JP2002521153A - Static device and method for contracting tissue for incontinence - Google Patents

Static device and method for contracting tissue for incontinence

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JP2002521153A
JP2002521153A JP2000562096A JP2000562096A JP2002521153A JP 2002521153 A JP2002521153 A JP 2002521153A JP 2000562096 A JP2000562096 A JP 2000562096A JP 2000562096 A JP2000562096 A JP 2000562096A JP 2002521153 A JP2002521153 A JP 2002521153A
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tissue
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treatment
energy
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ローレン エル． ロイ，
フランク ダブリュー． イングル，
ジョージ エイ． モリソン，
ブライアン ジェイ． モセル，
Original Assignee
サークス， インコーポレイテッド
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Publication date
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Abstract

(57)【要約】 本発明は、繰り返し可能に、そして確実に筋膜および他の指示組織を収縮させるための、特に尿失禁の処置のための、改善されたデバイス、方法、およびシステムを提供する。骨盤支持組織の選択的収縮を観察し、方向づけ、そして制御するために外科医の能力に依存するのではなく、組織収縮システムの比較的大きい表面が標的組織に対して静的に配置される。充分制御されたエネルギーが、表面から係合した組織へ送達されて、組織を収縮させて、失禁を抑制する（またはそうでなければ所望の処置結果を提供する）。 SUMMARY OF THE INVENTION The present invention provides improved devices, methods, and systems for repeatedly and reliably contracting fascia and other indicating tissues, particularly for treating urinary incontinence. I do. Rather than relying on the surgeon's ability to observe, direct, and control the selective contraction of the pelvic support tissue, a relatively large surface of the tissue contraction system is statically placed against the target tissue. Well controlled energy is delivered from the surface to the engaged tissue, causing the tissue to contract and reduce incontinence (or otherwise provide the desired treatment result).

Description

【発明の詳細な説明】DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【０００１】 （関連出願の引用） 本出願は、１９９８年７月３１日に出願された米国仮特許出願第６０／０９４
，９４６号からの優先権の利益を主張し、１９９８年１０月１３日に出願された
米国特許出願第０９／１７０，７６７号の一部継続であり、これらの全開示が本
明細書中に参考として援用される。[0001] This application is related to US Provisional Patent Application No. 60/094, filed July 31, 1998.
No. 09 / 170,767, filed Oct. 13, 1998, the entire disclosure of which is incorporated herein by reference. Incorporated as a reference.

【０００２】 （発明の背景） （１．発明の分野） 本発明は、一般に、特に、尿失禁の処置のために組織を選択的に収縮するため
の医療用具、方法およびシステムに関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates generally to medical devices, methods and systems for selectively contracting tissue, particularly for treating urinary incontinence.

【０００３】 尿失禁は、異なる原因から、男性および女性の両方で発生し、その重症度は様
々である。男性では、この病気は、最も頻繁には、前立腺切除（その結果、尿道
括約筋に対して、機械的な損傷が生じる）の結果として、起こる。女性では、こ
の病気は、典型的には、妊娠後に、尿生殖器路を支持する構造の非弾性伸展の結
果として筋骨格損傷が起こったとき、発生する。具体的には、妊娠の結果、骨盤
床、外部括約筋、および膀胱と膀胱頚部領域とを支持する組織構造の非弾性伸展
を生じ得る。これらの場合の各々では、圧迫（例えば、咳、くしゃみ、笑い、運
動など）の結果として患者の腹部の圧力が高まると、典型的には、尿の漏れが起
こる。[0003] Urinary incontinence occurs in both men and women from different causes and varies in severity. In men, the disease most often occurs as a result of prostatectomy, which results in mechanical damage to the urethral sphincter. In women, the disease typically occurs after pregnancy when musculoskeletal damage occurs as a result of inelastic extension of structures supporting the genitourinary tract. In particular, pregnancy can result in inelastic extension of the pelvic floor, external sphincter, and tissue structures supporting the bladder and bladder neck region. In each of these cases, increased pressure in the patient's abdomen as a result of pressure (eg, coughing, sneezing, laughing, exercising, etc.) typically results in urine leakage.

【０００４】 尿失禁の処置は、種々の様式で行うことができる。最も簡単には、患者は、吸
収器具または衣類を着けるが、これは、しばしば、少量の漏れ現象には充分であ
る。あるいは、またはそれに加えて、患者は、骨盤領域にある筋肉を強化する運
動を行い得、または尿の漏れ発生率を低下するように挙動を変えようとし得る。[0004] Treatment of urinary incontinence can be performed in various ways. Most simply, the patient wears an absorbent device or clothing, which is often sufficient for small leak phenomena. Alternatively, or in addition, the patient may exercise to strengthen muscles in the pelvic region, or may attempt to change behavior to reduce the incidence of urine leakage.

【０００５】 このような非介入的な方法が不充分または不適当である場合には、患者は、こ
の問題を矯正するために、手術を受け得る。女性の尿失禁を矯正するために、多
種多様な処置が開発されている。これらの処置のいくつかは、具体的には、膀胱
頚部領域を支持することに向けられている。例えば、膀胱頚部の回りには、しば
しば、縫合糸、絆創膏または他の人工構造体が巻き付けられ、そして骨盤、骨盤
内筋膜、膀胱を支持する靱帯などに固着される。他の処置は、バルキング剤、膨
張可能バルーン、または膀胱頚部を機械的に支持する他の要素の注入を伴ってい
る。[0005] If such non-interventional methods are inadequate or inappropriate, the patient may undergo surgery to correct the problem. A wide variety of treatments have been developed to correct urinary incontinence in women. Some of these procedures are specifically directed to supporting the bladder neck region. For example, a suture, bandage or other prosthetic structure is often wrapped around the bladder neck and secured to the pelvis, pelvic fascia, ligaments supporting the bladder, and the like. Other procedures have involved the injection of bulking agents, inflatable balloons, or other elements that mechanically support the bladder neck.

【０００６】 膀胱の支持を高めるために実行される別の外科的処置には、Ｋｅｌｌｙの褶壁
形成術（ｐｌｉｃａｔｉｏｎ）がある。これは、特に、中心部の欠陥を修復する
ための筋膜の正中線褶壁形成を伴う。この経腟的な処置では、尿道のいずれかの
側の骨盤内筋膜は、絹または麻の縫合糸を使用して、共に接近され装着される。
類似の処置である前方膣壁縫合術は、恥骨頚部（ｐｕｂｏｃｅｒｖｉｃａｌ）筋
膜を露出すること、および吸収性縫合糸を使って、その正中線のいずれかの側か
ら、この組織の一部を再接近または褶壁形成することを包含する。Ｋｅｌｌｙの
褶壁形成術およびその異形は、現在では、しばしば、膀胱瘤の修復に使用されて
いるものの、この処置は、最初は、尿失禁の処置のためのものと述べられれてい
る。[0006] Another surgical procedure performed to increase bladder support is Kelly's plication. This involves, inter alia, midline plication of the fascia to repair central defects. In this transvaginal procedure, the pelvic fascia on either side of the urethra is approximated and worn together using silk or hemp sutures.
A similar procedure, anterior vaginal wall suturing, exposes the pubocervical fascia and resorbs a portion of this tissue from either side of its midline using absorbable sutures. Approaching or folding. Although Kelly's plication technique and its variants are now often used for the repair of cystocele, the procedure is initially described as for the treatment of urinary incontinence.

【０００７】 これらの公知処置の各々は、それに付随した欠点がある。尿道または膀胱頚部
領域の組織の正中線褶壁形成術または直接縫合を伴う外科手術には、適当なレベ
ルの人工的支持を達成するために、多大な技術および患者管理が必要である。言
い換えれば、尿の漏れを防止するのに充分に閉塞または支持する必要があるが、
排尿が困難または不可能になるほどには閉塞または支持してはいけない。挿入さ
れるバルーンまたは他のバルキング剤は、移動したり、また、身体に吸収され得
る。このような外来物体挿入物があると、また、尿路源の感染を起こし得る。[0007] Each of these known procedures has associated disadvantages. Surgery involving midline plication or direct suturing of tissue in the urethra or bladder neck region requires a great deal of skill and patient management to achieve an adequate level of artificial support. In other words, it must be occluded or supported enough to prevent urine leakage,
Do not obstruct or support the urine so much that it is difficult or impossible. The inserted balloon or other bulking agent can move and be absorbed by the body. The presence of such foreign object inserts can also cause infection of the urinary tract source.

【０００８】 最近では、米国特許出願第０８／９１０，３７０号（これは、１９９７年８月
１３日に出願され、本発明の譲渡人に譲渡された）において、尿失禁を処置する
ための代替的なデバイス、システムおよび方法が提案されている。この参考文献
（その内容は、本明細書中で参考として援用されている）は、患者の尿道を含む
かそれを支持する組織構造体に、この組織の部分収縮を引き起こして尿失禁を防
止するために、充分なエネルギーを加えることにより、尿失禁を処置する方法を
記述している。それゆえ、これらの方法は、一般に、患者自身の骨盤支持組織を
選択的に収縮すること、しばしば、コラゲネート（ｃｏｌｌａｇｅｎａｔｅｄ）
骨盤内構造体の穏やかな加熱を加えて、周囲の組織に著しい損傷を負わせること
なく、これらの構造体を収縮させることを包含する。米国特許出願第０８／９１
０，７７５号（これは、１９９７年８月１３日に出願された）は、組織を収縮さ
せるための関連した非侵襲的デバイス、方法およびシステムを記述しており、そ
の内容もまた、本明細書中で参考として援用されている。[0008] Recently, in US patent application Ser. No. 08 / 910,370, which was filed on Aug. 13, 1997 and assigned to the assignee of the present invention, an alternative for treating urinary incontinence. Devices, systems and methods have been proposed. This reference, the contents of which are incorporated herein by reference, causes tissue structures containing or supporting the patient's urethra to cause partial contraction of this tissue to prevent urinary incontinence. Thus, a method of treating urinary incontinence by applying sufficient energy is described. Therefore, these methods generally involve selective contraction of the patient's own pelvic support tissue, often collagated.
Includes the application of mild heating of the pelvic structures to contract these structures without significantly damaging the surrounding tissue. US Patent Application 08/91
No. 0,775, filed Aug. 13, 1997, describes a related non-invasive device, method and system for contracting tissue, the contents of which are also described herein. It is incorporated by reference in the book.

【０００９】 組織を選択的に収縮することによって失禁を処置するこれらの新規方法は、当
該技術分野での著しい進歩を象徴しているものの、依然として、男性および女性
の尿失禁を処置するために、さらにそれ以上の改良が望まれている。特に、計画
した生理学的変化を生じるために、組織を確実かつ繰り返し可能に収縮するデバ
イスおよび療法を提供することが望まれている。もし、これらの改良方法および
構造体によって、外科医の腕前および経験の一般的な相違とは無関係に、信頼で
きる結果が得られるなら、最高である。もし、これらの改良方法が、その処置の
全体的な有効性を保持および／または向上させつつ、患者の外傷を少なくするよ
うに侵襲を最小にした方法を使用して実行できるなら、さらに望ましい。[0009] Although these novel methods of treating incontinence by selectively contracting tissue, while symbolizing significant advances in the art, they are still useful for treating male and female urinary incontinence. Further improvements are desired. In particular, it is desirable to provide devices and therapies that reliably and repeatably contract tissue to produce planned physiological changes. It would be best if these improved methods and structures yielded reliable results, independent of the general differences in surgeon skill and experience. It would be further desirable if these improved methods could be performed using minimally invasive methods to reduce trauma to the patient while maintaining and / or improving the overall effectiveness of the procedure.

【００１０】 （２．背景技術の説明） 以下の米国特許および他の文献は、本発明に関係し得る：米国特許第４，４５
３，５３６号；第４，６７９，５６１号；第４，７６５，３３１号；第４，８０
２，４７９号；第５，１９０，５１７号；第５，２８１，２１７号；第５，２９
３，８６９号；第５，３１４，４６５号；第５，３１４，４６６号；第５，３７
０，６７５号；第５，４２３，８１１号；第５，４５８，５９６号；第５，４９
６，３１２号；第５，５１４，１３０号；第５，５３６，２６７号；第５，５６
９，２４２号；第５，５８８，９６０号；第５，６９７，８８２号；第５，６９
７，９０９号；およびＰ．Ｃ．Ｔ．公開出願第ＷＯ９７／２０５１０号。2. Description of the Background Art The following US patents and other documents may be relevant to the present invention: US Pat.
No. 3,536; No. 4,679,561; No. 4,765,331; No. 4,80
No. 2,479; 5,190,517; 5,281,217; 5,29
No. 3,869; 5,314,465; 5,314,466; 5,37
No. 5,675; No. 5,423,811; No. 5,458,596; No. 5,49.
No. 6,312; 5,514,130; 5,536,267; 5,56.
No. 9,242; 5,588,960; 5,697,882; 5,69
7,909; and P.M. C. T. Published Application No. WO 97/20510.

【００１１】 （発明の要旨） 本発明は、特に、尿失禁の処置用に筋膜および他の支持組織を確実かつ繰り返
し可能に収縮するための改良デバイス、方法およびシステムを提供する。本発明
の方法は、一般に、骨盤床の自家組織により得られる支持を高める。外科医がこ
れらの組織の選択的な収縮を観察し、指示し、そして制御する能力に全面的に依
存するよりもむしろ、本発明は、標的組織に対して静的に配置された組織収縮シ
ステムを利用し、これは、失禁などを防止するために、充分なエネルギーをこの
組織へ向ける。SUMMARY OF THE INVENTION The present invention provides improved devices, methods and systems for reliably and repeatably contracting fascia and other supporting tissues, particularly for the treatment of urinary incontinence. The method of the invention generally enhances the support provided by the autologous tissue of the pelvic floor. Rather than relying entirely on the surgeon to observe, direct, and control the selective contraction of these tissues, the present invention provides a tissue contraction system that is statically positioned relative to the target tissue. Utilization, which directs enough energy to this organization to prevent incontinence and the like.

【００１２】 好ましい実施態様では、薄い準剛性または剛性のクレジットカード形状のデバ
イスが挿入され、そして骨盤内筋膜に平らに押し付けられる。電極の配列は、こ
のデバイスの処置面にわたって分散され、この処置面は、しばしば、尿括約筋ま
たは他の繊細な組織に対する傷害を避けるために、尿道から側方にオフセットさ
れる。この処置面は、しばしば、骨盤内筋膜の比較的大きな領域と係合し、電極
がコンピュータ制御のもとで活性化している間、この組織に対して静止した位置
で保持される。電極は、加熱し得、係合した骨盤内筋膜を、周囲の筋膜および組
織への最小限の付随する損傷で硬化および／または収縮し得、一方このデバイス
構造およびコントローラは、一緒に係合された骨盤内筋膜の切除を一般的に避け
る。In a preferred embodiment, a thin semi-rigid or rigid credit card-shaped device is inserted and pressed flat against the intrapelvic fascia. The array of electrodes is distributed across the treatment surface of the device, which treatment surface is often offset laterally from the urethra to avoid injury to the urinary sphincter or other delicate tissue. The treatment surface often engages a relatively large area of the intrapelvic fascia and is held in a stationary position relative to the tissue while the electrodes are activated under computer control. The electrodes may be heated and the engaged pelvic fascia may harden and / or contract with minimal accompanying damage to the surrounding fascia and tissue, while the device structure and controller may engage together. Resection of the combined pelvic fascia is generally avoided.

【００１３】 有利なことに、尿道の係合側面にある骨盤内筋膜に対して追加の加熱／組織収
縮が必要であり得ないように、静止位置で、このデバイスにより、充分な収縮を
生じることができる。それゆえ、本発明は、例えば、組織面に沿って手で小電極
を「塗布する」ことにより、適当な量の組織を収縮するという外科医の腕前に全
面的に頼るよりもむしろ、標的組織を予想どおり収縮するために、種々の選択可
能なサイズおよび形状を有する自動化エネルギー送達回路および／または選択可
能収縮プローブを利用でき、また、電極／組織界面に沿った汚染を少なくし得る
。種々の加熱要素が使用でき、これには、電極（単極および双極対の両方）、抵
抗ヒーター、予熱した熱塊、熱流体導管、発熱性反応化学物質などが挙げられる
。同様に、冷却は、種々の冷却要素（例えば、冷却した流体導管、吸熱性反応化
学物質、熱電性冷却、冷却した灌注ポートなど）により、行うことができる。[0013] Advantageously, in the rest position, the device causes sufficient contraction so that no additional heating / tissue contraction may be required for the pelvic fascia on the engaging side of the urethra be able to. Thus, the present invention provides a method for targeting a target tissue, rather than relying entirely on the surgeon's skill to shrink an appropriate amount of tissue, for example, by "applying" a small electrode by hand along the tissue surface. Automated energy delivery circuits and / or selectable contraction probes having various selectable sizes and shapes can be utilized to contract as expected, and can reduce contamination along the electrode / tissue interface. Various heating elements can be used, including electrodes (both monopolar and bipolar pairs), resistive heaters, preheated hot masses, hot fluid conduits, exothermic reaction chemicals, and the like. Similarly, cooling can be provided by various cooling elements (eg, cooled fluid conduits, endothermic reactive chemicals, thermoelectric cooling, cooled irrigation ports, etc.).

【００１４】 第一の局面において、本発明は、失禁を抑制するための処置における使用のた
めの方法を提供する。処置は、膠原性骨盤内支持組織内の標的領域内の所望の収
縮をもたらす。本方法は、プローブの表面を骨盤内支持組織の標的領域に対して
係合させる工程を包含する。エネルギーが、プローブ表面上に配置された伝達要
素のアレイから方向づけられ、この支持組織を加熱し、その結果熱が標的領域を
変化させて支持組織が失禁を抑制する。このエネルギーを方向づける工程が、好
ましくはプローブを移動させることなく実行される。[0014] In a first aspect, the invention provides a method for use in a treatment to control incontinence. The procedure results in the desired contraction in the target area within the collagenous pelvic support tissue. The method includes engaging a surface of a probe against a target area of pelvic support tissue. Energy is directed from the array of transfer elements disposed on the probe surface, heating the support tissue, so that the heat changes the target area and the support tissue suppresses incontinence. This energy directing step is preferably performed without moving the probe.

【００１５】 このエネルギーを方向づける工程はしばしば、少なくとも１０ｍｍの長さで少
なくとも５ｍｍの幅を有する、プローブ表面／組織インターフェースを介してエ
ネルギーを送達する工程を包含する。このエネルギーは、下にある組織への最小
限の損傷で、骨盤内支持組織を収縮および／または硬化させるのに充分である。
例示の実施形態において、このエネルギーを方向づける工程は、複数の電極対の
間の二極電気エネルギーを印加する工程を包含する。[0015] The step of directing the energy often involves delivering the energy through a probe surface / tissue interface having a length of at least 10 mm and a width of at least 5 mm. This energy is sufficient to contract and / or harden the pelvic support tissue with minimal damage to the underlying tissue.
In an exemplary embodiment, directing the energy includes applying bipolar electrical energy between the plurality of electrode pairs.

【００１６】 他の局面において、本発明は失禁のための処置における使用のための方法を提
供する。本失禁処置は、骨盤内筋膜の所望の修正をもたらす工程を包含する。骨
盤内筋膜は、左部および右部から構成される。本方法は、骨盤内筋膜の左部また
は右部に沿った、第一標的領域にアクセスする工程を包含する。この第一標的領
域は、尿道から側方にオフセットされている。プローブ表面は、この第一標的領
域に対向して位置決めされ、骨盤内筋膜の左部または右部の所望の修正をもたら
すために、エネルギーが位置決めされたプローブ表面から、この第一標的領域内
へ方向づけられる。このエネルギーは、配置されたプローブ表面を移動させるこ
となく方向づけられる。In another aspect, the invention provides a method for use in treating incontinence. The incontinence procedure involves providing the desired modification of the pelvic fascia. The pelvic fascia consists of a left part and a right part. The method includes accessing a first target area along a left or right portion of the intrapelvic fascia. This first target area is laterally offset from the urethra. A probe surface is positioned opposite the first target region and the energy is positioned within the first target region from the probe surface where the energy is positioned to provide a desired modification of the left or right portion of the pelvic fascia. Oriented to This energy is directed without moving the placed probe surface.

【００１７】 一般に、骨盤内筋膜の他の部分に沿った第二の標的領域もまたアクセスされる
。第二領域は、尿道から側方にオフセットされ、その結果尿道が、第一および第
二標的部分の間に、そしてそこから分離されて配置される。他の部分の所望の収
縮をプローブ表面を移動することなくもたらすために、エネルギーは、プローブ
表面から第二領域へ方向づけられる。これらのエネルギー方向づけ工程は、必要
に応じて同時に、またはこのプローブを一方側から他方側へ移動させることによ
り順次に実行され得る。プローブ表面の保護ゾーンは、エネルギーが処置表面か
らこの繊細な組織構造へ、不意に送達されないことを確実にするために尿道と整
列され得る。このような整列は、カテーテルを尿道中に導入することにより促進
され得る。In general, a second target area along another part of the pelvic fascia is also accessed. The second region is laterally offset from the urethra such that the urethra is located between and separate from the first and second target portions. Energy is directed from the probe surface to the second region to provide the desired contraction of the other portion without moving the probe surface. These energy directing steps can be performed simultaneously as needed or sequentially by moving the probe from one side to the other. A protective zone on the probe surface may be aligned with the urethra to ensure that energy is not accidentally delivered from the treatment surface to the delicate tissue structure. Such alignment may be facilitated by introducing the catheter into the urethra.

【００１８】 他の局面において、本発明は、選択的に標的組織を収縮させる方法を提供する
。本方法は、プローブの処置表面を標的組織の第一部分と整列させる工程を包含
する。この処置表面は、周辺部および内部を有する。エネルギーは、この第一部
分を収縮させるために、処置表面から標的組織の第一部分へ方向づけられる。こ
の第一部分の収縮は、標的組織の第二部分を引き、処置表面の周辺部分と整列さ
せる。エネルギーは、次いで、処置表面の周辺部分から標的組織の第二部分へ選
択的に方向づけられ得る。有利には、このことは、加熱されるべき処置の開始の
間に組織がプローブと整列することを可能にし、そして事前に収縮した組織の過
剰処置なしに電極の下で引かれるにつれ収縮される。In another aspect, the invention provides a method for selectively contracting a target tissue. The method includes aligning the treatment surface of the probe with the first portion of the target tissue. The treatment surface has a periphery and an interior. Energy is directed from the treatment surface to the first portion of the target tissue to cause the first portion to contract. This contraction of the first portion pulls the second portion of the target tissue and aligns it with the peripheral portion of the treatment surface. Energy may then be selectively directed from a peripheral portion of the treatment surface to a second portion of the target tissue. Advantageously, this allows the tissue to align with the probe during the beginning of the procedure to be heated and is contracted as it is pulled under the electrode without overtreatment of the pre-contracted tissue .

【００１９】 別の局面において、本発明は、支持組織からの構造的支持の所望の変化を提供
するために、膠原性支持組織の標的領域における変化をもたらすデバイスを提供
する。本デバイスは、処置表面を有するプローブを備える。少なくとも１つの要
素が、この処置表面から標的領域へエネルギーを送達するために、処置表面に沿
って配置される。制御手段が、エネルギーを制御するためにエネルギー送達要素
へ結合され、その結果、エネルギーが所望の変化をこのプローブを移動させるこ
となくもたらす。In another aspect, the invention provides a device for effecting a change in a target area of collagenous support tissue to provide a desired change in structural support from the support tissue. The device comprises a probe having a treatment surface. At least one element is positioned along the treatment surface to deliver energy from the treatment surface to the target area. Control means is coupled to the energy delivery element to control the energy so that the energy provides the desired change without moving the probe.

【００２０】 他の局面において、本発明は標的筋膜組織の収縮をもたらすデバイスを提供す
る。この標的組織は筋膜表面を有する。このデバイスは、処置表面を有するプロ
ーブ本体を備える。この処置表面は、この筋膜組織を係合するように配向され、
そして少なくとも約１０ｍｍの長さ、および少なくとも約５ｍｍの幅を有する。
このプローブ本体は、少なくとも準剛性である。電極の配置は、エネルギーを係
合した標的組織へ、このプローブを移動させることなく、送達するために標的処
置表面上に分布され、その結果、エネルギーはこの標的組織を収縮させる。In another aspect, the invention provides a device for effecting contraction of target fascial tissue. This target tissue has a fascial surface. The device comprises a probe body having a treatment surface. The treatment surface is oriented to engage the fascial tissue,
And has a length of at least about 10 mm and a width of at least about 5 mm.
The probe body is at least semi-rigid. The arrangement of the electrodes is distributed on the target treatment surface to deliver energy to the engaged target tissue without moving the probe, so that the energy causes the target tissue to contract.

【００２１】 他の局面において、本発明は処置キットを提供する。この処置キットは、プロ
ーブおよびこのこのプローブを使用するための説明書を備える。この説明書は、
プローブを移動させることなく、エネルギーをこのプローブから骨盤内筋膜支持
組織の標的領域へ方向づける工程を含む。熱は、支持組織が失禁を抑制するよう
に標的領域を変化させる。[0021] In another aspect, the invention provides a treatment kit. The treatment kit includes a probe and instructions for using the probe. This manual
Directing energy from the probe to a target area of intrapelvic fascial support tissue without moving the probe. The heat changes the target area so that the supporting tissue suppresses incontinence.

【００２２】 さらに他の局面において、本発明は組織表面を有する標的組織を収縮させるた
めのデバイスを提供する。このデバイスは、標的組織の組織表面と係合するため
に配向された処置表面を有するプローブを備える。電極が、このプローブの処置
表面上に配置され、係合した標的組織を初期のサイズから収縮したサイズに収縮
させるために標的組織表面に対して係合可能である。この電極は、周辺部および
内部を備える。この内部は、この組織の収縮したサイズに対応する領域を有する
。この周辺部は、内部から独立して活性化可能である。この有利な構造は、事前
に収縮した組織上で、過剰処置をすることなく（そして不必要な外傷を課すこと
なく）、組織が加熱および収縮されるべき収縮した組織を直ちに包囲することを
可能にする。In yet another aspect, the invention provides a device for contracting a target tissue having a tissue surface. The device includes a probe having a treatment surface oriented to engage a tissue surface of a target tissue. An electrode is disposed on the treatment surface of the probe and is engageable against the target tissue surface to shrink the engaged target tissue from an initial size to a contracted size. The electrode has a periphery and an interior. The interior has an area corresponding to the contracted size of the tissue. This peripheral portion can be activated independently of the inside. This advantageous structure allows the tissue to heat and immediately surround the contracted tissue to be heated and contracted without overtreatment (and without unnecessary trauma) on the pre-contracted tissue To

【００２３】 （具体的な実施態様の説明） 本発明は、一般に、失禁の療法として、組織を繰り返し可能に収縮する方法、
デバイスおよびシステムを提供する。本発明の方法は、一般に、プローブの表面
が標的組織と静的に（すなわち、処置中に、プローブと係合組織面との間での相
対移動なしで）係合するように、このプローブを位置づけることを包含する。次
いで、所望の収縮を引き起こすために、このプローブの処置面から標的組織へと
、エネルギーが伝達される。これにより、標的組織に過度の傷害を負わせること
なしに収縮を行うために、標的領域の充分な部分にわたって適当な割合で小領域
電極面を「塗布する」という外科医の経験に頼ることよりもむしろ、このシステ
ムの配置および／またはソフトウェアにより、収縮を制御することが可能となる
。これらの方法が身体全体にわたって多種多様な筋膜および他の膠原性組織を制
御可能かつ繰り返し可能に収縮するのに効果的であるので、それらは、広範囲の
療法（これには、皮膚の皺の収縮、膝、足首および手首における伸展した腱およ
び靱帯の引き締め、垂れ下がった眼瞼の処置、大きな耳たぶの縮小など）におい
て、用途が見出されている。しかしながら、本発明の最も即効的な用途は、尿失
禁を防止するために、膀胱、膀胱頚部領域および尿道の患者自身の自然な支持を
高めることにある。DESCRIPTION OF SPECIFIC EMBODIMENTS The present invention generally relates to a method of repeatedly and repeatedly shrinking tissue as a treatment for incontinence.
Provide devices and systems. The method of the present invention generally involves treating the probe such that the surface of the probe statically engages the target tissue (ie, during the procedure without relative movement between the probe and the engaging tissue surface). Including positioning. Energy is then transferred from the treatment surface of the probe to the target tissue to cause the desired contraction. This rather than relying on the surgeon's experience of "applying" a small area electrode surface at an appropriate rate over a sufficient portion of the target area to effect contraction without undue injury to the target tissue. Rather, the arrangement and / or software of the system allows for control of the contraction. Because these methods are effective in controllably and repeatably contracting a wide variety of fascia and other collagenous tissues throughout the body, they provide a wide range of therapies, including skin wrinkles. Applications have been found in contraction, tightening of extended tendons and ligaments in knees, ankles and wrists, treatment of sagging eyelids, reduction of large earlobes, etc. However, the most immediate application of the present invention is to enhance the patient's own natural support of the bladder, bladder neck region and urethra to prevent urinary incontinence.

【００２４】 本発明の方法は、しばしば、好ましくは、膠原性組織の切除なしに、筋膜、腱
、および他の膠原性組織を収縮するのに使用される。本明細書中で使用するよう
に、このことは、膠原性組織が取り除かれず、それらの機能（特に、それらの構
造上の支持機能）が破壊されないことを意味する。組織学的には、一部の組織の
壊死が起こり得、収縮した組織の構造強度は、処置後、最初は低下し得る。それ
にもかかわらず、処置した組織は、一般に、少なくともある程度の構造的な支持
を与えるのに寄与し、それらの構造強度は、治癒した収縮組織が処置前とほぼ同
じ構造強度を有するように、好ましくは、処置前よりも高い構造強度（例えば、
伸張下での伸展が少ない）を有するように、治癒過程で高くなるはずである。膠
原性組織は、本明細書中では、時々、コラゲネート組織と呼ばれ得る。The methods of the present invention are often used to contract fascia, tendons, and other collagenous tissue, preferably without resection of the collagenous tissue. As used herein, this means that the collagenous tissue is not removed and their functions, especially their structural support functions, are not destroyed. Histologically, necrosis of some tissues can occur, and the structural strength of contracted tissue can initially decrease after treatment. Nevertheless, the treated tissues generally contribute to providing at least some structural support, and their structural strength is preferably such that the healed contractile tissue has about the same structural strength as before the treatment. Has a higher structural strength than before the procedure (eg,
Should be higher during the healing process so as to have less extension under extension). Collagenous tissue may sometimes be referred to herein as collagenate tissue.

【００２５】 骨盤支持組織は、一般に、尿生殖器路の殆どの位置（特に、膀胱Ｂの位置）を
支えるが、図１で図示されている。本発明の方法で特に重要なことには、骨盤内
筋膜ＥＦは、ハンモック様構造を規定し、これは、骨盤筋膜ＡＴＦＰの左腱弓と
右腱弓との間で側方に伸長している。これらの最近の構造体は、骨盤の前部と後
部との間で実質的に伸長し、その結果、骨盤内筋膜ＥＦは、大部分、骨盤床を規
定する。The pelvic support tissue generally supports most locations of the genitourinary tract, especially the location of the bladder B, and is illustrated in FIG. Of particular importance in the method of the present invention, the pelvic fascia EF defines a hammock-like structure that extends laterally between the left and right tendon arches of the pelvic fascial ATFP. ing. These modern structures extend substantially between the anterior and posterior portions of the pelvis, such that the intrapelvic fascia EF largely defines the pelvic floor.

【００２６】 骨盤床の筋膜組織は、異なる分野の外科医だけでなく１つの専門分野内の異な
る医師さえも異なる名称で呼ぶ組織を含み得る。実際、一部の外科医は、本明細
書中で骨盤内筋膜と呼ぶ膠原性支持構造体を、上方から見たときと下方から見た
ときで異なる名称で呼ぶ。この支持構造体の一部または全部は、２層の膠原性層
を含み得、その間には、薄い筋肉層があるか、または単一の膠原性層を含み得る
。大まかに言えば、本発明の療法は、尿道、膀胱頚部および膀胱のための支持構
造体の膠原性部分のいずれかに関し得る。それゆえ、処置した組織は、骨盤内筋
膜、骨盤筋膜腱弓、尿道骨盤（ｕｒｅｔｈｒｏｐｅｌｖｉｃ）靱帯、尿道周囲（
ｐｅｒｉｕｒｅｔｈｒａｌ）筋膜、挙筋筋膜、膀胱骨盤（ｖｅｓｉｃｏｐｅｌｖ
ｉｃ）筋膜、横位（ｔｒａｎｓｖｅｒｓａｌｉｓ）筋膜および／または小胞筋膜
だけでなく、他の膠原性支持構造体をも含み得、および／またはそのように呼ば
れ得る。The pelvic floor fascial tissue may include tissue that different names of surgeons, as well as different physicians within one specialty, may be referred to by different names. In fact, some surgeons refer to the collagenous support structure, referred to herein as the pelvic fascia, under different names when viewed from above and from below. Some or all of the support structure may include two collagenous layers, between which there may be a thin muscle layer or a single collagenous layer. Broadly speaking, the therapy of the present invention may involve any of the urethra, the bladder neck and the collagenous portion of the support structure for the bladder. Therefore, the treated tissue is composed of the intrapelvic fascia, pelvic fascial tendon, urethropelvic ligament, periurethral (
periuralthral fascia, levator fascia, bladder pelvis (vesicopelv)
ic) may include and / or be referred to as fascia, transversalis fascia and / or follicular fascia as well as other collagenous support structures.

【００２７】 膀胱頚部の運動機能亢進を原因とするストレス尿失禁がある女性では、膀胱は
、典型的には、その正常位置より下に、約１．０ｃｍと１．５ｃｍの間（または
それ以上）で下がっている。この状態は、典型的には、しばしば、子供を生んだ
結果としての骨盤支持組織（これには、骨盤内筋膜、骨盤筋膜腱弓、および周囲
の靱帯および筋肉が挙げられる）の弱体化および／または伸展が原因である。In women with stress incontinence due to bladder neck hyperactivity, the bladder is typically below its normal position, between about 1.0 cm and 1.5 cm (or more). ). This condition is typically associated with weakening of the pelvic support tissue, often as a result of giving birth, including the intrapelvic fascia, pelvic fascial tendon arch, and surrounding ligaments and muscles. And / or stretching.

【００２８】 ストレス尿失禁がある女性が、くしゃみ、咳、笑いまたは運動をすると、腹部
の圧力は、しばしば、瞬間的に高まる。このような圧力パルスは、膀胱を強制的
にさらに遠くに下降させて、尿道ＵＲを短くするかまたは誤整列させ、また、尿
道括約筋を瞬間的に開く。When a woman with stress incontinence sneezes, coughs, laughs or exercises, abdominal pressure often increases instantaneously. Such pressure pulses force the bladder down further, shortening or misaligning the urethra UR, and momentarily opening the urethral sphincter.

【００２９】 図２〜４を参照して最も明らかに分かるように、本発明は、一般に、骨盤支持
組織の長さを効果的に短くして膀胱Ｂをその正常位置へと戻す療法を提供する。
有利なことに、膀胱は、依然として、自家骨盤支持組織の筋膜、筋肉、靱帯およ
び腱により、支持されている。As can be seen most clearly with reference to FIGS. 2-4, the present invention generally provides a therapy that effectively reduces the length of the pelvic support tissue to return the bladder B to its normal position. .
Advantageously, the bladder is still supported by the fascia, muscles, ligaments and tendons of the autologous pelvic support tissue.

【００３０】 今ここで、図２を参照すると、膀胱Ｂは、その正常位置（これは、輪郭１０に
より、幻影で示している）から下がったように見える。骨盤内筋膜ＥＦは、患者
が静止状態では、依然として、膀胱Ｂを支持して、尿の抑制を維持しているのに
対して、瞬間的な圧力パルスＰは、膀胱頚部Ｎを開いて、その結果、尿道ＵＲを
通って尿が排尿される。Referring now to FIG. 2, bladder B appears to have fallen from its normal position, which is shown in phantom by contour 10. The intrapelvic fascia EF, while the patient is at rest, still supports the bladder B and maintains urinary suppression, while the momentary pressure pulse P opens the bladder neck N, As a result, urine is excreted through the urethra UR.

【００３１】 ストレス尿失禁の公知の処置は、図３で見えるように、不慮の排尿を防止する
ために、膀胱頚部Ｎを保持する縫合糸Ｓに頼っている。縫合糸Ｓは、恥骨、骨盤
領域にある高い靱帯などに固着された骨アンカーに装着され得る。いずれにせよ
、縫合が緩めば、膀胱頚部Ｎの支持が不充分となり、ストレス尿失禁を克服する
のに失敗する。縫合糸Ｓを締めすぎると、正常な排尿が困難および／または不可
能となる。Known treatments for stress urinary incontinence rely on a suture S holding the bladder neck N to prevent accidental voiding, as seen in FIG. Suture S may be attached to a bone anchor fixed to the pubis, a high ligament in the pelvic region, or the like. In any case, if the sutures are loose, the support of the bladder neck N will be insufficient, and it will fail to overcome stress incontinence. If the suture S is too tight, normal urination will be difficult and / or impossible.

【００３２】 図４で示すように、自家骨盤支持組織の有効長を短くすることにより、膀胱Ｂ
は、その低い位置（低い輪郭１２で示されている）から上昇され得る。あるいは
、選択した組織を収縮すると、膀胱を上げることなく、支持構造体での緩みが少
なくなるかまたはなくなり得、および／または支持構造体の伸長が少なくなって
、ストレス下での膀胱の低下を減らし得る。圧力パルスＰは、次いで、一部は、
骨盤内筋膜ＥＦ（これは、膀胱の下部を支持する）で妨害されて、膀胱頚部を閉
鎖形状で維持するのを助ける。As shown in FIG. 4, by shortening the effective length of the autologous pelvic supporting tissue, the bladder B
Can be raised from its lower position (indicated by the lower contour 12). Alternatively, contracting the selected tissue may reduce or eliminate slack in the support structure without raising the bladder and / or reduce elongation of the support structure to reduce bladder loss under stress. Can be reduced. The pressure pulse P is then, in part,
Obstructed by the intrapelvic fascia EF, which supports the lower part of the bladder, helps to keep the bladder neck in a closed configuration.

【００３３】 骨盤内筋膜により得られる支持の微調整は、骨盤内筋膜の前部の選択的な変形
により、可能である。膀胱頚部を閉じて膀胱Ｂを上方に上げるためには、例えば
、その前部に向かって大きな全組織収縮を行うことが可能であり得る。あるいは
、骨盤内筋膜の背部を選択的に大きく収縮し、次いで、その前部を収縮すること
により、膀胱Ｂのさらに前方位置への再配置が影響を受け得る。それゆえ、本発
明の療法は、患者の骨盤支持構造体が示す特定の弱体化に合わせ得る。それとは
関係なく、骨盤内筋膜ＥＦのうち膀胱頚部および尿道ＵＲに隣接した部分は、尿
道を直接圧迫する縫合または他の人工支持構造体がないままである。Fine adjustment of the support provided by the pelvic fascia is possible by selective deformation of the anterior part of the pelvic fascia. To close the bladder neck and raise the bladder B upwards, for example, it may be possible to perform a large total tissue contraction towards its front. Alternatively, selective retraction of the back of the pelvic fascia, and then its front, may affect the repositioning of bladder B to a more anterior position. Thus, the therapy of the present invention may be tailored to the particular weakness exhibited by the patient's pelvic support structure. Regardless, the portion of the pelvic fascia EF adjacent the bladder neck and urethra UR remains free of sutures or other artificial support structures that directly compress the urethra.

【００３４】 今ここで、図５を参照すると、クレジットカード形状のプローブ２０は、処置
面２４を有する薄い平坦プローブ本体２２を含む。電極２６の二次元アレイは、
処置面２４を横断して分散されており、ここにある電極は、双極対で配列されて
いる。導線２８は、ここでは、単一のバンドルで被覆された複数の絶縁ワイヤの
形状であるが、電極２６に電気エネルギー源を連結するために、プローブ本体２
２から延びている。Referring now to FIG. 5, a credit card-shaped probe 20 includes a thin, flat probe body 22 having a treatment surface 24. The two-dimensional array of electrodes 26
Dispersed across the treatment surface 24, the electrodes here are arranged in bipolar pairs. The conductor 28 is here in the form of a plurality of insulated wires covered with a single bundle, but for coupling the source of electrical energy to the electrode 26, the probe body 2
Extends from 2.

【００３５】 図５Ａで最もはっきりと見えるように、プローブ２０の処置面２４は、プロー
ブ本体２２の厚さよりも著しく大きな長さ２９および幅３０を有する。長さ２４
は、典型的には、少なくとも約１０ｍｍであるのに対して、幅３０は、一般に、
少なくとも約５ｍｍである。好ましくは、長さ２８は、約１０ｍｍと５０ｍｍの
間であり、幅３０は、約５ｍｍと３０ｍｍの間である。As seen most clearly in FIG. 5A, the treatment surface 24 of the probe 20 has a length 29 and a width 30 that are significantly greater than the thickness of the probe body 22. Length 24
Is typically at least about 10 mm, while width 30 is generally
It is at least about 5 mm. Preferably, length 28 is between about 10 mm and 50 mm, and width 30 is between about 5 mm and 30 mm.

【００３６】 プローブ本体２２は、通常、約１ｍｍと１５ｍｍの間の厚さを有する。多くの
実施態様では、プローブ本体２２の厚さは、約８ｍｍ以下であり、典型的には、
約８ｍｍ〜約１ｍｍであり、好ましくは、約５ｍｍ以下である。このプローブは
、しばしば、少なくとも準剛性である。言い換えれば、プローブ本体２２は撓み
得るものの、このプローブは、一般に、筋膜組織の剛直性よりも大きな剛直性を
有する。このことは、電極２６の各々が、このプローブ本体の内部を標的組織に
押し付けることにより、筋膜組織面に効果的に連結できることを保証するのに役
立つ。本体２２は、両方の表面がある程度互いに適合するように、このような圧
力をかけている間、わずかに撓み得る。本体２２は、筋膜表面がプローブ２０の
形状に実質的に完全に適合するように、実質的に剛性であり得る。このプローブ
本体は、ポリカーボネート、ＡＢＳプラスチックなどのような高分子から構成さ
れ得る。The probe body 22 typically has a thickness between about 1 mm and 15 mm. In many embodiments, the thickness of the probe body 22 is about 8 mm or less, and typically
It is about 8 mm to about 1 mm, preferably about 5 mm or less. This probe is often at least semi-rigid. In other words, although the probe body 22 can flex, the probe generally has greater stiffness than the fascia tissue. This helps to ensure that each of the electrodes 26 can be effectively connected to the fascial tissue surface by pressing the interior of the probe body against the target tissue. The body 22 may flex slightly during such pressure so that the two surfaces conform to each other to some extent. The body 22 can be substantially rigid, such that the fascial surface conforms substantially completely to the shape of the probe 20. The probe body may be composed of a polymer such as polycarbonate, ABS plastic, and the like.

【００３７】 標的組織を加熱するのに電極を使用する場合、その組織の温度は、効力の変動
を制限するために、種々の方法で制御され得る。電極２６への出力を制御するコ
ンピューターへのフィードバックが温度を直接指示し得るか、またはこのコンピ
ューターは、その代わりに、その処置時間を制御し得る。このコンピューターに
は、信号が送られ得るが、これらは、使用する電力、この組織に入力された電気
エネルギー、またはこのプローブに送達されたＲＦエネルギーの電流および電圧
により測定された組織のインピーダンスを示す。さらに、処置領域と未処置領域
との間の間隔は、このプローブおよびアレイの構造により、および／またはプロ
ーブの電極に選択的にエネルギーを与えることにより、設定され得る。これは、
使用者ごとの変動をなくすかまたは少なくするために、この療法を制御する。When electrodes are used to heat a target tissue, the temperature of that tissue can be controlled in various ways to limit the variation in efficacy. Feedback to a computer that controls the output to the electrode 26 may directly indicate the temperature, or the computer may instead control the treatment time. Signals may be sent to the computer, which indicate the impedance of the tissue as measured by the power used, the electrical energy input to the tissue, or the current and voltage of the RF energy delivered to the probe. . Further, the spacing between the treated and untreated areas can be set by the structure of the probe and array and / or by selectively energizing the electrodes of the probe. this is,
Control this therapy to eliminate or reduce user-to-user variability.

【００３８】 電極２６は、組織処置面２４と実質的に同一平面上にあり得るか、あるいは、
この組織処置面から突出し得る。突出している電極を使用するとき、それらは、
しばしば、電流密度の集中を最小にするように、筋膜組織との係合のために、丸
い表面を呈する（そうでなければ、鋭い角部をで電流密度の集中を生じ得る）。
１９９７年８月１３日に出願された米国特許出願第０８／９１０，３７０号（そ
の完全な開示内容は、本明細書中で参考として援用されている）でさらに詳細に
説明するように、組織処置深さは、双極電極を使用するとき、一対の電極３４間
の間隔を設定することにより、および／またはその組織面と係合する電極２６の
曲率の直径または半径を設定することにより、変わり得る。代表的な実施態様で
は、これらの電極は、０．０１２インチの曲率半径を有し、ステンレス鋼から形
成され、そして加熱深さを約３ｍｍ未満まで制限するために、（それらの内部縁
部間の）曲率半径の約６倍だけ分離されている。電極対間の間隔により、尿道に
損傷を与えることなく、比較的に多量の筋膜の処置が可能になるはずである。電
極対間の間隔はまた、一部の未処置組織を処置領域間に点在させたままにし得、
こうすると、治癒が促進される。この標的組織の点在した未処置領域は、筋膜お
よび／または他の膠原性組織を含有し得、これらの電極対は、未処置組織の一部
が、処置の初めから終わりまで、最大安全組織温度かまたはそれより低い温度（
必要に応じて、６０℃より低い温度、ある実施態様では、４５℃より低い温度）
のままにできるように、分離され得る。The electrode 26 can be substantially coplanar with the tissue treatment surface 24, or
It may protrude from this tissue treatment surface. When using protruding electrodes, they
Often, it presents a rounded surface for engagement with fascial tissue so as to minimize current density concentration (otherwise sharp edges may cause current density concentration).
As described in further detail in US patent application Ser. No. 08 / 910,370, filed Aug. 13, 1997, the complete disclosure of which is incorporated herein by reference. The procedural depth can be varied when using a bipolar electrode by setting the spacing between the pair of electrodes 34 and / or by setting the diameter or radius of curvature of the electrode 26 that engages its tissue surface. obtain. In an exemplary embodiment, these electrodes have a radius of curvature of 0.012 inches, are formed from stainless steel, and have a (between their inner edges) to limit the heating depth to less than about 3 mm. Are separated by about 6 times the radius of curvature. The spacing between the electrode pairs should allow treatment of relatively large amounts of fascia without damaging the urethra. The spacing between the electrode pairs may also leave some untreated tissue interspersed between the treated areas,
This promotes healing. The untreated areas interspersed with the target tissue may contain fascia and / or other collagenous tissue, and these electrode pairs may be used to ensure that a portion of the untreated tissue is safe from the beginning to the end of the treatment. Tissue temperature or lower (
Optionally, a temperature below 60 ° C., in some embodiments below 45 ° C.)
It can be separated so that it can be left as is.

【００３９】 双極クレジットカード形状の構造を使用して、筋膜は、一対の電極（これは、
組織界面にて、約０．０５〜約２．０ｍｍの範囲、理想的には、約０．３ｍｍの
曲率半径を有する）間で電流を伝達することにより、収縮温度まで安全に加熱で
き、この場合、これらの電極は、電極の曲率半径の約１〜約１０倍の範囲の距離
だけ、分離されている。これにより、一般に、典型的には、約１０〜約１００ボ
ルトｒｍｓ（理想的には、約６０ボルトｒｍｓ）の範囲の電圧および約０．１〜
約１０ｒｍｓアンペアの範囲の電流を使って、約１００ｋＨｚと１０ＭＨｚの間
の周波数の交流を使用して、係合組織面から約０．５ｍｍと１０ｍｍの間の範囲
の深さまで、筋膜組織の加熱が可能となる。その駆動エネルギーは、所望の温度
上昇を起こすために、断続的なデューティサイクルを使用して、加えられ得る。
一般に、この組織は、約０．５〜約４０秒の範囲の時間、典型的には、約０．５
〜約１０秒の範囲の時間にわたって、約７０℃〜約１４０℃の範囲の安全収縮温
度まで加熱される。Using a bipolar credit card-shaped structure, the fascia is a pair of electrodes,
By transferring the current at the tissue interface between the range of about 0.05 to about 2.0 mm, ideally having a radius of curvature of about 0.3 mm), it can be safely heated to the shrinkage temperature, In some cases, the electrodes are separated by a distance ranging from about 1 to about 10 times the radius of curvature of the electrodes. This generally results in voltages typically in the range of about 10 to about 100 volts rms (ideally, about 60 volts rms) and about 0.1 to about 100 volts rms.
Heating of the fascial tissue from an engaging tissue plane to a depth in the range between about 0.5 mm and 10 mm using an alternating current at a frequency between about 100 kHz and 10 MHz using a current in the range of about 10 rms amps. Becomes possible. The drive energy can be applied using an intermittent duty cycle to cause the desired temperature rise.
Generally, the tissue will have a time in the range of about 0.5 to about 40 seconds, typically about 0.5
Heat to a safe shrink temperature in the range of about 70C to about 140C for a time in the range of about to about 10 seconds.

【００４０】 図５Ｂおよび５Ｃでは、代替プローブ構造体２０’が図示されている。この実
施態様では、プローブ本体２２は、ハンドル２５から伸長している剛性シャフト
２３により、支持されている。シャフト２３は、骨盤内筋膜に係合するために、
処置面２４を正しい方向に置くように曲げられ得る。必要に応じて、シャフト２
３とプローブ２２との接合部には、曲げ継手２７が設けられ得、全処置面２４が
ハンドル２５から手で適当な位置に保持されるとき、この処置面が確実に筋膜表
面に係合すのを助ける。継手２７は、このシャフト／本体の界面に隣接した柔軟
性または弾力性の構造体および／または材料（例えば、エラストマー、高分子、
ボールおよびソケット配列、一対の直交回転軸など）から構成され得る。シャフ
ト２３は、電極２６に連結された導線を含有するステンレス鋼ハイポチューブ（
ｈｙｐｏｔｕｂｅ）、または種々の代替的な金属、高分子または複合材料の構造
体から構成され得る。このハンドルは、しばしば、ポリカーボネート、ＡＢＳプ
ラスチックなどのような高分子から構成され得、必要に応じて、これらの電極に
エネルギーを与えるために、制御デバイスを含み得る。In FIGS. 5B and 5C, an alternative probe structure 20 ′ is illustrated. In this embodiment, the probe body 22 is supported by a rigid shaft 23 extending from a handle 25. The shaft 23 is used to engage the pelvic fascia,
The treatment surface 24 can be bent to place it in the right direction. If necessary, shaft 2
The joint between the probe 3 and the probe 22 may be provided with a bending joint 27, which ensures that when the entire treatment surface 24 is held in place by hand from the handle 25, this treatment surface engages the fascial surface. Help you. The joint 27 may include a flexible or resilient structure and / or material (e.g., elastomer, polymer,
Ball and socket arrangement, a pair of orthogonal rotation axes, etc.). The shaft 23 is made of a stainless steel hypotube (including a lead wire connected to the electrode 26).
hypotube), or various alternative metal, polymer or composite structures. The handle can often be composed of a polymer such as polycarbonate, ABS plastic, and the like, and can include a control device to energize these electrodes as needed.

【００４１】 この電極アレイの構造は、一般に、このプローブ本体構造により、固定される
。これは、しばしば、このプローブ本体が、組織加熱中に、この組織に対して定
位置で保持されるとき、（電極サイズおよび電極対間の間隔を基準にして）、そ
の組織加熱パターンを設定する。この所定加熱パターンは、その標的組織にわた
って小さな処置面を繰り返し手で塗布することきに起こるような、一部の組織の
処置し過ぎおよび他の組織の収縮不足を回避するのに役立つ。The structure of the electrode array is generally fixed by the probe body structure. This often sets the tissue heating pattern (based on electrode size and spacing between electrode pairs) when the probe body is held in place against the tissue during tissue heating. . This predetermined heating pattern helps to avoid over-treatment of some tissues and under-shrinkage of other tissues, such as occurs when repeatedly applying a small treatment surface over the target tissue.

【００４２】 これらの電極の形状およびレイアウトによって、所望配向に沿って、標的組織
の優先的な収縮が得られることが立証されている。端と端を接した２連の対で配
列された細長電極２６を使用して、第一連の各対を加熱し、次いで、他の連を加
熱して、（その中間対から始まって）順次、係合組織は、（これらの電極に沿っ
た）長さよりも著しく大きな幅（これらの電極対を横切る）にまで収縮できる。
実際、いずれのパターンの細長加熱組織ゾーン（例えば、細長対の電極間のもの
）も、特に、このような細長加熱ゾーンが細長未処置ゾーン（これらの対の間に
あるもの）と交互になるとき、その長さに沿ったときと比較して、これらの細長
加熱ゾーンを横切る優先的な収縮を与え得る。これは、外科医が、例えば、その
前方／後方長さの低下を最小にしつつ、骨盤内筋膜の側方幅を小さくしたいとき
、非常に有用であり得る。It has been demonstrated that the shape and layout of these electrodes results in preferential contraction of the target tissue along the desired orientation. Using the elongated electrodes 26 arranged in two end-to-end pairs, each first pair of series is heated, and then the other series is heated (starting from its middle pair). In turn, the engaging tissue can contract to a width (across these electrode pairs) that is significantly greater than its length (along these electrodes).
Indeed, any pattern of elongated heated tissue zones (eg, between an elongated pair of electrodes), in particular, such elongated heated zones alternate with elongated untreated zones (those between these pairs). Sometimes, it may provide preferential shrinkage across these elongated heating zones as compared to along its length. This can be very useful, for example, when the surgeon wants to reduce the lateral width of the pelvic fascia while minimizing its anterior / posterior length reduction.

【００４３】 プローブ本体２２は、しばしば、導線２８を電極２６に電気的に連結し易くす
るために、多層構造体として形成される。図５で示すように、単極操作のために
は、これらの電極には、１本の導線だけを電気的に連結する必要があるのに対し
て、患者の脚または背中に配置された大きなリターン電極には、別個の導線が連
結できる。双極操作は、一般に、少なくとも２本の導線を含むのに対して、単極
プローブおよび双極プローブの両方は、しばしば、処置面２４を横切る電力を選
択的に変えるために、多数の導線を含む。The probe body 22 is often formed as a multilayer structure to facilitate electrically connecting the conductor 28 to the electrode 26. As shown in FIG. 5, for unipolar operation, these electrodes require only one electrical connection to be electrically connected, while a large electrode placed on the patient's leg or back is used. A separate conductor can be connected to the return electrode. Bipolar operation generally includes at least two wires, while both monopolar and bipolar probes often include multiple wires to selectively alter the power across treatment surface 24.

【００４４】 プローブ２０’のプローブ本体２２のための代表的な構造は、図５ＤおよびＥ
で図示している。電極２６は、ステンレス鋼、銅などのワイヤから形成されてい
るが、その代わりに、この処置面に垂直に配向されたプレートを含み得、これら
のプレートは、その縁部だけを露出させて、丸いまたは丸みを付けた縁部を有す
る。電極２６は、主要プローブ本体２２ａと後方絶縁層２２ｂとの間に配置され
たワイヤまたは他の導線と共に、その電源に連結されている。これらの導線は、
ハイポチューブ２３を通って近位に伸長しており、これはまた、（図１４を参照
して分かるように）、処置面２４において、これらの電極対間またはそれに隣接
した１個またはそれ以上の水抜き孔を通って、導電性向上液体またはゲルを送達
するため（典型的には、約１ｃｃ／分の生理食塩水を送達するため）の管腔を含
み得る。プローブ本体２２は、典型的には、この実施態様では、剛性であり、し
ばしば、ＡＢＳプラスチック、ポリカーボネートなどのような高分子から形成さ
れるが、あるいは、準剛性であり得る（典型的には、シリコーンまたはナイロン
を含有する）。Representative structures for the probe body 22 of the probe 20 ′ are shown in FIGS. 5D and 5E.
Is shown in FIG. The electrodes 26 are formed from wires such as stainless steel, copper, etc., but may instead include plates oriented perpendicular to the treatment surface, these plates exposing only their edges, It has rounded or rounded edges. Electrode 26 is coupled to its power supply, along with wires or other conductors located between main probe body 22a and rear insulating layer 22b. These wires are
Extending proximally through the hypotube 23, which also (as can be seen with reference to FIG. 14), is one or more of the treatment surfaces 24 between or adjacent to these electrode pairs. It may include a lumen for delivering a conductivity enhancing liquid or gel through the drainage hole (typically to deliver about 1 cc / min of saline). The probe body 22 is typically rigid in this embodiment, and is often formed from a polymer such as ABS plastic, polycarbonate, etc., or may be semi-rigid (typically, Containing silicone or nylon).

【００４５】 プローブ２０は、必要に応じて、標的組織の収縮を能動的に制御する種々の機
構を含み得る。必要に応じて、本体２２は、多重送信回路（これは、電気エネル
ギーを、限定数の導線を通って、これらの電極または電極対に選択的に向ける）
を含み得る。このような回路は、必要に応じて、これらの電極またはその近くで
測定した温度に依存して、電極の電気エネルギーまたはデューティサイクルを変
える。あるいは、１回またはそれ以上の温度測定や線量測定などに基づいて、処
置面２４から、均一な加熱エネルギーが誘導され得る。プローブ２０用の回路は
、マイクロプロセッサなどを組み込み得る。あるいは、このプローブから、この
収縮エネルギーの制御用の外部プロセッサまで、信号が伝達され得る。The probe 20 may include various mechanisms for actively controlling contraction of the target tissue as needed. Optionally, body 22 may include a multiplexing circuit, which selectively directs electrical energy through a limited number of conductors to these electrodes or electrode pairs.
May be included. Such circuits change the electrical energy or duty cycle of the electrodes, as needed, depending on the temperature measured at or near these electrodes. Alternatively, uniform heating energy may be derived from treatment surface 24 based on one or more temperature measurements, dosimetry, and the like. The circuit for the probe 20 may incorporate a microprocessor or the like. Alternatively, a signal may be transmitted from the probe to an external processor for controlling the contraction energy.

【００４６】 代表的なプローブ回路は、図５ＦおよびＧで図示している。図５Ｆで図示した
連結配列により、Ｍ＋Ｎ導線だけを使用して、Ｍ×Ｎアレイの電極対を選択可能
にエネルギーを与えることが可能になる。この配列は、電流（および加熱）が最
も電気抵抗の少ない経路（これは、一般に、２個の最も近い双極電極間にある）
に沿って集中するという事実を利用している。この場合、特定の電極対１、２、
３、…６が関連列と関連行との間で電流を流すことにより選択されるように、電
極の行は、共に連結されており、そして電極の列は、共に連結されている。例え
ば、電極対３は、列１の電極と行２の電極との間で双極電流を流すことにより、
選択される。対３以外のエネルギー賦与電極間の電流（および加熱）は、組織を
著しく収縮するのに充分ではない。代表的な実施態様では、これらの電極対は、
中間対で始まる列に関連した各対（例えば、対３、次いで対１、次いで対５）を
加熱することにより、次いで、次の列（例えば、対４、対２に次いで、対６）に
移動することにより、エネルギーを与えられる。A representative probe circuit is illustrated in FIGS. 5F and 5G. The coupling arrangement illustrated in FIG. 5F allows selectable energization of an M × N array of electrode pairs using only M + N conductors. This arrangement provides a path where the current (and heating) has the lowest electrical resistance (which is generally between the two closest bipolar electrodes).
Take advantage of the fact that you concentrate along. In this case, specific electrode pairs 1, 2,
The rows of electrodes are connected together, and the columns of electrodes are connected together, such that 3,... 6 are selected by passing current between the relevant column and the relevant row. For example, electrode pair 3 can be configured by passing a bipolar current between the electrode in column 1 and the electrode in row 2,
Selected. The current (and heating) between the energy applying electrodes other than pair 3 is not enough to significantly shrink the tissue. In an exemplary embodiment, these electrode pairs
By heating each pair (eg, pair 3, then pair 1, then pair 5) associated with the column starting with the middle pair, then to the next column (eg, pair 4, pair 2, then pair 6,) Moving gives you energy.

【００４７】 図５Ｇのプローブ回路により、これらの電極対には、選択的にエネルギーを与
えることが可能となり、さらに、隣接した各電極対から、較正した温度情報を送
る（温度は、その活動電極のみにおいて、モニターされ得る）。温度センサ３１
は、サーミスタ、熱電対などを含み得、電極対間の組織に係合するように、プロ
ーブ本体２２に取り付けられて、信号ワイヤ数を制限し、温度センサ３１は、多
重送信ＭＵＸ（これは、ハンドル２５、または多分、プローブ本体２２に取り付
けられている）に連結されている。このような温度センサが温度信号（これは、
取り付けた各センサに対して、繰り返し可能であるが、必ずしも、予測可能では
ない）を送るにつれて、その温度フィードバックの精度は、このプローブ（理想
的には、各温度センサ）用の較正データを非揮発性メモリー（例えば、ＥＥＰＲ
ＯＭ）に保存することにより、向上できる。The probe circuit of FIG. 5G allows these pairs of electrodes to be selectively energized and also sends calibrated temperature information from each adjacent pair of electrodes (the temperature is determined by the active electrode Only can be monitored). Temperature sensor 31
May include a thermistor, thermocouple, etc., attached to the probe body 22 to engage the tissue between the electrode pairs to limit the number of signal wires, and the temperature sensor 31 may include a multiplexed MUX (which is Handle 25, or perhaps attached to the probe body 22). Such a temperature sensor provides a temperature signal (which is
As it sends a repeatable, but not necessarily predictable, signal to each installed sensor, the accuracy of its temperature feedback will degrade the calibration data for this probe (ideally, each temperature sensor). Volatile memory (eg, EEPR
OM) can be improved.

【００４８】 プローブ２０を含む静的収縮システムは、図６Ａ〜Ｃで概略的に示されている
。一般に、電源３３からの出力は、プロセッサ３７の方向の下でユニット３５を
切り換えることにより、プローブ２０’の電極に向けられる。これらの機能は、
このプロセッサおよび切換デバイス、この切換ユニット回路の一部または全部を
、このプローブなどと共に含めることにより、種々の配列で組み合わされ得る。
例えば、図６Ｃのシステムのように、温度フィードバックが行われる場合、その
温度は、所望温度または温度プロフィールを維持するために、このプローブに選
択的にエネルギーを与えまたは出力を停止することにより制御され得（これは、
時には、バンバン（ｂａｎｇ−ｂａｎｇ）フィードバック制御と呼ばれる）、ま
たはこの制御デバイスおよび／または切換ユニットは、その出力レベルを選択的
に変え得る。The static contraction system including the probe 20 is shown schematically in FIGS. In general, the output from the power supply 33 is directed to the electrodes of the probe 20 'by switching the unit 35 under the direction of the processor 37. These features
By including the processor and the switching device, some or all of the switching unit circuitry with the probe and the like, they can be combined in various arrangements.
For example, when temperature feedback is provided, as in the system of FIG. 6C, the temperature is controlled by selectively energizing or de-energizing the probe to maintain a desired temperature or temperature profile. Gain (this is
Sometimes referred to as bang-bang feedback control), or the control device and / or the switching unit may selectively change its output level.

【００４９】 有利なことに、骨盤内筋膜ＥＦの分離した標的領域の全所望収縮は、プローブ
２０を移動することなく、制御され得る。骨盤内筋膜の全収縮は、多数の要因に
依存している。一般に、組織は、収縮温度範囲まで加熱すると、局所的に、７０
％まで（面積縮み）収縮する。従って、骨盤床を支持して所望の改良をもたらす
ために、骨盤内筋膜ＥＦの全有効収縮を与えるのに適当なサイズおよび形状を備
えた処置面２４を有するプローブ２０を選択することが可能である。従って、異
なる量だけ組織を収縮するためには、一連の異なるプローブを提供することが望
まれ得る。例えば、骨盤内筋膜の右部分の有効側方寸法を５ｍｍだけ小さくする
ためには、１２ｍｍの側方寸法を有するプローブを選択することが、可能であり
得る。大きい幅の交互プローブを選択すると、収縮量が多くなり得る。長さの異
なるプローブを選択することにより、一端が他端よりも広い処置面を有する代替
プローブから選択することにより、またはこのプローブをその正中線に沿って選
択的に位置づけることにより、外科医は、望ましいように、膀胱の前部または後
部を大きい程度または小さい程度まで持ち上げるように強化支持を調整すること
が可能になり得る。Advantageously, the total desired contraction of the isolated target area of the pelvic fascia EF can be controlled without moving the probe 20. Total contraction of the pelvic fascia depends on a number of factors. Generally, when the tissue is heated to the shrinkage temperature range, locally
% (Shrinkage of area). Thus, to support the pelvic floor and provide the desired improvement, it is possible to select a probe 20 having a treatment surface 24 of an appropriate size and shape to provide full effective contraction of the intrapelvic fascia EF. It is. Thus, to shrink tissue by different amounts, it may be desirable to provide a series of different probes. For example, to reduce the effective lateral dimension of the right part of the pelvic fascia by 5 mm, it may be possible to select a probe with a lateral dimension of 12 mm. Choosing a large width alternating probe can increase the amount of contraction. By selecting probes of different lengths, by choosing from alternative probes having a treatment surface that is wider at one end than the other, or by selectively positioning the probe along its midline, the surgeon can As desired, it may be possible to adjust the reinforced support to raise the front or back of the bladder to a greater or lesser degree.

【００５０】 さらに別の代替収縮機構が使用され得る。代替プローブを選択するよりもむし
ろ、これらの電極のうちで加熱エネルギーを変えることが可能であり得る。小さ
い程度の収縮が望ましい場合、外科医は、組織を、より低い温度まで加熱し得る
か、および／または（例えば、電極２６のうちの選択したサブセットだけにエネ
ルギーを与えることにより）この組織のうちの処置面２４と係合する部分だけを
選択的に加熱し得る。このシステムの電気的特性は、このプローブに組織加熱電
流でエネルギーを与える前、エネルギーを与えている最中、エネルギーを与えて
いる合間、および／またはエネルギーを与えた後に、モニターできる。例えば、
この制御デバイスがこれらの電極対にエネルギーを与えるにつれて、このシステ
ムのインピーダンスは、所望の処置に充分な電極／組織の連結が確実に維持され
るのを助けるように、モニターできる。簡単なフィードバック表示配列では、警
報灯が照らされて、外科医に対し、連結が不充分である（または不充分であった
）ことを通知し得る。さらに精巧なフィードバックシステムは、連結が弱まった
電極対に再びエネルギーを与えることにより、選択した処置不足領域を再処置し
得る。一般に、これらのフィードバックシステムは、図６Ａで概略的に図示して
いるように、この組織に対する処置効果を示すフィードバック信号ＦＳを生じる
。フィードバック信号ＦＳは、単に、外科医に対して表示を与え得るか、または
この処置を修正するために、この制御デバイスで処理され得る。とにかく、プロ
ーブ２０を移動することなしに、収縮を制御できる。[0050] Yet another alternative contraction mechanism may be used. Rather than selecting alternative probes, it may be possible to vary the heating energy among these electrodes. If a small degree of contraction is desired, the surgeon may heat the tissue to a lower temperature and / or (e.g., by energizing only a selected subset of the electrodes 26) of the tissue. Only those portions that engage the treatment surface 24 may be selectively heated. The electrical properties of the system can be monitored before, during, during, and / or after energizing the probe with the tissue heating current. For example,
As the control device energizes these electrode pairs, the impedance of the system can be monitored to help ensure that sufficient electrode / tissue coupling is maintained for the desired procedure. In a simple feedback display arrangement, a warning light may be illuminated to notify the surgeon that the connection is (or was) insufficient. A more sophisticated feedback system may re-treat selected under-treated areas by re-energizing the weakened electrode pairs. Generally, these feedback systems produce a feedback signal FS that is indicative of the treatment effect on this tissue, as schematically illustrated in FIG. 6A. The feedback signal FS may simply be processed by the control device to provide an indication to the surgeon or to modify the procedure. Anyway, the contraction can be controlled without moving the probe 20.

【００５１】 骨盤内筋膜の標的領域にアクセスする方法は、図７Ａ〜Ｅで図示している。一
般に、骨盤内筋膜ＥＦは、患者の正中線で尿道ＵＲにより分離された左筋膜部分
および右筋膜部分として、見ることができる。骨盤内筋膜ＥＦは、膣壁ＶＷの上
の靱帯ＡＴＦＰにより、支持されている。標的領域４０（これらは、骨盤内筋膜
の左側および右側に沿って、前後方向で伸長している）に沿って、骨盤内筋膜Ｅ
Ｆを選択的に収縮させることが望まれ得る。これは、繊細な尿道組織を加熱、除
神経または損傷する危険がほとんどなしに、尿道ＵＲ、膀胱頚部および膀胱の支
持を向上するはずである。A method of accessing a target area of the pelvic fascia is illustrated in FIGS. 7A-E. In general, the pelvic fascia EF can be viewed as a left fascia portion and a right fascia portion separated by the urethra UR at the patient's midline. The pelvic fascia EF is supported by a ligament ATFP above the vaginal wall VW. Along the target area 40 (they extend in the anterior-posterior direction along the left and right sides of the pelvic fascia), the pelvic fascia E
It may be desirable to selectively contract F. This should improve urethral UR, bladder neck and bladder support with little risk of heating, denervating or damaging delicate urethral tissue.

【００５２】 患者に対する外傷を最初にして標的領域４０にアクセスするために、膣に、加
重鏡（ｗｅｉｇｈｔｅｄ ｓｐｅｃｕｌｕｍ）４２が挿入されて、前部膣壁ＶＷ
を露出する。必要に応じて、膣粘膜を手で切開して骨盤内筋膜ＥＦを露出できる
ように、前部膣壁には、細長い側方オフセット切開部４３が形成され得る。しか
しながら、外傷を最小にし治癒を促進するために、尿道ＵＲのいずれかの側に、
小さな切開部４４が形成され得、それにより、侵襲を最小にする鈍端切開デバイ
ス４６へのアクセスが可能となる。切開デバイス４６は、その遠位末端にて、バ
ルーン４８の形状で、機械的膨張要素を含む。バルーン４８は、骨盤内筋膜から
膣壁の背面を切開して、図７Ｄで見えるように、個別標的領域４０の各々に沿っ
て、侵襲を最小にした処置部位５０を形成する。特定のアクセス方法に関係なく
、露出した骨盤内筋膜は、好ましくは、生理食塩水などで灌注されて、それらの
電極の汚れを少なくし、そして導電性フィルムとの電極／組織の連結を向上させ
る。患者は、好ましくは、過剰の灌注液が組織面から流出するような位置に置か
れ、いずれの排出液も取り除くために、しばしば、吸引が行われる。To gain access to the target area 40 first with trauma to the patient, a weighted speculum 42 is inserted into the vagina and the anterior vaginal wall VW
To expose. If desired, an elongated lateral offset incision 43 may be formed in the anterior vaginal wall so that the vaginal mucosa can be manually incised to expose the pelvic fascia EF. However, to minimize trauma and promote healing, on either side of the urethra UR,
A small incision 44 may be formed, which allows access to a blunt dissection device 46 that minimizes invasion. The dissection device 46 includes a mechanical inflation element at its distal end in the form of a balloon 48. The balloon 48 cuts the back of the vaginal wall from the pelvic fascia to form a minimally invasive treatment site 50 along each of the individual target areas 40, as seen in FIG. 7D. Regardless of the particular access method, the exposed pelvic fascia is preferably irrigated, such as with saline, to reduce fouling of those electrodes and improve electrode / tissue coupling with the conductive film. Let it. The patient is preferably positioned so that excess irrigation fluid flows out of the tissue surface, and aspiration is often performed to remove any drainage.

【００５３】 骨盤内筋膜にアクセスする代替的な方法は、図７Ｅで図示している。これは、
時には、Ｒａｚ法と呼ばれ、一般に、アーチ形正中線フラップＦを周囲の膣壁Ｖ
Ｗから分離して、図示しているように、その下にある隣接した骨盤内筋膜にアク
セスすることを包含する。この処置は、Ｓｈｌｏｍｏ Ｒａｚ Ｆｅｍａｌｅ
Ｕｒｏｌｏｇｙ．２ｎｄ．Ｅｄ．（１９９６）の３９５〜３９７ページで、さら
に詳細に記述された。An alternative method of accessing the pelvic fascia is illustrated in FIG. 7E. this is,
Sometimes referred to as the Raz method, generally, the arched midline flap F is attached to the surrounding vaginal wall V
Separating from the W, as shown, includes accessing the adjacent underlying pelvic fascia. This procedure is based on Shlomo Raz Female
Urology. 2nd. Ed. (1996), pages 395-397, described in more detail.

【００５４】 今ここで、図８を参照すると、プローブ２０は、切開部４３または４４を通っ
て、処置部位５０に挿入される。処置面２４は、電極２６が骨盤内筋膜と効果的
に連結されるように、骨盤内筋膜ＥＦの露出面に押し付けられる。プローブ２０
は、この切開部を通って挿入した指を使用して、または切開部を通って近位に伸
長しているプローブに装着されたシャフトを使用して、このプローブに直接押し
付けることにより、膣粘膜ＶＭの壁に押し付けることによって、骨盤内筋膜に対
して付勢され得る。あるいは、以下で記述するように、プローブ２０は、骨盤内
筋膜ＥＦに対して処置面２４を押し付けるための機械的膨張機構を含み得る。Referring now to FIG. 8, the probe 20 is inserted into the treatment site 50 through the incision 43 or 44. The treatment surface 24 is pressed against the exposed surface of the pelvic fascia EF so that the electrode 26 is effectively connected to the pelvic fascia. Probe 20
The vaginal mucosa is pressed directly against the probe using a finger inserted through the incision or using a shaft attached to a probe extending proximally through the incision. By pressing against the wall of the VM, it can be biased against the pelvic fascia. Alternatively, as described below, the probe 20 may include a mechanical inflation mechanism for pressing the treatment surface 24 against the intrapelvic fascia EF.

【００５５】 一旦、このプローブが骨盤内筋膜ＥＦの標的領域４０に係合すると、電極２６
には、導線２８を経由して、エネルギーが与えられる（図５を参照）。電極２６
は、骨盤内筋膜の抵抗によって組織温度の上昇が起こるように、電流をこの筋膜
に通すように向ける。充分に大きな曲率半径を有する比較的に大きな電極面を使
用すると、組織／電流界面近くでの電流密度の過度の集中（これは、焦げ、組織
切除、または組織に対する過度の傷害）が回避される。Once the probe engages the target area 40 of the pelvic fascia EF, the electrodes 26
Is supplied with energy via conductor 28 (see FIG. 5). Electrode 26
Directs current through the fascia so that resistance of the intrapelvic fascia causes an increase in tissue temperature. The use of a relatively large electrode surface with a sufficiently large radius of curvature avoids excessive concentration of current density near the tissue / current interface, which can result in charring, tissue ablation, or excessive damage to tissue. .

【００５６】 骨盤内筋膜ＥＦがプローブ２０で加熱されるにつれて、この筋膜内のコラゲネ
ート組織は収縮して、この組織を処置面２４に沿って内向きに引き込む。プロー
ブ２０は、この収縮中に移動しないものの、この組織は収縮するがプローブは一
般に収縮しないので、骨盤内筋膜ＥＦの少なくとも一部は、処置面２４に沿って
滑り得ることに注目すべきである。As the pelvic fascia EF is heated with the probe 20, the collagenate tissue in the fascia contracts, drawing the tissue inward along the treatment surface 24. It should be noted that although the probe 20 does not move during this contraction, at least a portion of the pelvic fascia EF may slide along the treatment surface 24 because the tissue contracts but the probe generally does not contract. is there.

【００５７】 図９Ａ〜Ｄを参照して分かるように、本発明のプローブは、その処置面によっ
て最初に係合されたものよりも大きな領域の標的組織を効果的に処置できる。図
９Ａは、周辺「額縁」部５６（これは、内部５４とは独立して、エネルギーを与
えることができる）を有する処置面２４を概略的に図示している。部分５４およ
び５６の両方にエネルギーを与えることにより、処置面２４を係合している組織
５８は、図９Ｂで示すように、内向きに収縮する。しかしながら、一旦、この第
一段階の組織が収縮すると、収縮した組織をさらに加熱しても、一般に、同じ程
度までの収縮を生じず、余分な傷害を負わせ得る。従って、現在処置面２４と係
合している未収縮組織６０が安全に収縮できるように、周辺部５６には、この内
部とは独立して、エネルギーを与えることができる。As can be seen with reference to FIGS. 9A-D, the probes of the present invention can effectively treat a larger area of target tissue than was initially engaged by the treatment surface. FIG. 9A schematically illustrates the treatment surface 24 having a peripheral “picture frame” portion 56, which can be energized independently of the interior 54. By energizing both portions 54 and 56, tissue 58 engaging treatment surface 24 contracts inward, as shown in FIG. 9B. However, once the first stage tissue contracts, further heating of the contracted tissue generally does not result in the same degree of contraction and can cause extra injury. Thus, the peripheral portion 56 can be energized independently of its interior so that the uncontracted tissue 60 currently engaged with the treatment surface 24 can safely contract.

【００５８】 内部５４および周辺部５６は、連続処置ゾーンとして図示されているものの、
それらは、実際には、独立してエネルギーを与えることができる電極アレイを含
み得ると解釈すべきである。さらに、特に、このプローブが、係合組織に対して
プローブの一部を固着する構造を含む場合、周辺部５６は、完全には、内部５４
を取り囲む必要はないと解釈すべきである。The interior 54 and the periphery 56 are illustrated as a continuous treatment zone,
It should be understood that they may in fact include electrode arrays that can be independently energized. Further, particularly when the probe includes a structure that secures a portion of the probe to the engaging tissue, the peripheral portion 56 is completely
Should not be interpreted as having to surround the.

【００５９】 多種多様な代替電極アレイ構造体が使用され得る。図１０Ａで図示しているよ
うに、電極６２は、必要に応じて、二次元アレイを規定する単極または双極ボタ
ンまたは平坦ディスクを含み得る。ある実施態様では、各ボタンに対して、温度
センサが設けられ得る。双極加熱のためには、一方のボタン電極から他方へと、
高周波電流が流され得る。あるいは、高周波電流は、単極構造では、各ボタンか
ら、患者に背中に当てた大表面積パッドに流され得る。A wide variety of alternative electrode array structures can be used. As illustrated in FIG. 10A, the electrodes 62 may include monopolar or bipolar buttons or flat disks defining a two-dimensional array, if desired. In some embodiments, a temperature sensor may be provided for each button. For bipolar heating, from one button electrode to the other,
A high frequency current can be passed. Alternatively, high frequency current may be passed from each button to a large surface area pad applied to the patient's back in a monopolar configuration.

【００６０】 双極モードで使用するとき、少なくとも１個の他の電極により分離された電極
対間で高周波電流を流すことが望まれ得る。こうすることにより、加熱エネルギ
ーが各電極に隣接した係合組織面近くに集中するので、より一様な深さまでの加
熱が可能になり得るが、双極対の電極間の中間点ではさらに深くまで分配される
。例えば、電極６２ａから電極６２ｃまで、電極６２ｂから電極６２ｃまで、電
極６２ｅから電極６２ｇまで、電極６２ｆから電極６２ｈまでなどで、高周波電
流を流すことが可能である。When used in bipolar mode, it may be desirable to pass a high frequency current between electrode pairs separated by at least one other electrode. This may allow for heating to a more uniform depth as the heating energy is concentrated near the engaging tissue surface adjacent to each electrode, but may be even deeper at the midpoint between the bipolar pair of electrodes. Be distributed. For example, a high-frequency current can flow from the electrodes 62a to 62c, from the electrodes 62b to 62c, from the electrodes 62e to 62g, from the electrodes 62f to 62h.

【００６１】 有利なことに、ＮＸＭ電極アレイでは、図５Ｆに関して上で記述しているよう
に、駆動電源と電極との間で、Ｎ＋Ｍ導線だけを使用して、これらの電極の各々
を独立して駆動することが可能である。Advantageously, in the NXM electrode array, as described above with respect to FIG. 5F, using only N + M conductors between the drive power supply and the electrodes, each of these electrodes is independently Can be driven.

【００６２】 多種多様な代替電極およびプローブ構造体が使用され得る。例えば、図１０Ａ
およびＢのボタン電極は、膨張可能バルーン（これは、その処置部位に挿入する
ために、狭い形状に巻き上げることができる）に取り付けられ得る。このバルー
ンは、次いで、その処置面を標的組織に係合させるために、膨張できる。A wide variety of alternative electrode and probe structures can be used. For example, FIG.
The B and B button electrodes can be attached to an inflatable balloon, which can be rolled up into a narrow shape for insertion into the treatment site. The balloon can then be inflated to engage the treatment surface with the target tissue.

【００６３】 さらに別の代替プローブ構造体は、図１１ＡおよびＢで図示している。この実
施態様では、突出部６４の二次元アレイは、各々、抵抗ヒーター６６および温度
センサ６８を含む。このプローブと組織との間の熱伝達は、電流の伝導よりもむ
しろ熱伝導によるので、突出部６４の末端は、熱を集中することなく、安全に、
角部を含むことができる。それゆえ、これらの突出部は、円形、正方形、六角形
などの熱伝達末端を有することができ、また、円筒形、円錐形、またはある種の
他の所望形状であり得る。あるいは、類似の構造を備えた同一平面熱伝達面が形
成され得る。Yet another alternative probe structure is illustrated in FIGS. 11A and B. In this embodiment, the two-dimensional array of protrusions 64 each include a resistance heater 66 and a temperature sensor 68. Because the heat transfer between the probe and the tissue is by heat conduction rather than current conduction, the ends of the protrusions 64 can safely and safely concentrate without heat.
A corner may be included. Thus, these protrusions can have a heat transfer end, such as circular, square, hexagonal, etc., and can be cylindrical, conical, or some other desired shape. Alternatively, a coplanar heat transfer surface with a similar structure may be formed.

【００６４】 好ましくは、突出部６４は、組織面に押し付けることができる、また、抵抗ヒ
ーター６６には、温度センサ６８によって活性温度フィードバックをもたらしつ
つ、エネルギーを与えることができる。このフィードバックは、所望の組織収縮
を引き起こすように、所定時間にわたって、これらの突出部を所望の処置温度ま
で加熱するのに使用できる。あるいは、これらの温度センサは、この突出部の温
度よりもむしろ、組織の実際の温度を測定し得る。Preferably, the protrusions 64 can be pressed against the tissue surface, and the resistance heater 66 can be energized while providing active temperature feedback via a temperature sensor 68. This feedback can be used to heat these protrusions to the desired treatment temperature over a period of time to cause the desired tissue contraction. Alternatively, these temperature sensors may measure the actual temperature of the tissue, rather than the temperature of the protrusion.

【００６５】 今ここで、図１２を参照すると、熱伝達面７０の二次元アレイは、処置面から
伸長しているかまたはそれと同一平面上にある熱伝導性材料を利用し得る。少な
くとも１個の電気部品７２は、付随する熱伝達面７０に熱的に連結されて、この
部品が、この表面の温度と共に、温度変化するようにされる。この部品は、典型
的には、温度と共に変わる電気特性を有し、この部品は、典型的には、トランジ
スタ、サーミスタ、またはシリコンダイオードを含む。部品７２は、プリント回
路板７４を使用して、導線２８に連結できる。Referring now to FIG. 12, a two-dimensional array of heat transfer surfaces 70 may utilize a thermally conductive material extending from or coplanar with the treatment surface. At least one electrical component 72 is thermally coupled to an associated heat transfer surface 70 such that the component varies in temperature with the temperature of the surface. The component typically has electrical properties that vary with temperature, and the component typically includes a transistor, a thermistor, or a silicon diode. The component 72 can be connected to the conductor 28 using a printed circuit board 74.

【００６６】 部品７２が熱伝達面７０を加熱するように、この部品を通って、電流が流され
る。組織係合熱伝達面２４は、熱伝達面７０からの受動伝導により、加熱される
。好ましくは、この加熱電流は、断続的なパルスとして、適用される。加熱パル
ス間にて、小さな定常電流は、ダイオードを通って、順方向に流すことができ、
また、その接合部にかかる電圧は、プリント回路板７４を使用して、測定できる
。この接合部にかかる順方向電圧は、しばしば、接合部の温度に依存しており、
典型的には、シリコンダイオードに対しては、約２ｍＶ／℃だけ変わる。この順
方向電圧は、この接合部の温度を測定するのに使用できる。加熱パルスのタイミ
ングおよび熱伝達面７０の構造は、このダイオード接合部が、この熱伝達面が係
合する組織の温度を表示するように設定でき、このダイオード接合部は、好まし
くは、緩慢で漸進的な熱サイクル中にて、平衡温度またはその近くにある。Electric current is passed through this component such that the component 72 heats the heat transfer surface 70. The tissue engaging heat transfer surface 24 is heated by passive conduction from the heat transfer surface 70. Preferably, the heating current is applied as an intermittent pulse. During the heating pulse, a small steady-state current can flow forward through the diode,
The voltage applied to the joint can be measured using the printed circuit board 74. The forward voltage across this junction often depends on the temperature of the junction,
Typically, for a silicon diode, it varies by about 2 mV / ° C. This forward voltage can be used to measure the temperature of the junction. The timing of the heating pulse and the structure of the heat transfer surface 70 can be set such that the diode junction indicates the temperature of the tissue with which the heat transfer surface engages, and the diode junction is preferably slow and progressive. At or near equilibrium temperature during a typical thermal cycle.

【００６７】 低出力の加熱間パルスにより生じる温度表示信号は、フィードバック制御信号
として、使用できる。そのアレイは、理想的には、二次元アレイを含み、このア
レイの複数の熱伝達面からのフィードバック信号は、この処置面／組織界面の全
体にわたって、局所組織収縮温度の良好な制御を可能にするべきである。導線２
８およびプリント回路板７４を経由して電源に連結されたトランジスタまたはダ
イオードのこのようなアレイにより、処置面２４を横切る温度を選択的に制御す
る非常に安価な手段が得られる。The temperature indicating signal generated by the low-power heating pulse can be used as a feedback control signal. The array ideally includes a two-dimensional array, and feedback signals from multiple heat transfer surfaces of the array allow for better control of local tissue shrinkage temperature across the treatment surface / tissue interface. Should be. Conductor 2
Such an array of transistors or diodes coupled to a power supply via 8 and printed circuit board 74 provides a very inexpensive means of selectively controlling the temperature across treatment surface 24.

【００６８】 図１２Ａは、図１２のプローブを含む代表的な回路である。好ましくは、大き
な可変電流Ｉ１は、比例制御下にて、係合面を処置するために、ダイオード７２
を加熱するのに充分である。小さな定常電流Ｉ２は、係合組織をそれ程加熱しな
いが、各ダイオードを横切る順方向電圧降下の測定を可能にする。定常小電流Ｉ
２を加えることにより、この組織と（金属板によって）熱的に連結されたダイオ
ード７２を横切る電圧降下は、その組織温度を表示するために、シリコンダイオ
ードに対して、約０．７ｖ〜２ｍＶ／℃となる。今度もまた、ＥＥＰＲＯＭまた
は他の不揮発性メモリーは、各ダイオードに対する較正データを保存し得、理想
的には、このプローブの送達および／または使用前に行った較正試験から得られ
る少なくとも２つの温度に対する較正定数（ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ ｃｏｎｓ
ｔａｎｔｓ）を保存する。FIG. 12A is a representative circuit including the probe of FIG. Preferably, the large variable current I1 is controlled by a diode 72 to treat the engagement surface under proportional control.
Is sufficient to heat The small steady-state current I2 does not significantly heat the engaging tissue, but allows the measurement of the forward voltage drop across each diode. Steady small current I
By adding 2, the voltage drop across the diode 72, which is thermally connected to this tissue (by a metal plate), will be about 0.7v to 2mV / silicon diode to indicate the tissue temperature. ° C. Again, an EEPROM or other non-volatile memory may store calibration data for each diode, ideally for at least two temperatures obtained from calibration tests performed prior to delivery and / or use of the probe. Calibration constants
tangs).

【００６９】 図１３および１４で図示しているように、さらに別の代替加熱機構が使用され
得る。図１３では、導管７６は、比較的に高い温度の流体を、処置面７４に隣接
した蛇行経路に沿って向け、加熱した流体は、典型的には、蒸気などを含有する
。図１４の実施態様では、細長電極８０の一次元アレイは、処置面２４を横切っ
て分散されており、これらの電極間および／またはその回りには、灌注ポートが
配置されている。今度もまた、これらの構造体は、筋膜組織を横切って処置ゾー
ンおよび未処置ゾーンの交互パターンを生じることにより、治癒を促進し得る。
収縮および未収縮膠原性組織のこの有利な点在配列はまた、そのストローク処置
幅（ｓｔｒｏｋｅ ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｗｉｄｔｈ）より大きく分離されたプ
ローブストロークなどを使用して、分離領域にわたって１個またはそれ以上の加
熱要素を選択的に塗布することにより、少なくともある程度まで、生じ得る。As shown in FIGS. 13 and 14, yet another alternative heating mechanism may be used. In FIG. 13, conduit 76 directs relatively high temperature fluid along a tortuous path adjacent treatment surface 74, and the heated fluid typically contains vapor or the like. In the embodiment of FIG. 14, a one-dimensional array of elongate electrodes 80 is dispersed across the treatment surface 24, with irrigation ports located between and / or around these electrodes. Again, these structures may promote healing by creating an alternating pattern of treated and untreated zones across the fascial tissue.
This advantageous interspersed arrangement of contracted and uncontracted collagenous tissue may also include one or more heating elements across the separation area, such as using probe strokes separated by more than their stroke treatment width. Can be generated, at least to some extent, by selectively applying

【００７０】 骨盤内筋膜に経腟的にアクセスするとき、上記のように、その正中線を切開す
る必要はない。これにより、尿道を不注意に処置および／または損傷する可能性
を最小にする。一般に、このプローブを、骨盤内筋膜の左側の標的領域に対して
静的に位置づけることにより、そして尿道に隣接した筋膜にアクセスすることな
く、同じプローブまたは異なるプローブを骨盤内筋膜の右側に静的に位置づける
ことにより、処置を対称的に行うことができる。あるいは、特に、骨盤内筋膜の
一面だけが過剰な長さを有する場合、一面だけを処置して失禁を効果的に防止す
ることが可能であり得る。それにもかかわらず、特に、単一のプローブを使って
左および右の両方の標的領域を同時に処置するとき、その正中線を越えて、骨盤
内筋膜にアクセスすることが望まれ得る。When transvaginally accessing the pelvic fascia, it is not necessary to cut its midline, as described above. This minimizes the possibility of inadvertently treating and / or damaging the urethra. Generally, the same probe or a different probe can be placed on the right side of the pelvic fascia by statically positioning the probe against a target area to the left of the pelvic fascia and without accessing the fascia adjacent to the urethra. , The treatment can be performed symmetrically. Alternatively, it may be possible to treat only one side to effectively prevent incontinence, especially if only one side of the pelvic fascia has excess length. Nevertheless, it may be desirable to access the pelvic fascia beyond its midline, particularly when treating both the left and right target areas simultaneously with a single probe.

【００７１】 準剛性プローブ本体２２の使用は、図１５を参照して理解できる。プローブ２
０は、力Ｆで骨盤内筋膜ＥＦに保持されるとき、所望の界面領域の全体にわたっ
て、処置面２４と骨盤内筋膜との間で確実に係合するために、撓む。必要に応じ
て、プローブ本体２２は、処置面と標的組織との間で連結し易くするために、予
め曲げられ得る。例えば、僅かに凸状の薄い平坦なプローブ本体は、このデバイ
スが実質的に平坦になるまで、処置面の縁部にて、（中心力Ｆよりもむしろ）力
Ｆ２で、標的組織に保持され得、それにより、外科医に対して、正しい量の組織
係合圧力が加えられたことを表示する。The use of the quasi-rigid probe body 22 can be understood with reference to FIG. Probe 2
0 flexes when held in the pelvic fascia EF with a force F to ensure a secure engagement between the treatment surface 24 and the pelvic fascia over the desired interface area. If desired, the probe body 22 can be pre-bent to facilitate coupling between the treatment surface and the target tissue. For example, a slightly convex thin flat probe body may be held to the target tissue with a force F2 (rather than a central force F) at the edge of the treatment surface until the device is substantially flat. And thereby indicating to the surgeon that the correct amount of tissue engaging pressure has been applied.

【００７２】 図１６は、処置領域４０が保護ゾーン８６によって尿道から分離されるように
、骨盤内筋膜に沿ってプローブ本体２２を整列する構造体および方法を図示して
いる。尿道には、カテーテル８８が挿入され、これにより、骨盤内筋膜に沿って
尿道を確認し易くなる。必要に応じて、処置中での尿道に対する何らかの傷害を
回避するために、このカテーテルを通って、冷却水が循環され得る。このような
尿道冷却システムは、本発明のシステムおよび方法の多くの実施態様に望まれ得
ると解釈すべきである。FIG. 16 illustrates a structure and method for aligning the probe body 22 along the pelvic fascia such that the treatment area 40 is separated from the urethra by the protection zone 86. A catheter 88 is inserted into the urethra, which makes it easier to identify the urethra along the pelvic fascia. If necessary, cooling water can be circulated through the catheter to avoid any injury to the urethra during the procedure. It should be understood that such a urethral cooling system may be desirable for many embodiments of the systems and methods of the present invention.

【００７３】 処置面２４を標的領域４０と整列し易くするために、尿道ＵＲは、プローブ本
体２２の空洞８８に受容される。空洞８８は、所望の保護ゾーン８６だけ、処置
面２４から分離されている。このプローブを使用する方法は、一般に、尿道ＵＲ
の近くの骨盤内筋膜にアクセスするために、この筋膜から粘膜を切開することが
関与しているので、このプローブ本体は、点線の輪郭９０で示されているように
、骨盤内筋膜の左部分および右部分を同時に処置するために、尿道の両側で、両
側方に伸長し得る。このような両側方システムは、保護ゾーンで分離された２つ
の（左側および右側の）別個の処置領域を加熱することにより、尿道組織に対す
る傷害を回避できる。両側方システムは、２つの分離した電極アレイに鏡像配列
で順次エネルギーを与えることにより、骨盤内筋膜の２つの側面を一様に処置し
得、これらの２つの側面は、同時に、順次に、または交互配列で、処置される。The urethra UR is received in the cavity 88 of the probe body 22 to facilitate aligning the treatment surface 24 with the target area 40. Cavity 88 is separated from treatment surface 24 by a desired protection zone 86. Methods using this probe are generally described as urethral UR
This probe body is involved in dissecting the mucosa from the fascia to access the intrapelvic fascia near the pelvic fascia, as shown by the dotted outline 90. Can be extended bilaterally on both sides of the urethra to treat the left and right parts of the urethra simultaneously. Such a bilateral system can avoid injury to urethral tissue by heating two separate treatment areas (left and right) separated by a protection zone. The bilateral system can uniformly treat the two sides of the pelvic fascia by sequentially energizing the two separate electrode arrays in a mirror image array, and these two sides are simultaneously, sequentially, Or, in an alternating arrangement.

【００７４】 今ここで、図１７Ａ〜Ｃを参照すると、本発明の静的組織収縮プローブは、必
要に応じて、処置面２４を標的組織に押し付けるために、膨張機構（例えば、バ
ルーン９２）を含み得る。このデバイスは、再度、尿道のいずれかの側面にて、
切開部を通って、前部膣壁へと挿入され得る。少なくとも準剛性であるプローブ
本体２２には、再度、電極２６が取り付けられ、このプローブ本体の背部には、
弾力性バルーン９２が作られる。このバルーンは、繰り返し可能な電極／筋膜界
面圧力で処置面２４を標的組織に押し付けるようにこのプローブを位置づけた後
、膨張できる。バルーン９２は、好ましくは、エラストマー（例えば、シリコー
ンなど）から構成されている。Referring now to FIGS. 17A-C, the static tissue contraction probe of the present invention may optionally include an inflation mechanism (eg, a balloon 92) to press the treatment surface 24 against target tissue. May be included. This device, again, on either side of the urethra,
Through the incision, it can be inserted into the anterior vaginal wall. An electrode 26 is attached again to the probe body 22 which is at least semi-rigid, and the back of the probe body is
A resilient balloon 92 is created. The balloon can be inflated after positioning the probe to press the treatment surface 24 against the target tissue at a repeatable electrode / fascial interface pressure. The balloon 92 is preferably made of an elastomer (for example, silicone).

【００７５】 これらの電極と標的組織との間の連結を改善するために、この処置面／組織の
界面では、心臓細動除去器ゲルまたは生理食塩水が供給され得る。これらの連結
向上材料は、このプローブまたは組織面において、それらの間の係合前に配置さ
れ得、または、その代わりに、これらの電極に隣接したポートを通って、送達さ
れ得る。At the treatment surface / tissue interface, a defibrillator gel or saline may be provided to improve the connection between these electrodes and the target tissue. These connection enhancing materials can be placed on the probe or tissue surface prior to engagement between them, or alternatively, can be delivered through ports adjacent to the electrodes.

【００７６】 図１８Ａ〜Ｃは、さらに別の代替プローブ構造体を図示している。この実施態
様では、膨張可能プローブ９４は、このプローブが狭い構造である間に、小さな
切開部を通って挿入される。一旦、このプローブが標的組織に隣接して位置づけ
られると、バルーン９６は、膨張管腔９８によって、膨張される。このバルーン
は、処置面２４が骨盤内筋膜を押し付けるように、対向組織に膨張する。FIGS. 18A-C illustrate yet another alternative probe structure. In this embodiment, the inflatable probe 94 is inserted through a small incision while the probe is in a narrow configuration. Once the probe is positioned adjacent to the target tissue, balloon 96 is inflated by inflation lumen 98. The balloon inflates the opposing tissue such that the treatment surface 24 presses against the pelvic fascia.

【００７７】 一旦、膨張すると、流体は、処置面に隣接した導管を通って、骨盤内筋膜を熱
的に処置する。この実施態様では、熱流体導管１００は、処置面が加熱および冷
却の点在ゾーンを含むように、冷却流体導管１０２と交互になった蛇行パターン
で配列されている。冷却ゾーン間で安全な収縮温度まで組織を加熱すると、加熱
した組織の領域が冷却している組織と点在して冷却組織により保護されているの
で、そうしない場合よりも組織に対する傷害が少なく、収縮が誘発される。Once inflated, the fluid thermally treats the pelvic fascia through a conduit adjacent to the treatment surface. In this embodiment, the thermal fluid conduits 100 are arranged in a serpentine pattern that alternates with the cooling fluid conduits 102 such that the treatment surface includes interspersed zones of heating and cooling. Heating the tissue to a safe shrinkage temperature between the cooling zones causes less damage to the tissue than would otherwise be possible, as areas of the heated tissue were interspersed with the cooling tissue and protected by the cooled tissue, Contraction is induced.

【００７８】 さらに別の代替処置機構は、図１９Ａ〜Ｃおよび図２０で図示されている。図
１９の実施態様では、組織の加熱および冷却は、冷却プレート１０８（これは、
点在した冷却突出部１１０および通路１１２を有する）と組み合わせて加熱プレ
ート１０４（これは、一連の加熱した突出部１０６を有する）を含むデバイスを
使用して、点在される。通路１１２は、加熱した突出部１０６を受容するのに対
して、断熱材１１４は、これらの突出部の周囲にあるプレートを、互いからおよ
び標的組織から絶縁する。Yet another alternative treatment mechanism is illustrated in FIGS. 19A-C and FIG. In the embodiment of FIG. 19, the heating and cooling of the tissue is performed by a cooling plate 108 (which is
Interspersed using a device that includes a heating plate 104 (which has a series of heated projections 106) in combination with interspersed cooling projections 110 and passages 112). Passage 112 receives heated protrusions 106, while insulation 114 insulates the plates surrounding these protrusions from each other and from target tissue.

【００７９】 このデバイスは、必要に応じて、単一温度センサから供給された温度フィード
バックを有する場合、全熱プレート１０４の能動抵抗加熱を利用し得る。このよ
うな場合には、熱プレート１０４は、好ましくは、このプレートを通って突出部
から突出部への熱伝達が、一方の突出部から他の突出部への温度勾配が無視でき
る程度に充分であるように充分に厚く、それにより、この処置面にわたって均一
な処置が可能となる。代替実施態様では、突出部１０６は、標的組織と接触して
いる間、能動的には加熱され得ない。その代わりに、熱プレート１０４は、この
熱プレートの材料、量などから予め決定されるように、この組織への熱伝達が熱
プレート１０４の熱容量により生じるように、この組織と接触する前に、加熱さ
れ得る。実際、このデバイスは、オーブンなどで予熱され得、その結果、このプ
レートの能動的な加熱は行われない。その代わりに、このプレートは、もし、所
定時間にわたってこの組織に適用されたなら、この組織を処置するのに充分な熱
容量を有する。The device may utilize active resistance heating of the full heat plate 104 if necessary with temperature feedback provided by a single temperature sensor. In such a case, the heat plate 104 preferably has sufficient heat transfer through the plate from protrusion to protrusion so that the temperature gradient from one protrusion to the other is negligible. Thick enough to allow uniform treatment across this treatment surface. In an alternative embodiment, the protrusion 106 cannot be actively heated while in contact with the target tissue. Instead, the heat plate 104 is contacted with the tissue prior to contacting the tissue such that heat transfer to the tissue occurs due to the heat capacity of the heat plate 104, as predetermined by the material, amount, etc. of the heat plate. Can be heated. In fact, the device can be preheated, such as in an oven, so that there is no active heating of the plate. Instead, the plate has sufficient heat capacity to treat the tissue if applied to the tissue for a predetermined period of time.

【００８０】 いくつかの実施態様では、突出部１０６は、必要に応じて、この突出部および
／またはプレートの熱容量と抵抗加熱との組合せを使用して、抵抗加熱要素（例
えば、図１１Ａ〜１２に関して上で記述したもの）を含み得る。同様に、冷プレ
ート１０８は、このプレートを能動的に冷却するために、冷却した流体導管、熱
電性冷却モジュールなどを含み得、および／または冷却した突出部１１０を通っ
てこの組織を受動的に加熱するために、このプレートの熱容量を利用し得る。In some embodiments, the protrusions 106 may optionally include a resistive heating element (eg, FIGS. 11A-12) using a combination of the heat capacity of the protrusions and / or plates and resistive heating. (Discussed above with respect to). Similarly, cold plate 108 may include cooled fluid conduits, thermoelectric cooling modules, etc., to passively cool the plate, and / or passively remove the tissue through cooled protrusions 110. To heat, the heat capacity of this plate can be utilized.

【００８１】 図２０は、自己制御式のエネルギー伝達要素を図示している。この実施態様で
は、熱伝達面１１６（典型的には、金属障壁で規定されている）は、水性ゲル１
１８を沸騰することにより加熱される。ゲル１１８は、抵抗ヒーター１２０で沸
騰され、その蒸気は、絶縁材料１２４にあるノズル１２２を通って、向けられる
。加熱された蒸気は、熱伝達面１１６を加熱する。一旦、このゲルが沸騰し去ら
れると、絶縁材料１２４は、抵抗ヒーター１２０に由来の熱が熱伝達面１１６に
達するのを実質的に阻止する。有利なことに、これにより、温度センサを必要と
することなく、この水性ゲルの沸点で決まる最大温度が得られる。さらに、この
組織に送達される熱の最大量は、供給された水性ゲルの初期塊により、決定され
る。FIG. 20 illustrates a self-controlled energy transfer element. In this embodiment, the heat transfer surface 116 (typically defined by a metal barrier) is
18 is heated by boiling. The gel 118 is boiled in a resistance heater 120 and the vapor is directed through a nozzle 122 in an insulating material 124. The heated steam heats the heat transfer surface 116. Once the gel has boiled away, the insulating material 124 substantially prevents heat from the resistive heater 120 from reaching the heat transfer surface 116. Advantageously, this provides a maximum temperature determined by the boiling point of the aqueous gel without the need for a temperature sensor. In addition, the maximum amount of heat delivered to this tissue is determined by the initial mass of aqueous gel supplied.

【００８２】 図２１は、プローブ２０およびその使用説明書１３２を含むキット１３０を概
略的に図示している。プローブ２０は、本明細書中で記述したプローブ構造体の
いずれかで置き換え得るのに対して、使用説明書１３２は、一般に、上記方法の
１つまたはそれ以上を実行するための工程を列挙している。これらの説明書は、
印刷されており、必要に応じて、少なくとも一部は、上記方法を示すビデオテー
プ、ＣＤ−ＲＯＭまたは他の機械読み取り可能コード、絵図などを含み得る。FIG. 21 schematically illustrates a kit 130 including a probe 20 and instructions for its use 132. The probe 20 can be replaced with any of the probe structures described herein, while the instructions for use 132 generally list steps for performing one or more of the above methods. ing. These instructions
It may be printed and, if necessary, include, at least in part, a videotape, CD-ROM or other machine-readable code, pictorial illustration, or the like, illustrating the method.

【００８３】 代表的な実施態様がある程度詳細に記述されているものの、例として、また、
理解し易くするために、種々の改良、変更および適応は、当業者に明らかである
。従って、本発明の範囲は、添付の特許請求の範囲によってのみ、限定される。Although representative embodiments have been described in some detail, by way of example,
Various improvements, changes and adaptations will be apparent to those skilled in the art for the sake of clarity. Accordingly, the scope of the present invention is limited only by the appended claims.

【図面の簡単な説明】[Brief description of the drawings]

【図１】 図１は、膀胱および膀胱支持構造を示す側方断面図である。FIG. 1 is a side sectional view showing a bladder and a bladder support structure.

【図２】 図２は、骨盤内筋膜の非弾性伸展が原因のストレス尿失禁に罹った患者の断面
図である。FIG. 2 is a cross-sectional view of a patient suffering from stress incontinence due to inelastic extension of the pelvic fascia.

【図３】 図３は、膀胱頚部の回りで縫合糸を固着することにより尿失禁を処置する公知
方法を示す。FIG. 3 illustrates a known method of treating urinary incontinence by securing a suture around the bladder neck.

【図４】 図４は、本発明の原理に従って、骨盤内筋膜を収縮することにより得られた改
良膀胱支持を図示している。FIG. 4 illustrates an improved bladder support obtained by contracting the pelvic fascia in accordance with the principles of the present invention.

【図５】 図５は、双極電極対の二次元アレイと共に薄い平坦クレジットカード形本体お
よび処置面を有するプローブの透視図である。FIG. 5 is a perspective view of a probe having a thin flat credit card-shaped body and a treatment surface with a two-dimensional array of bipolar electrode pairs.

【図５Ａ】 図５Ａは、図５のプローブの正面図である。FIG. 5A is a front view of the probe of FIG. 5;

【図５Ｂ】 図５Ｂは、シャフトで支持された電極アレイを有するプローブの正面図である
。FIG. 5B is a front view of a probe having an electrode array supported on a shaft.

【図５Ｃ】 図５Ｃは、シャフトで支持された電極アレイを有するプローブの側面図である
。FIG. 5C is a side view of a probe having a shaft supported electrode array.

【図５Ｄ】 図５Ｄは、図５ＡおよびＢのプローブについて、その電極アレイの構造および
電気的レイアウトを図示している。FIG. 5D illustrates the electrode array structure and electrical layout for the probes of FIGS. 5A and 5B.

【図５Ｅ】 図５Ｅは、図５ＡおよびＢのプローブについて、その電極アレイの構造および
電気的レイアウトを図示している。FIG. 5E illustrates the structure and electrical layout of the electrode array for the probes of FIGS. 5A and 5B.

【図５Ｆ】 図５Ｆは、図５ＡおよびＢのプローブについて、その電極アレイの構造および
電気的レイアウトを図示している。FIG. 5F illustrates the structure and electrical layout of the electrode array for the probes of FIGS. 5A and 5B.

【図５Ｇ】 図５Ｇは、図５ＡおよびＢのプローブについて、その電極アレイの構造および
電気的レイアウトを図示している。FIG. 5G illustrates the structure and electrical layout of the electrode array for the probes of FIGS. 5A and 5B.

【図６Ａ】 図６Ａは、任意の温度フィードバック信号と共に電極アレイを有する静的組織
収縮システムを示す概略的なブロック線図である。FIG. 6A is a schematic block diagram illustrating a static tissue contraction system having an electrode array with an optional temperature feedback signal.

【図６Ｂ】 図６Ｂは、任意の温度フィードバック信号と共に電極アレイを有する静的組織
収縮システムを示す概略的なブロック線図である。FIG. 6B is a schematic block diagram illustrating a static tissue contraction system having an electrode array with an optional temperature feedback signal.

【図６Ｃ】 図６Ｃは、任意の温度フィードバック信号と共に電極アレイを有する静的組織
収縮システムを示す概略的なブロック線図である。FIG. 6C is a schematic block diagram illustrating a static tissue contraction system having an electrode array with an optional temperature feedback signal.

【図７Ａ】 図７Ａは、骨盤内筋膜の左標的領域および右標的領域にアクセスする方法を概
略的に図示している。FIG. 7A schematically illustrates a method of accessing the left and right target areas of the pelvic fascia.

【図７Ｂ】 図７Ｂは、骨盤内筋膜の左標的領域および右標的領域にアクセスする方法を概
略的に図示している。FIG. 7B schematically illustrates a method of accessing the left and right target areas of the pelvic fascia.

【図７Ｃ】 図７Ｃは、骨盤内筋膜の左標的領域および右標的領域にアクセスする方法を概
略的に図示している。FIG. 7C schematically illustrates a method of accessing the left and right target areas of the pelvic fascia.

【図７Ｄ】 図７Ｄは、骨盤内筋膜の左標的領域および右標的領域にアクセスする方法を概
略的に図示している。FIG. 7D schematically illustrates a method of accessing the left and right target areas of the pelvic fascia.

【図７Ｅ】 図７Ｅは、骨盤内筋膜の左標的領域および右標的領域にアクセスする方法を概
略的に図示している。FIG. 7E schematically illustrates a method of accessing the left and right target areas of the pelvic fascia.

【図８】 図８は、骨盤内筋膜の左標的領域を処置する方法を示す断面図である。FIG. 8 is a cross-sectional view illustrating a method of treating the left target area of the pelvic fascia.

【図９Ａ】 図９Ａは、初期収縮領域の周囲の組織を処置するために、独立してエネルギー
を与えることができる周辺部を有する額縁形の組織収縮デバイスを概略的に図示
している。FIG. 9A schematically illustrates a frame-shaped tissue contraction device having a perimeter that can be independently energized to treat tissue surrounding the area of initial contraction.

【図９Ｂ】 図９Ｂは、初期収縮領域の周囲の組織を処置するために、独立してエネルギー
を与えることができる周辺部を有する額縁形の組織収縮デバイスを概略的に図示
している。FIG. 9B schematically illustrates a frame-shaped tissue contraction device having a perimeter that can be independently energized to treat tissue surrounding the area of initial contraction.

【図９Ｃ】 図９Ｃは、初期収縮領域の周囲の組織を処置するために、独立してエネルギー
を与えることができる周辺部を有する額縁形の組織収縮デバイスを概略的に図示
している。FIG. 9C schematically illustrates a frame-shaped tissue contraction device having a perimeter that can be independently energized to treat tissue surrounding the area of initial contraction.

【図９Ｄ】 図９Ｄは、初期収縮領域の周囲の組織を処置するために、独立してエネルギー
を与えることができる周辺部を有する額縁形の組織収縮デバイスを概略的に図示
している。FIG. 9D schematically illustrates a frame-shaped tissue contraction device having a perimeter that can be independently energized to treat tissue surrounding the area of initial contraction.

【図１０Ａ】 図１０Ａは、二次元電極アレイを有する代替プローブを図示している。FIG. 10A illustrates an alternative probe having a two-dimensional electrode array.

【図１０Ｂ】 図１０Ｂは、二次元電極アレイを有する代替プローブを図示している。FIG. 10B illustrates an alternative probe having a two-dimensional electrode array.

【図１１Ａ】 図１１Ａは、組織を独立して係合し、加熱し、そして収縮するためのポートの
二次元アレイを有するプローブ構造体を図示しており、ここで、これらのポート
は、必要に応じて、抵抗ヒーターおよび温度センサを含み得る。FIG. 11A illustrates a probe structure having a two-dimensional array of ports for independently engaging, heating and contracting tissue, where these ports are required May include a resistance heater and a temperature sensor.

【図１１Ｂ】 図１１Ｂは、組織を独立して係合し、加熱し、そして収縮するためのポートの
二次元アレイを有するプローブ構造体を図示しており、ここで、これらのポート
は、必要に応じて、抵抗ヒーターおよび温度センサを含み得る。FIG. 11B illustrates a probe structure having a two-dimensional array of ports for independently engaging, heating, and contracting tissue, where these ports are required May include a resistance heater and a temperature sensor.

【図１２】 図１２は、熱伝達面（これは、ダイオードをヒーターおよび温度センサの両方
として作用させるために、このダイオードおよび標的組織に熱的に連結されてい
る）を有するプローブ構造体の断面図である。FIG. 12 shows a cross-section of a probe structure having a heat transfer surface, which is thermally coupled to a diode and target tissue to make the diode act as both a heater and a temperature sensor. FIG.

【図１２Ａ】 図１２Ａは、図１２のプローブのドライブ／フィードバックブロック線図であ
る。FIG. 12A is a drive / feedback block diagram of the probe of FIG. 12;

【図１３】 図１３は、代替プローブ構造体を図示しており、ここで、このプローブの処置
面に沿って、導管が加熱流体を方向づける。FIG. 13 illustrates an alternative probe structure, wherein a conduit directs heated fluid along the treatment surface of the probe.

【図１４】 図１４は、さらに別の代替プローブを図示しており、ここで、細長電極の一次
元アレイ間で、複数の灌注ポートが配置されている。FIG. 14 illustrates yet another alternative probe, wherein multiple irrigation ports are positioned between a one-dimensional array of elongated electrodes.

【図１５】 図１５は、準剛性プローブ本体を図示しており、これは、このプローブの処置
面が標的組織と確実に接触するのを助けるために曲がる。FIG. 15 illustrates a quasi-rigid probe body that bends to help ensure that the treatment surface of the probe is in contact with target tissue.

【図１６】 図１６は、空洞（これは、その処置面が保護ゾーンにより尿道から確実に分離
されるのを助けるために、尿道を受容する）を有するプローブを図示している。FIG. 16 illustrates a probe having a cavity, which receives the urethra to help ensure that its treatment surface is separated from the urethra by the protection zone.

【図１７Ａ】 図１７Ａは、バルーンを有するプローブの正面図を図示しており、このバルー
ンは、このプローブの処置面を標的組織に押し付ける。FIG. 17A illustrates a front view of a probe having a balloon, which presses the treatment surface of the probe against target tissue.

【図１７Ｂ】 図１７Ｂは、バルーンを有するプローブの側面図を図示しており、このバルー
ンは、このプローブの処置面を標的組織に押し付ける。FIG. 17B illustrates a side view of a probe having a balloon that presses the treatment surface of the probe against target tissue.

【図１７Ｃ】 図１７Ｃは、バルーンを有するプローブの側面図を図示しており、このバルー
ンは、このプローブの処置面を標的組織に押し付ける。FIG. 17C illustrates a side view of a probe having a balloon, which presses the treatment surface of the probe against target tissue.

【図１８Ａ】 図１８Ａは、侵襲を最小にしたプローブを図示しており、これは、標的組織に
対する損傷を最小にして組織収縮を引き起こすために、点在された加熱領域およ
び冷却領域を有し、ここで、このプローブは、バルーンを含み、このバルーンは
、狭い形状で処置部位に挿入でき、そして処置部位で、プローブを移動すること
なく、全標的領域に係合して処置するように、膨張できる。FIG. 18A illustrates a probe with minimal invasion, which has interspersed heating and cooling regions to cause tissue shrinkage with minimal damage to target tissue. Wherein the probe includes a balloon, which can be inserted into the treatment site in a narrow configuration and engages and treats the entire target area at the treatment site without moving the probe. Can expand.

【図１８Ｂ】 図１８Ｂは、侵襲を最小にしたプローブを図示しており、これは、標的組織に
対する損傷を最小にして組織収縮を引き起こすために、点在された加熱領域およ
び冷却領域を有し、ここで、このプローブは、バルーンを含み、このバルーンは
、狭い形状で処置部位に挿入でき、そして処置部位で、プローブを移動すること
なく、全標的領域に係合して処置するように、膨張できる。FIG. 18B illustrates a probe with minimal invasion, which has interspersed heating and cooling regions to cause tissue shrinkage with minimal damage to target tissue. Wherein the probe includes a balloon, which can be inserted into the treatment site in a narrow configuration and engages and treats the entire target area at the treatment site without moving the probe. Can expand.

【図１８Ｃ】 図１８Ｃは、侵襲を最小にしたプローブを図示しており、これは、標的組織に
対する損傷を最小にして組織収縮を引き起こすために、点在された加熱領域およ
び冷却領域を有し、ここで、このプローブは、バルーンを含み、このバルーンは
、狭い形状で処置部位に挿入でき、そして処置部位で、プローブを移動すること
なく、全標的領域に係合して処置するように、膨張できる。FIG. 18C illustrates a probe with minimal invasion, which has interspersed heating and cooling regions to cause tissue shrinkage with minimal damage to target tissue. Wherein the probe includes a balloon, which can be inserted into the treatment site in a narrow configuration and engages and treats the entire target area at the treatment site without moving the probe. Can expand.

【図１９Ａ】 図１９Ａは、点在された熱ポートおよび冷ポートを有するプローブを図示して
いる。FIG. 19A illustrates a probe with interspersed hot and cold ports.

【図１９Ｂ】 図１９Ｂは、点在された熱ポートおよび冷ポートを有するプローブを図示して
いる。FIG. 19B illustrates a probe with interspersed hot and cold ports.

【図１９Ｃ】 図１９Ｃは、点在された熱ポートおよび冷ポートを有するプローブを図示して
いる。FIG. 19C illustrates a probe with interspersed hot and cold ports.

【図２０】 図２０は、標的組織に伝達される全熱エネルギーが限定されるように、限定量
の反応材料と共に加熱要素を有するプローブを示す断面図である。FIG. 20 is a cross-sectional view showing a probe having a heating element with a limited amount of reactive material so that the total thermal energy transferred to the target tissue is limited.

【図２１】 図２１は、図５のプローブを含む組織収縮キットおよびその使用説明書を図示
している。FIG. 21 illustrates a tissue contraction kit including the probe of FIG. 5 and instructions for its use.

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＡＵ，ＣＡ，Ｊ Ｐ，ＵＳ (72)発明者 モリソン， ジョージ エイ． アメリカ合衆国 カリフォルニア 94404， フォスター シティー， シェル ブー ルバード ナンバー2024 707 (72)発明者 モセル， ブライアン ジェイ． アメリカ合衆国 カリフォルニア 94568， ダブリン， スプルース レーン 6653 Ｆターム(参考） 4C053 CC10 JJ01 JJ11 JJ13 JJ25──────────────────────────────────────────────────の Continuation of front page (81) Designated country EP (AT, BE, CH, CY, DE, DK, ES, FI, FR, GB, GR, IE, IT, LU, MC, NL, PT, SE ), AU, CA, JP, US (72) Morrison, George A. United States California 94404, Foster City, Shell Boulevard No. 2024 707 (72) Inventor Mosel, Brian Jay. United States California 94568, Dublin, Spruce Lane 6653 F-term (reference) 4C053 CC10 JJ01 JJ11 JJ13 JJ25

Claims (13)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】 組織の不連続の標的領域の所望の収縮をもたらすためのデバ
イスであって、該標的領域は標的領域サイズおよび形状を有し、該デバイスは以
下： 処置表面を有するプローブであって、該処置表面のサイズおよび形状が該標的
領域のサイズおよび形状に対応するプローブ；ならびに 該プローブを移動させることなく、該処置表面から該標的領域へ、エネルギー
を送達し、その結果該エネルギーが所望の収縮をもたらす、該処置表面に沿って
配置された少なくとも１つの要素、 を備えるデバイス。1. A device for providing a desired contraction of a discontinuous target area of tissue, the target area having a target area size and shape, the device comprising: a probe having a treatment surface. A probe whose size and shape of the treatment surface corresponds to the size and shape of the target region; and delivering energy from the treatment surface to the target region without moving the probe, such that the energy is At least one element positioned along the treatment surface that provides a desired contraction. 【請求項２】 前記少なくとも１つの要素が、アレイを規定するために前記
プローブの処置表面を介して分布される複数の電極を備える、請求項１に記載の
デバイス。2. The device of claim 1, wherein the at least one element comprises a plurality of electrodes distributed through a treatment surface of the probe to define an array. 【請求項３】 充分な電力を前記電極を通して、前記標的組織へ送達し、該
組織を炭化および切除することなく、該標的領域の所望の収縮をもたらす回路を
介して、前記アレイの電極に結合された電源をさらに備える、請求項２に記載の
デバイス。3. Delivering sufficient power through the electrodes to the target tissue and coupling to the electrodes of the array via circuitry that provides the desired contraction of the target area without carbonizing and ablating the tissue. 3. The device of claim 2, further comprising a configured power supply. 【請求項４】 前記プローブが、前記標的組織に対して前記電極を付勢する
拡張部材を有する、請求項２または３に記載のデバイス。4. The device according to claim 2, wherein the probe has an expansion member that biases the electrode against the target tissue. 【請求項５】 前記少なくとも１つの要素が熱い流体のための導管を備える
、請求項１に記載のデバイス。5. The device of claim 1, wherein said at least one element comprises a conduit for hot fluid. 【請求項６】 前記処置表面を規定する薄い平坦プローブ本体をさらに備え
、該処置表面が少なくとも準剛性である、請求項１〜５のいずれか１つに記載の
デバイス。6. The device of claim 1, further comprising a thin flat probe body defining the treatment surface, wherein the treatment surface is at least quasi-rigid. 【請求項７】 前記処置表面が、約１０ｍｍから約５０ｍｍまでの範囲の長
さ、および約５ｍｍから約３０ｍｍまでの範囲の幅を有する、請求項１〜６に記
載のデバイス。7. The device of claim 1, wherein the treatment surface has a length ranging from about 10 mm to about 50 mm and a width ranging from about 5 mm to about 30 mm. 【請求項８】 前記標的組織への最小限の付随的損傷で、前記エネルギーを
前記要素に送達するために、該要素に結合されたエネルギー源をさらに備える、
請求項１、６または７のいずれか１つに記載のデバイス。8. The apparatus further comprising: an energy source coupled to the element to deliver the energy to the element with minimal collateral damage to the target tissue.
A device according to any one of claims 1, 6 or 7. 【請求項９】 前記少なくとも１つの要素が、中央処置領域および周辺処置
領域を規定し、前記エネルギー源が、該周辺領域を独立して活性化させて、事前
の組織収縮からの処置表面と接触された組織を収縮させる、請求項８に記載のデ
バイス。9. The at least one element defines a central treatment area and a peripheral treatment area, and the energy source independently activates the peripheral area to contact a treatment surface from prior tissue contraction. 9. The device of claim 8, wherein the device causes the contracted tissue to contract. 【請求項１０】 膠原性支持組織からの所望の構造的変化を提供するための
、該支持組織の標的領域における変化をもたらすためのデバイスであって、該デ
バイスが： 処置表面を有するプローブ； 該処置表面から該標的領域へエネルギーを送達するために、該処置表面に沿っ
て配置された、少なくとも１つの要素；および 該プローブを移動させることなく、該エネルギーが所望の変化をもたらすため
に該エネルギーを制御するための、少なくとも１つのエネルギー送達要素に結合
された制御手段、 を備える、デバイス。10. A device for effecting a change in a target area of said support tissue for providing a desired structural change from a collagenous support tissue, said device comprising: a probe having a treatment surface; At least one element disposed along the treatment surface to deliver energy from the treatment surface to the target area; and the energy to effect a desired change without moving the probe. A control means coupled to at least one energy delivery element for controlling the device. 【請求項１１】 前記プローブが前記電極を前記組織に対して付勢するため
の拡張部材を有する、請求項１〜１０のいずれか１つに記載のデバイス。11. The device according to claim 1, wherein the probe has an expansion member for biasing the electrode against the tissue. 【請求項１２】 前記処置表面が準剛性である処置表面を規定する薄い平坦
なプローブ本体をさらに備える、請求項１〜１１のいずれか１つに記載のデバイ
ス。12. The device of claim 1, further comprising a thin, flat probe body defining a treatment surface wherein the treatment surface is quasi-rigid. 【請求項１３】 失禁処置キットであって、以下： プローブ；および 熱が標的領域を変化させて、骨盤内支持組織が失禁を抑制するように該プロー
ブを移動させることなく、該プローブから該支持組織の該標的領域内へ、エネル
ギーを方向づけることによってプローブを使用するための説明書、 を備えるキット。13. An incontinence treatment kit, comprising: a probe; and heat displacing the target area so that intrapelvic support tissue does not move the probe to inhibit incontinence. Instructions for using the probe by directing energy into the target area of the tissue.
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Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009528129A (en) * 2006-03-03 2009-08-06 エーエムエス・リサーチ・コーポレーション Electrode sling to treat pressure and urge incontinence
US8380312B2 (en) 2009-12-31 2013-02-19 Ams Research Corporation Multi-zone stimulation implant system and method
US9731112B2 (en) 2011-09-08 2017-08-15 Paul J. Gindele Implantable electrode assembly

Families Citing this family (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6139569A (en) * 1998-07-31 2000-10-31 Surx, Inc. Interspersed heating/cooling to shrink tissues for incontinence
US6572639B1 (en) 1998-07-31 2003-06-03 Surx, Inc. Interspersed heating/cooling to shrink tissues for incontinence
GB0523917D0 (en) 2005-11-24 2006-01-04 Femeda Ltd Devices for electrostimulation
GB0523916D0 (en) 2005-11-24 2006-01-04 Femeda Ltd Compressible electrodes
GB0523918D0 (en) 2005-11-24 2006-01-04 Femeda Ltd Self contained device with treatment cycle for electrostimulation
US7927329B2 (en) * 2006-09-28 2011-04-19 Covidien Ag Temperature sensing return electrode pad
US7722603B2 (en) * 2006-09-28 2010-05-25 Covidien Ag Smart return electrode pad
US8708210B2 (en) 2006-10-05 2014-04-29 Covidien Lp Method and force-limiting handle mechanism for a surgical instrument
US8231614B2 (en) 2007-05-11 2012-07-31 Tyco Healthcare Group Lp Temperature monitoring return electrode
US8152800B2 (en) 2007-07-30 2012-04-10 Vivant Medical, Inc. Electrosurgical systems and printed circuit boards for use therewith
US8801703B2 (en) 2007-08-01 2014-08-12 Covidien Lp System and method for return electrode monitoring
GB201414695D0 (en) 2014-08-19 2014-10-01 Femeda Ltd Electrostimulation related devices and methods
US10105531B2 (en) 2015-09-07 2018-10-23 Femeda Ltd. Device for electrostimulation
US11896823B2 (en) 2017-04-04 2024-02-13 Btl Healthcare Technologies A.S. Method and device for pelvic floor tissue treatment

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5697281A (en) * 1991-10-09 1997-12-16 Arthrocare Corporation System and method for electrosurgical cutting and ablation
US6159194A (en) * 1992-01-07 2000-12-12 Arthrocare Corporation System and method for electrosurgical tissue contraction
US5755753A (en) * 1995-05-05 1998-05-26 Thermage, Inc. Method for controlled contraction of collagen tissue
US5769880A (en) * 1996-04-12 1998-06-23 Novacept Moisture transport system for contact electrocoagulation
US6091995A (en) * 1996-11-08 2000-07-18 Surx, Inc. Devices, methods, and systems for shrinking tissues
US6139569A (en) * 1998-07-31 2000-10-31 Surx, Inc. Interspersed heating/cooling to shrink tissues for incontinence

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009528129A (en) * 2006-03-03 2009-08-06 エーエムエス・リサーチ・コーポレーション Electrode sling to treat pressure and urge incontinence
US8195296B2 (en) 2006-03-03 2012-06-05 Ams Research Corporation Apparatus for treating stress and urge incontinence
US9889298B2 (en) 2006-03-03 2018-02-13 Astora Women's Health, Llc Electrode sling for treating stress and urge incontinence
US8380312B2 (en) 2009-12-31 2013-02-19 Ams Research Corporation Multi-zone stimulation implant system and method
US9731112B2 (en) 2011-09-08 2017-08-15 Paul J. Gindele Implantable electrode assembly

Also Published As

Publication number Publication date
AU5326199A (en) 2000-02-21
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EP1100577A4 (en) 2002-09-11
CA2339110A1 (en) 2000-02-10

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