷却溶液が湿潤溶液よりも高い流速を有するように調節できる。
【００３２】
図７は、互いに定まった距離をおいて配置された複数の熱センサ５０を備えた、軸方向（矢印５６で示す方向）にスライド可能な温度測定部材４４を含んでいる好ましい実施態様を示している。通常、高周波放射線及び高周波エネルギーは、電極の末端部において放射線状に拡がる。引き込み可能な熱センサは、客観的な方法で高周波切除法の有効性の測定を実現する。
【００３３】
これらの同心チャネルを使用すれば、十分でかつ制御された流速が実現されるという利点だけではなく、湿潤溶液が同時に冷却されるという共同作用効果が与えられる。
【００３４】
当業者であれば、チャネル、既述の中央のピス部材と引き込み可能な熱センサの形又は位置のどのような組合せにも変更することができることは明らかである。例えば、本発明の範囲を逸脱することなく、中央の熱センサは横向きに位置づけられること、またピス部材も異なった方法で位置づけられることが可能である。
【００３５】
図８は、本発明の冷却・湿潤式電極による、例えば肝臓のような目標組織１１の高周波切除を説明するための概略図である。冷却手段５７は、一般に、電極６１の基端部６０における開口５９に接続された冷却溶液用の貯槽５８を備え、さらに、冷却溶液を循環させるために循環手段６２を備えている。
【００３６】
湿潤手段（wetting means）は、一般に、高浸透圧性溶液（hypertonic solution）６４に接続され、かつ、電極６１の基端部６０における開口５９に接続された注入ポンプ６３を含んでいる。電極６１の基端部６０は、高周波エネルギー源６５に接続されており、電気回路を閉じるために接地路６６が器官１１の下に配置されるようになっている。損傷範囲は、本発明の冷却・湿潤式電極を使用することによって、６−１０ｃｍまで十分に広げられる。
【００３７】
もし、温度を監視（モニタ）して制御するために電極の末端部に適切な温度制御手段が設けられるならば、電極内又は電極上のチャネル及び部材についての既述の構成は全て、調整可能かつ組合可能もしくは取替可能であることは明白である。
【００３８】
誘導案内用具１００は、中央の円筒状の穴１０２と平滑末端部１０３とを有する、両端が開放された長手状シャフト１０１によって実質的に構成される（図９参照）。円筒状の穴１０２の直径（口径）は、誘導案内用具１００によって誘導案内される器具が最小の径方向の許容度をもってそれでもなお滑らかに軸方向に誘導案内されるように、その穴１０２の軸方向に導入かつ変位することができるよう設定される。穿刺（puncturing）は、好ましくは、誘導案内用具１００内に導入され、かつ、鋭く尖った末端１０６が設けられた穿刺針１０４によって実行される。この穿刺針１０４は、穿刺手段として使用され、穿刺針１０４が処置すべき組織に向けて誘導案内されるように誘導案内用具１００に導入されて組み合わされる。誘導案内用具１００の穴１０２への穿刺針１０４の滑らかな導入は、前記穿刺針１０４の鋭さ、形状、そして大きさの故に得ることが可能である。穿刺針１０４を導入されたら直ぐに、この穿刺針１０４は、誘導案内用具１００の導入部分を維持しながら、誘導案内用具１００の円筒状の穴１０２から外に引き出される。その後、高周波電極は、誘導案内用具１００の末端のところで突き出るまで、誘導案内用具１００の円筒状の穴１０２を通して挿入することが可能である。高周波切除処置が終了すると、電極は誘導案内用具１００から外に引き出されるが、この誘導案内用具１００は先に得られたポジションに維持される。
【００３９】
高周波切除の有効性の証拠を調べるために、生体組織検査針（biopsy needle）１０９を誘導案内用具１００の同じ円筒状の穴１０２を通して、処置された組織に導入できる。生体組織検査針１０９の末端には、処置された組織のサンプルをさらに調査すべく集めるためのクランプ１０８が取り付けられる。
【００４０】
冷却・湿潤式電極の利点と特徴は、以下の実験により見出される。
【００４１】
実験の材料と方法：
高周波切除の対象
１．商用の牛肉肝臓 ： それぞれ約１０ｋｇの４つの牛肉肝臓が地元の肉屋から購入された。高周波切除の前に肝臓の温度は４℃から室温まで温められた。
２．豚肉肝臓 ： １５個の肝臓が豚から切除されて、そしてすぐに高周波切除を行う場所に持ち込まれた。
３．４０−６０ｋｇの体重の１２匹の家畜豚。
【００４２】
使用された装置は、デモＲＦ生成器（米国ラディオニクス社のＲＦＧ−３Ｅ（RFG-3E, Radionics, USA））、冷却ポンプ：ワトソン・マーロ３１．３（Watson-Marlow 31.3）（英国のワトソン・マーロ社（Watson-Marlow Limt . England））、湿潤生理食塩水注入ポンプ（スイスのイスマチック社（Ismatic, Switzerland））、本発明による冷却・湿潤式電極とＭＲＩスキャナ、１．５テスラ・マグネトンビジョン（Mangetom Vision）（独国エルランゲンのシーメンス社（Siemens, Erlangen, Germany））である。
【００４３】
実験グループ、ある程度生体の条件を保ったままの体外での半ビボ検査（ex vivo tests）：
１．グループＡ ： 従来のＲＦ方式、２２カ所の切除場所（冷却潅流及び生理食塩水注入なし）
２．グループＢ ： 冷却オンリー方式：２７カ所の切除場所（４０ｍｌ／分の冷却潅流が１０分間の５０Ｗにおける高周波）
３．グループＣ ： 湿潤オンリー方式：２０カ所の切除場所（１ｍｌ／分の５％生理食塩水注入が１０分間の５０Ｗにおける高周波）
４．グループＤ ： 継続的冷却湿潤方式：２０カ所の切除場所（１ｍｌ／分の５％生理食塩水注入及び４０ｍｌ／分の冷却潅流が１０分間の５０Ｗにおける高周波）
５．グループＥ ： 生理食塩水注入を中断する冷却湿潤方式：２０カ所の切除場所（４０ｍｌ／分の冷却潅流が１０分間、そして１ｍｌ／分の５％生理食塩水注入が最初の５分間だけの５０Ｗにおける高周波）
６．グループＦ ： 冷却潅流を中断する冷却湿潤方式、１３カ所の切除場所（１ｍｌ／分の５％生理食塩水注入が１０分間、そして４０ｍｌ／分の冷却潅流が最初の５分間だけの５０Ｗにおける高周波）
７．グループＧ ： １０〜３０分の間、７０〜９０Ｗにおける、手動制御による冷却湿潤方式の高周波：１０カ所
【００４４】
豚における生体内肝臓切除：
一般的な麻酔と挿管ベンチレーション（intubated ventilation）の下で、高周波切除にさらされる左右の肝臓の丸い突出物を持つ１２匹の豚が腹壁切開手術を実行された。腹壁切開の下で、７２のＲＦＡ損傷が、内部の冷却潅流（internal cooling perfusion）と高浸透圧性生理食塩水間質性注入（hypertonic saline interstitial infusion）を使用する新規の「冷却・湿潤式」電極を使用して１２匹の豚に生成された。９０Ｗにおけるパワー制御方式（グループＡの冷却オンリー方式、グループＢの湿潤オンリー方式、グループＣの冷却湿潤方式）と手動制御方式（グループＤの冷却オンリー方式、グループＥの湿潤オンリー方式、そしてグループＦの冷却湿潤方式）の両方がインピーダンス、電流、そして損傷範囲に関して比較された。ＭＲＩが損傷範囲の測定のために実行された。ＴｌとＴ２によって重みをかけられたＭＲＩは、高周波切除のすぐ後に実行された。
【００４５】
切除された豚肉と牛肉の肝臓の半ビボ検査の結果が表２にまとめられている。１０分間の５０Ｗの高周波切除は残された他の方式よりも冷却・湿潤方式（グループＤ）によって最大の損傷範囲を生成した。高周波エネルギー放出の継続性はグループＤでだけで保証されが、その結果、切除期間が３０分まで延長され、パワーが７０〜９０Ｗに設定された場合に、損傷範囲は１０ｃｍ近くに達した。他のグループでは、切除が開始された後、遅かれ早かれインピーダンスの突然の増加のために、高周波エネルギーの放出はほとんど止んでしまい、損傷範囲はさらには増大しなかった。
【００４６】
【表２】

【００４７】
備考：
１．グループＡ ： 従来の高周波方式（冷却潅流及び生理食塩水注入なし）
２．グループＢ ： 冷却オンリー方式（４０ｍｌ／分の冷却潅流が１０分間の５０Ｗにおける高周波）
３．グループＣ ： 湿潤オンリー方式（１ｍｌ／分の５％生理食塩水注入が１０分間の５０Ｗにおける高周波）
４．グループＤ ： 本発明による継続的な冷却・湿潤式方式（１ｍｌ／分の５％生理食塩水注入と４０ｍｌ／分の冷却潅流が１０分間の５０Ｗにおける高周波）
５．グループＥ ： 生理食塩水注入を中断する本発明による冷却湿潤方式（４０ｍｌ／分の冷却潅流が１０分間、そして１ｍｌ／分の５％生理食塩水注入が最初の５分間だけの５０Ｗにおける高周波）
６．グループＦ ： 冷却潅流を最初の５分間だけで中断する冷却・湿潤方式
【００４８】
豚はインビボ検査（生体内検査）で高周波切除によく耐え、切除の前後で生命サインは通常に保たれた。損傷範囲は、半ビボ検査のそれよりもおそらくは肝臓入流物からの冷却効果のためにより小さくなって見えた。インビボ検査の結果は、より低いインピーダンスとより高いパワー出力とともに、グループＣにおける損傷範囲（４．８±０．６ｃｍ）とグループＦにおける損傷範囲（６．５±０．８ｃｍ）はグループＡ（２．４±０．５ｃｍ）、Ｂ（３．１±１．０ｃｍ）、Ｄ（３．３±０．６ｃｍ）、及びＥ（３．５±０．９ｃｍ）よりもかなり大きかった（Ｐ＜０．０１）。
【００４９】
冷却式電極による高周波切除では、電極の内部空洞チャネルは好ましくは冷水又は生水で洗浄される。冷却効果によって、電極の末先端部は低い温度に保たれ、焦げることはないので、電極と組織との境界箇所の導電性が助長され、インピーダンス上昇が抑制される。しかしながら、ある特定の程度までになると、損傷範囲はもうそれ以上増大し得ない。その理由としては、
（１） 電極の大きさと、従って抵抗及び伝導加熱で切除されるそれに隣接する領域は制限されること、
（２） もし外部導電性剤が一切加えられなければ、組織それ自体の導電性（率）は比較的低いこと、及び
（３） 蒸気発生（steaming）及び組織乾燥は、常に、インピーダンスの上昇をもたらす電極と組織との境界箇所の隣接部で生じていること、
が挙げられる。
【００５０】
湿潤式電極と冷却式電極の技術は別々に知られていたが、いくつかの欠点があった。
【００５１】
湿潤式電極による高周波切除では、高周波エネルギーが放出される間に、湿潤溶液の一例としての過導電性生理食塩水が、前もってそして継続的に電極を介して目標組織内に注入される。０．９％の標準的な生理食塩水の導電率は、血液の導電率よりも３〜５倍に高く、組織の導電率よりも１２〜１５倍も高い。濃度が５倍以上に増大すると、導電性がさらに改善することが期待される。注入された生理食塩水は、切除されるべき組織内で「液体電極」として機能し、印加された高周波エネルギーを金属電極から周囲の組織にまで拡げる。そのために、中央の抵抗加熱リムとその周辺の受動加熱領域が両方共に増大し、従ってより大きな損傷（外傷）が得られる。生理食塩水が注入されると、若干の対流冷却も先端で生じる。その上、蒸気発生（steaming）は、高浸透圧性生理食塩水が加えられる組織流体の上昇した沸騰温度によって遅らされる。生理食塩水注入を伴う高周波切除の効果は、冷却潅流を伴う高周波切除よりも優れていることが既に判明している。しかしながら、これはまだ最適ではなかった。先端温度は、電極と組織との境界箇所においてまだ頻繁に沸騰温度以上に上昇する。さらに、生理食塩水の腫瘍への大量注入は静的間質圧（static interstitial pressure）を増大させるかもしれず、それにより個々の腫瘍細胞が隣接する、或いは遠隔の領域への移動を余儀なくされるかも知れない。
【００５２】
我々の実験で証明されるように、冷却・湿潤式電極に関する本発明は、冷却式及び湿潤式の利点を組合せる一方で、各個別の技術の欠点を克服し、損傷範囲が６ｃｍ以上という高周波切除の最適な結果を与える。これは、電極と組織との境界箇所だけではなく目標組織の増大した導電性と減少した先端温度により実現される。注入される生理食塩水の量は、「湿潤」オンリー方式と比較して減少できる。二極式、クラスタ式、拡張式の電極と単一電極の複数適用による高周波といった他の外科的なアプローチとは異なり、当該冷却・湿潤式態様は単一の穴に通される単一の針だけを使用するが、腫瘍の切除あるいは根絶に理想的な大きな損傷を生じさせる。ここで提案された冷却・湿潤式電極と記述された処置とによって、単一の針でしかも１セッションで、十分なサイズの損傷（外傷）を得ることが可能となる。このことは、類似の結果を得るために拡張式電極の複数送出又は単一針の複数適用を必要とする現存するデバイスとは対照的である。明らかに、１セッションで単一の電極を適用することは実行と制御がより容易である。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明に係る高周波エネルギー放出デバイスの用いられる冷却・湿潤式電極の好ましい第１実施形態を示す一部切欠き断面図である。
【図２】 ピス部材が取り除かれた状態を示す一部切欠き断面図である。
【図３】 本発明に係る高周波エネルギー放出デバイスの用いられる冷却・湿潤式電極の好ましい第２実施形態を示す一部切欠き断面図である。
【図４】 本発明に係る高周波エネルギー放出デバイスの用いられる冷却・湿潤式電極の好ましい第３実施形態を示す一部切欠き断面図である。
【図５】 本発明に係る高周波エネルギー放出デバイスの用いられる冷却・湿潤式電極の好ましい第４実施形態を示す一部切欠き断面図である。
【図６】 本発明に係る高周波エネルギー放出デバイスの用いられる冷却・湿潤式電極の好ましい第５実施形態を示す一部切欠き断面図である。
【図７】 本発明に係る高周波エネルギー放出デバイスの用いられる冷却・湿潤式電極の好ましい第６実施形態を示す一部切欠き断面図である。
【図８】 本発明による冷却・湿潤式電極を使用する高周波切除システムを示す概略図である。
【図９】 図９Ａは誘導案内用具の一部切欠き斜視図、図９Ｂは穿刺針の一部切欠き斜視図、図９Ｃは生体組織検査針の一部切欠き斜視図である。

Claims (8)

1. 組織切除処置の間に、高周波エネルギーを放出するためのデバイスであって、
   組織穿刺手段と、
   非絶縁の末端部（３）及び高周波エネルギー源に接続可能な基端部（２）を有する電極（１）と、
   前記電極（１）の末端部（３）及びその近傍部を、無害な高周波導電性溶液で濡らすための湿潤手段と、
   を備え、
   前記湿潤手段が、湿潤溶液の流路を構成する第１のチャネル（６）を含み、
   当該デバイスは、冷却溶液の流路を構成する第２のチャネル（７，８）を含む、少なくとも前記電極（１）の末端部（３）を冷却するための冷却手段をさらに備え、
   前記湿潤チャネル（６）は、前記電極（１）の末端部（３）において開いており、かつ、前記冷却チャネル（７，８）は、前記電極（１）の末端部（３）において閉じていることを特徴とする高周波エネルギー放出デバイス。
2. 前記第１のチャネル及び前記第２のチャネルが同心であることを特徴とする請求項１に記載の高周波エネルギー放出デバイス。
3. 前記湿潤溶液の流路を構成するチャネルは、前記冷却溶液のための内部チャネルの周りに前記電極の末端部において形成された螺旋状湿潤チャネルであり、前記螺旋状湿潤チャネルは前記末端部においていくつかの開口を含むことを特徴とする請求項１に記載の高周波エネルギー放出デバイス。
4. 前記電極の末端部には、引き込み可能な温度制御手段が備わっていることを特徴とする請求項１乃至３の何れか１項に記載の高周波エネルギー放出デバイス。
5. 前記電極は、並列配置された別個のいくつかの電極のクラスタによって形成されることを特徴とする請求項１乃至４の何れか１項に記載の高周波エネルギー放出デバイス。
6. 前記組織穿刺手段が前記電極（１）の前記非絶縁の端末部（３）に関係付けられていることを特徴とする請求項１乃至５の何れか１項に記載の高周波エネルギー放出デバイス。
7. 前記組織穿刺手段は、内部の軸方向にスライド可能なピス部材（５４）によって形成されていることを特徴とする請求項１乃至６の何れか１項に記載の高周波エネルギー放出デバイス。
8. 前記引き込み可能な温度制御手段は、少なくとも２つの温度センサを含むことを特徴とする請求項４に記載の高周波エネルギー放出デバイス。

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