JP3824090B2 - 予測細孔組織温度を使用して生体組織を切除するためのシステム - Google Patents
予測細孔組織温度を使用して生体組織を切除するためのシステム Download PDFInfo
- Publication number
- JP3824090B2 JP3824090B2 JP53341096A JP53341096A JP3824090B2 JP 3824090 B2 JP3824090 B2 JP 3824090B2 JP 53341096 A JP53341096 A JP 53341096A JP 53341096 A JP53341096 A JP 53341096A JP 3824090 B2 JP3824090 B2 JP 3824090B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- electrode
- temperature
- tissue
- rate
- generator
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
- A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
- A61B18/14—Probes or electrodes therefor
- A61B18/1492—Probes or electrodes therefor having a flexible, catheter-like structure, e.g. for heart ablation
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
- A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
- A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
- A61B18/1206—Generators therefor
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/18—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves
- A61B18/20—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
- A61B2017/00017—Electrical control of surgical instruments
- A61B2017/00022—Sensing or detecting at the treatment site
- A61B2017/00084—Temperature
- A61B2017/00092—Temperature using thermocouples
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
- A61B2017/00017—Electrical control of surgical instruments
- A61B2017/00137—Details of operation mode
- A61B2017/00154—Details of operation mode pulsed
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
- A61B17/00234—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets for minimally invasive surgery
- A61B2017/00292—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets for minimally invasive surgery mounted on or guided by flexible, e.g. catheter-like, means
- A61B2017/003—Steerable
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00005—Cooling or heating of the probe or tissue immediately surrounding the probe
- A61B2018/00011—Cooling or heating of the probe or tissue immediately surrounding the probe with fluids
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00005—Cooling or heating of the probe or tissue immediately surrounding the probe
- A61B2018/00011—Cooling or heating of the probe or tissue immediately surrounding the probe with fluids
- A61B2018/00023—Cooling or heating of the probe or tissue immediately surrounding the probe with fluids closed, i.e. without wound contact by the fluid
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00005—Cooling or heating of the probe or tissue immediately surrounding the probe
- A61B2018/00011—Cooling or heating of the probe or tissue immediately surrounding the probe with fluids
- A61B2018/00029—Cooling or heating of the probe or tissue immediately surrounding the probe with fluids open
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00005—Cooling or heating of the probe or tissue immediately surrounding the probe
- A61B2018/00047—Cooling or heating of the probe or tissue immediately surrounding the probe using Peltier effect
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00053—Mechanical features of the instrument of device
- A61B2018/00059—Material properties
- A61B2018/00071—Electrical conductivity
- A61B2018/00083—Electrical conductivity low, i.e. electrically insulating
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00053—Mechanical features of the instrument of device
- A61B2018/00059—Material properties
- A61B2018/00089—Thermal conductivity
- A61B2018/00095—Thermal conductivity high, i.e. heat conducting
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00053—Mechanical features of the instrument of device
- A61B2018/00059—Material properties
- A61B2018/00089—Thermal conductivity
- A61B2018/00101—Thermal conductivity low, i.e. thermally insulating
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00053—Mechanical features of the instrument of device
- A61B2018/00107—Coatings on the energy applicator
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00053—Mechanical features of the instrument of device
- A61B2018/0016—Energy applicators arranged in a two- or three dimensional array
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00315—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body for treatment of particular body parts
- A61B2018/00345—Vascular system
- A61B2018/00351—Heart
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00571—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body for achieving a particular surgical effect
- A61B2018/00577—Ablation
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/0066—Sensing and controlling the application of energy without feedback, i.e. open loop control
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/0069—Sensing and controlling the application of energy using fuzzy logic
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00696—Controlled or regulated parameters
- A61B2018/00744—Fluid flow
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00696—Controlled or regulated parameters
- A61B2018/00761—Duration
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00773—Sensed parameters
- A61B2018/00791—Temperature
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00773—Sensed parameters
- A61B2018/00791—Temperature
- A61B2018/00797—Temperature measured by multiple temperature sensors
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00773—Sensed parameters
- A61B2018/00791—Temperature
- A61B2018/00803—Temperature with temperature prediction
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00773—Sensed parameters
- A61B2018/00791—Temperature
- A61B2018/00815—Temperature measured by a thermistor
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00773—Sensed parameters
- A61B2018/00791—Temperature
- A61B2018/00821—Temperature measured by a thermocouple
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
- A61B2018/00773—Sensed parameters
- A61B2018/00886—Duration
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
- A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
- A61B18/1206—Generators therefor
- A61B2018/124—Generators therefor switching the output to different electrodes, e.g. sequentially
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
- A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
- A61B18/1206—Generators therefor
- A61B2018/1246—Generators therefor characterised by the output polarity
- A61B2018/1253—Generators therefor characterised by the output polarity monopolar
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
- A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
- A61B18/1206—Generators therefor
- A61B2018/1246—Generators therefor characterised by the output polarity
- A61B2018/126—Generators therefor characterised by the output polarity bipolar
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
- A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
- A61B18/1206—Generators therefor
- A61B2018/128—Generators therefor generating two or more frequencies
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
- A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
- A61B18/14—Probes or electrodes therefor
- A61B2018/1467—Probes or electrodes therefor using more than two electrodes on a single probe
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
- A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
- A61B18/14—Probes or electrodes therefor
- A61B2018/1472—Probes or electrodes therefor for use with liquid electrolyte, e.g. virtual electrodes
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Surgery (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Public Health (AREA)
- Otolaryngology (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Plasma & Fusion (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Surgical Instruments (AREA)
- Endoscopes (AREA)
- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
Description
一般的に、本発明は、ヒトの体内領域に損傷を形成するためのシステムおよび方法に関する。さらに具体的には、本発明は、心臓病を治療する目的で心臓組織を切除するためのシステムおよび方法に関する。
発明の背景
医師は、今日の医学処置において、カテーテルを使用して生体内の領域に侵入することがよくある。処置によっては、カテーテルはその遠位先端にエネルギー伝達要素を有し、生体組織の切除を行う。
このような処置では、医師はエネルギー伝達要素と、切除する組織との間の安定かつ一様の接触を確立しなければならない。このような接触が確立されると、医師は次に、組織への伝達のために注意深く切除エネルギーを要素に供給しなければならない。
切除エネルギーの放射を正確に制御する必要性は、心臓組織を切除するためのカテーテルを使用した処置では特に重要である。これらの電気生理学治療と呼ばれる処置は、不整脈と呼ばれる心臓のリズム障害の治療にますますより広く利用されるようになっている。心臓の切除処置では、通常無線周波(RF)エネルギーを使用して心臓組織内に損傷を形成する。
本発明の主要目的は、生体組織を切除するエネルギーの付与を監視し、信頼できる方法で制御するためのシステムおよび方法を提供し、これにより、一貫した、予期できる方法で治療結果を提供することである。
発明の要旨
本発明は、組織の加熱および切除処置に対して信頼性のある制御を提供するシステムおよび方法を提供する。
本発明は、組織電極間の接触面で組織に接触し、設定可能な電力レベルで切除エネルギーを送るための電極を使用して生体組織を切除するためのシステムおよび方法を提供する。このシステムおよび方法は、設定可能な速度で電極から熱を除去するための要素を有する。このシステムおよび方法は、処理要素を使用して、組織電極間の接触面下で発生している最高組織温度状態を予測する。
好ましい実施態様では、処理要素は最高組織温度の予測に基づいて出力を発生する。1つの具体例では、処理要素は、少なくとも部分的に最高組織温度の予測に基づいて、電極が送る切除エネルギーの電力レベルを制御する。別の具体例では、処理要素は、少なくとも部分的に最高組織温度の予測に基づいて、電極から熱を除去する速度を制御する。
好ましい実施態様では、処理要素は電極が切除エネルギーを送る電力レベルと電極の温度とをサンプリングし、最高組織温度を予測する。
別の好ましい実施態様では、処理要素は電極が切除エネルギーを送る電力レベル、電極の温度、および熱が電極から除去される速度をサンプリングし、最高組織温度を求める。
別の好ましい実施態様では、処理要素は、組織電極間の接触面下の最高組織温度と、規定の操作条件のセットとの間の、観察された関係を相関させる関数を保持する。この実施態様では、処理要素は実際の操作条件をサンプリングし、実際の操作条件とこの関数とを比較する。処理要素は、この比較から最高組織温度を予測する。
本発明のその他の特徴および利点は、以下の詳細な説明および図面、ならびに添付の請求の範囲で述べられている。
【図面の簡単な説明】
図1Aは、能動的に冷却される切除電極と、それに関連する、本発明の特徴を具体化する冷却媒体送達システムとを使用して組織を切除するシステムを示す。
図1Bは、能動的に冷却される切除電極を使用しない場合の損傷の側面の概略図である。
図1Cは、能動的に冷却される切除電極を使用する場合の損傷の側面の概略図である。
図1Dは、損傷体積の増加を切除電極の冷却温度の関数として示すグラフである。
図2Aは、図1Aに示すシステムで使用できる開放型システムのバリエーションの、能動的に冷却される電極の横断面図である。
図2Bは、図2Aに示す、能動的に冷却される電極の遠端の断面図である。
図3Aは、図1Aに示すシステムで使用できる開放型システムのバリエーションの、別の能動的に冷却される電極の横断面図である。
図3Bは、図3Aに示す、能動的に冷却される電極の遠端の、図3Aの3B-3B線におおまかに沿った断面図である。
図4は、図3Aに示すような、能動的に冷却される電極の概略図であり、この電極は、組織と、冷却管腔から送られるさまざまな種類の媒体とに接触している。
図5は、図1Aに示すシステムで使用できる開放型システムのバリエーションの、別の能動的に冷却される電極の横断面図である。
図6は、図1Aに示すシステムで使用できる閉鎖型システムのバリエーションの、能動的に冷却される電極の横断面図である。
図7は、図1Aに示すシステムで使用できるペルチエダイオードを使用して能動的に冷却される電極の横断面図である。
図8は、制御された速度で電極を能動的に冷却することにより、切除電極と心内膜組織との間に所望の温度境界状態を確立するためのシステムの線図である。
図9Aは、感知した電極温度と、切除電力が冷却された電極を通じて組織に送られる速度とに基づいて、冷却される電極に送達されるRF電力のレベルを調整するシステムの線図である。
図9Bは、図9Aに示すシステムと連携して使用できるニューラルネットワークの線図である。
図10は、図1Aに示すシステムと連携できる、能動的に冷却されるエネルギー伝達電極の横断面図であり、電極の熱伝導キャップ内にある、外側に突き出た鈍端の、組織表面下で組織の温度を感知するための温度感知要素を示す。
図11は、図10に示す温度感知要素の分解側面図である。
図12は、図1Aに示すシステムと連携できる、能動的に冷却されるエネルギー伝達電極の横断面図であり、電極の熱伝導キャップ内にある、外側に突き出た尖端の、組織表面下で組織の温度を感知するための温度感知要素を示す。
図13は、図1Aに示すシステムと連携できる、能動的に冷却されるエネルギー伝達電極の横断面図であり、電極の熱伝導キャップ内にある可動式温度感知要素を示し、この感知要素は電極内に引っ込んだ位置で示されている。
図14は、図13に示すエネルギー伝達電極の横断面図であり、その延長した位置での組織内に突き出ている可動式温度感知要素を示す。
図15Aは、図13および図14に示す可動式温度感知要素の位置を調整するために使用される、手動で回転可能なスタイレットの断面図である。
図15Bは、外側にねじ切りされた可動式温度感知要素を有する能動的に冷却される電極の拡大図である。
図15Cは、温度感知要素用のコークスクリュー型キャリアを有する、能動的に冷却される電極の拡大図である。
図16は、可動式温度感知要素の位置を調整するために使用される、手動プッシュプル型の別のスタイレットの断面図である。
図17Aは、外側に突き出た温度感知要素を有する、能動的に冷却されるエネルギー伝達電極の拡大端面図であり、この温度感知要素は複数の表面下組織温度を感知するための複数の温度感知器を有する。
図17Bは、組織内に突き出る温度感知要素を有する、能動的に冷却される電極の拡大端面図であり、この温度感知要素は、熱伝導材料でできた間隔の空いている各領域に対応している複数の温度感知器を有し、各領域はそれぞれ熱伝導接触しないように互いに十分離れている。
図18は、複数の温度感知要素を有する、能動的に冷却されるエネルギー伝達電極の拡大端面図であり、各感知要素は組織内に突き出て表面下の組織温度を感知する。
図19は、冷却された電極に送達されるRF電力のレベルを調節するシステムの線図であり、このRF電力のレベルは、組織表面下に侵入している温度感知要素が感知した実際の表面下最高組織温度に部分的に基づいて調節される。
図20は、図13および図14に示す可動式温度感知要素の位置を調整するために使用される、モーター駆動のスタイレットの断面図であり、このスタイレットには、表面下の最高組織温度の領域を検索するフィードバックコントローラが連携されている。
図21は、実験的データを取得して、損傷の境界の深度、切除電力レベル、切除時間、最高組織温度、および電極温度の間の関係を相関させる関数を作成するための装置の線図であり、処理要素はこの関数を使用して切除処置を制御し、目標とする損傷の特徴を設定できる。
図22は、図20に示すモーター駆動のスタイレット用フィードバックコントローラを使用して、感度感知器を表面下の組織温度が最高である領域に位置付け得るプロセスを示す概略的フローチャートである。
本発明は、その趣旨および重要な特徴から逸脱することなく様々な形態で具体化できる。本発明の範囲は、添付の請求の範囲で定義されるもので、それ以前の特定の記述で定義されるものではない。請求の範囲と同等の意味および範囲内に納まる全ての実施態様は、従って請求の範囲に含まれることが意図される。
好ましい実施態様の説明
図1Aは、本発明の特徴を具体化する、ヒトの組織を切除するためのシステム10を示す。
例示の好ましい実施態様では、システム10は、組織の切除用の無線周波エネルギーを供給するゼネレータ12を有する。もちろん、組織を切除するために、他の種類のエネルギーを生成することもできる。
システム10はまた、無線周波を伝達する切除電極16を有する、操縦可能なカテーテル14を有する。例示の実施態様では、切除電極16は白金/イリジウム製である。切除電極16は、その他のエネルギーを伝達する材料、例えばステンレス鋼、金、または銀などから作製することもできる。
例示の実施態様では、システム10は単極モードで作動する。この場合、システム10は中性電極18として機能するパッチ電極を有する。使用中、中性電極18は、患者の背中、またはその他の外部の皮膚領域に取り付けられる。
あるいは、システム10は双極モードでも作動できる。このモードでは、カテーテル14は両方の電極を有する。
システム10は、数多くの異なる環境で使用できる。本明細書は、心臓の切除治療を提供するために使用される場合のシステム10を記載する。
この目的で使用される場合、医師は、主要な静脈または動脈(通常は大腿静脈または動脈)を通じて治療を行うべき心臓の内部領域にカテーテル14を進める。医師は、次いで、カテーテル14をさらに操作し、切除を行う心臓内の組織に接触するように電極16を位置付ける。ユーザーは、ゼネレータ12からの無線周波エネルギーを電極16に送り、接触している組織を切除して損傷を形成する。
I.切除用カテーテル
図1Aに示す実施態様では、カテーテル14は、ハンドル20、可撓性のカテーテル本体22、および電極16を有するカテーテル遠位部分24を有する。
ハンドル20は、カテーテル先端24を操作するためのステアリング機構26を含んでいる。ハンドル20の後部から延長しているケーブル28は、プラグ30を有する。プラグ30のいくつかは、切除電極16からカテーテル本体22を通って伸びる信号ワイヤ32(図2A参照)に連結される。プラグ30は、ゼネレータ12に接続し、ワイヤ32を通じて無線周波エネルギーを切除電極16に送る。
左右のステアリングワイヤ34(図2Aも参照)は、カテーテル本体22を通って延長し、ハンドル20内のステアリング機構26を屈折スプリング要素36の左右両側に相互連結する。ハンドル上のステアリングレバー38を左に回すことにより、ステアリング機構26が左のステアリングワイヤを引っ張り、スプリング要素36が(図1Aに透視線で描かれているように)左に曲がる。同様に、ステアリングレバー38を右に回すことにより、ステアリング機構26が右のステアリングワイヤ34を引っ張り、スプリング要素36が(同じく図1Aに透視線で描かれているように)右に曲がる。このようにして、医師は、切除電極16を切除する組織と接触するように操縦する。
切除要素10用のこのステアリング機構およびその他の種類のステアリング機構のさらなる詳細は、LunquistおよびThompsonの米国特許第5,254,088号に示されており、これは本明細書中で参考として援用される。
A.能動的に冷却される電極
例示の好ましい実施態様では、システム10は能動的に電極16を冷却するためのアセンブリ40を有する。冷却により、電極組織間の接触面の温度値を強制的に低下させる。その結果(図1Bおよび図1Cに示すように)、最も高熱の等温領域TMAXが組織のより奥深くに移動する。これにより、切除により生育不能にされる組織の境界を決定する50℃の等温領域(T50Cで示される)が組織のより奥深くに移動する。能動的に冷却される電極を使用して、能動的に冷却されない同じ電極と比較して、より多くの切除エネルギーを組織に送ることができる。図1Bと図1Cの比較が示すように、最終的な結果では、冷却を行う場合、損傷(図1Bおよび図1CでそれぞれL1およびL2として示されている)は組織内のより深くに広がり、そしてより大きな体積を有している。
図1Dはこの効果をグラフで示す。最高組織温度TMAXを約94℃とすると、電極を約35℃未満の電極温度T1まで能動的に冷却すると、損傷の体積が少なくとも50%増加する。電極温度T1が約25℃未満になると、損傷の体積は約100%増加する。すなわち、損傷体積は大きさが2倍になる。
使用中に能動的に冷却できる電極を構造的に提供する種々の方法がある。
1.開放型ループ冷却
図2Aおよび図2Bに示す実施態様では、カテーテル本体22は内部管腔42を有する。管腔の近位端は、ハンドル内の接続ポート44に通じている(図1Aおよび図15A参照)。管腔42の遠位端は、電極16内に形成される中空キャビティ46に通じている。
例示の好ましい実施態様では、キャビティ46は電極16の遠位先端に集中した一連の放出開口部48を有する。あるいは、中央に位置する単一の放出開口部、またはその他の配置の1つまたはそれ以上の放出開口部を電極16の遠位先端に設けることができる。
この配置では、冷却アセンブリ40は、ヘパリンを含む、または含まない、生理食塩水などの生体適合性の媒体源50(図1Aも参照)を有する。機構52は、媒体源50を所望の温度まで冷却する。ライン内ポンプ56を備える供給ライン54が、冷却された媒体をハンドル20にある接続ポート44に供給する。冷却された媒体は、管腔42を通って電極キャビティ46に流れる。図2Aが示すように、冷却された媒体は、放出開口部48から電極の周りの領域に放出される。冷却媒体は電極16の周りの空間に直接放出されるため、この配置は「開放型」ループ冷却と呼ばれる。
電極キャビティ46を通る冷却液の流れは、伝導冷却および対流冷却により熱を電極16の熱の集中した場所(thermal mass)から離れるように伝達する。システムはさらに、後により詳細に記載されるように、冷却速度を制御するためのコントローラ58(図1A参照)を有する。
好ましくは、放出開口部48を通る媒体の流れは、使用中正の流体圧力を保つのに十分な程度であり、それにより、電極16の周りでの凝固を防止する。放出開口部48の大きさと数により、電極16の流体抵抗の大きさが決定される。
放出開口部48の配向もまた、冷却効果の効率に影響を及ぼす。好ましくは、放出開口部48は、図2Aおよび図2Bが示すように、電極16の遠位端に集中している。この配向は、冷却効果を高めるために冷却媒体が電極16全長に渡るようにする。放出された冷却媒体もまた、電極組織間の接触面中に直接流れ、そしてこの接触面を直接通って流れ、切除される組織領域を直接冷却する。この直接冷却は、焦げ(charring)の発生を低減し得る。
図3Aおよび図3Bは、「開放型」ループタイプの、能動的に冷却される電極の別の構造の実施態様を示す。この実施態様では、外部スリーブ60がカテーテル本体22を覆い、外周に空間を形成する。この空間は、仕切り62(図3B参照)により、複数の、円周上で間隔を開けて設けられている管腔64に区分けされる。もちろん、管腔64の数は変化し得る。
スリーブ60の近位端は、ハンドル20にある接続ポート44に通じている。管腔64は、供給ライン54およびライン内ポンプ56を介して媒体源50により接続ポート44に供給される冷却媒体を同時に送る。スリーブ60の遠位端は、電極16の外部側壁に沿って開口している。そこから、管腔64は電極16の周囲に冷却媒体を放出し、電極16を冷却する。
あるいは、スリーブ60は、導入シースのように、カテーテル本体22の軸方向に沿って移動するように形成できる。この配置において、スライド可能なスリーブの位置は調節され、電極の周りでの冷却媒体の最適な流出を達成し得る。
必要に応じて、図4が示すように、外部スリーブ60内に形成される複数の管腔64は、切除プロセスに有利な様々な特徴を有する媒体を伝達し得る。例示目的のため、図4は、64A、64B、および64Cで示される3つの管腔を示す。組織と最も密接に接触している電極16の領域に隣接する管腔64Aは、高張液Aを送る。この高張液Aは、約150ohm・cmである血液の抵抗率と比較して、比較的低い抵抗率、例えば、約15ohm・cmを有する。従って、この領域に放出される高張液Aは、電極16がまた、プロセス中にこの液体によって実際に冷却されるかされないかに関わらず、電極16から組織へのRFエネルギーの伝達を向上させる。血液プールに曝される電極16の領域に隣接するその他の管腔64Bおよび64Cは、血液と比較して比較的高い抵抗率、例えば、約1500ohm・cmを有する別の液体Bを送り得る。液体Bは、例えば、5%のデキストロース溶液を含有し得る。従って、液体Bは、同じく液体Bがまた、プロセス中に電極16を冷却するかどうかに関わらず、電極16から血液プールへのRFエネルギーの伝達を減少させる。さらに、ヘパリンが、電極16の組織と接触する領域に隣接している管腔64Aを通じて、液体Aと共に供給され、凝固の発生を局所的に減少させ得るが、一方で電極16の血液プールに曝されている領域に隣接する管腔64Bおよび64Cを通してヘパリンは供給されない。このようにして、血液プールに導入される抗凝固剤の量は、より局所的に管理され、制御され得る。
図5は、「開放型」ループタイプの、能動的に冷却される電極のさらに別の実施態様を示す。この実施態様では、電極16は、電気導電性物質でコーティングされている連続気泡多孔性材料の発泡体66からなる。電気導電性物質は、例えば、従来のイオンビーム補助蒸着(IBAD)、または類似の蒸着技術を使用して多孔性材料66上にコーティングされ得る。
コーティングされた発泡体66は、通常の形状と呼ぶことのできる形状になるように成型される。例示の実施態様(図5が示すように)では、通常の圧縮されていない形状は、ほぼ球状である。しかし、元の圧縮されていない形状は、長方形、正方形、楕円形、環状体、または実質的に任意の他の形状であり得る。本体66は、その多孔性の開放型構造のため、ガイドチューブ(図示せず)に納められている間、外部からの圧縮力により、損傷を与えることなく別のよりコンパクトな形状に収縮され得る。
図2A/Bの実施態様が示すように、内部管腔68では、外部の媒体源50(図5に示さず)から多孔性材料の本体66に冷却媒体を供給する。多孔性材料の本体66は、媒体の表面での放出のために、管腔68から冷却媒体を一様にまき散らす。
2.閉鎖型ループ冷却
図6は、「閉鎖型」ループ様式で能動的に冷却される電極16の実施態様を示す。「閉鎖型」ループの冷却中、冷却媒体は、切除部位にある電極16の外側には放出されない。その代わりに、冷却媒体は、切除部位から離れた媒体源50または廃棄場所70に循環され、戻される。
この配置では、システムは、前述の媒体源50、供給ライン54、およびポンプ56に加えて、媒体を電極16から送る戻りライン72を有する。カテーテル本体22は、内部供給管腔74および内部排出管腔76を有する。管腔74および76の近位端は、ハンドル20にある接続ポート44に通じており、供給管腔74は供給ライン54に通じ、そして排出管腔76は戻りライン72に通じている。
管腔74および76の遠位端は、電極16内に形成される中空キャビティ78に通じている。供給ライン54は、供給管腔74を通じて冷却された媒体をキャビティ78に供給し、一方、戻りライン72は、排出管腔76を通じて媒体を媒体源50または廃棄場所70に戻す。前述のように、電極キャビティ78を通る冷却液の流れは、伝導冷却および対流冷却によって熱を電極の熱の集中した場所から離れるように伝達する。
「閉鎖型」ループの配置では、冷却媒体として加圧気体が使用され得る。加圧気体は電極チャンバ内で膨張し、ジュール−トムソン効果により電極を冷却する。電極を冷却するための加圧気体の使用とジュール−トムソン効果は、Jacksonらの米国特許第5,281,217号で開示されており、これは本明細書中で参考として援用される。
3.ダイオード冷却
図7に示す別の実施態様では、冷却アセンブリ40は、電極16と連携している従来のペルチエ冷却ダイオード80を有し、これはまた、ワイヤ32によってゼネレータ12に電気的に連結される。ダイオード80の材料は、複合合金であり、半導体のように一方はドープ「p」(doped "p")、もう一方はドープ「n」(doped "n")で、接合部に熱伝対を形成する。供給される電圧ポテンシャルは、電源88からの電流を接合部に流す。電圧の極性により、ダイオード80の「冷めた(cold)」側82(これは熱伝導接触により電極16に連結される)およびダイオード80の「熱い(hot)」側84(これは熱伝導接触により熱分散要素86に連結される)が形成する。分散要素86は、電極16から離れ、血液プールに接触した状態でカテーテル本体22上に保持され得る。
ダイオード80を通じて電流が流れることにより、冷めた側82から熱い側84への熱ポンプが形成され、熱エネルギーが電極16の熱の集中した場所から熱分散要素86に伝導される。従って、熱エネルギーは電極16の熱の集中した場所から移動し、電極16が冷却され得る。
図7は、冷却媒体源50の代わりに使用され、開放型ループまたは閉鎖型ループのいずれかの様式にて電極16を能動的に冷却するペルチエダイオード80を示す。血液プールによる分散要素86の通常の対流冷却効果と結び付いた従来のペルチエダイオード50の熱伝達能力は、ほとんどの切除電極16の能動的冷却に対する要求を満たすことができると考えられる。あるいは、ペルチダイオード80を冷却媒体の流出源50と共に使用して、能動的に電極を冷却することもできる。
B.電極冷却を用いる切除制御
1.所望の損傷の深度の規定
図8は、切除電極16と心内膜組織との間の所望の温度境界状態を、制御された速度で能動的に電極16を冷却することにより確立するためのシステム90を線図で示す。
システム90は、心臓組織に接触した状態で生体内に配置される切除電極16にワイヤ32を介して電気的に連結される、RF切除エネルギーのゼネレータ12を有する。例示の実施態様では、心臓の切除に使用する場合、ゼネレータ12は、通常500kHzの無線周波で150ワットまでの電力を供給するよう調整される。
図8に示すシステム90はまた、電極を冷却するための媒体源50と、媒体を冷却するための機構52とを有する。機構52は、媒体源の媒体を冷却するために所望の温度を確立し、維持するためのコントローラ92を有する。
供給ライン54およびライン内ポンプ56は、媒体源50と、カテーテルハンドル20の接続ポート44との間の接続を提供する。前述のように、ポンプ56を操作して、冷却された媒体を電極16に送る。図8は、図3A/Bに示されるタイプの開放型ループの配置を示す。ポンプ56に連結されるコントローラ94は、指示された流速を確立し、そして維持する。閉鎖型ループのシステムでは、戻りライン72により、図6に示される方法で、媒体は電極から媒体源50または廃棄場所70に送られ、戻される。
図8に示すように、電極16は温度感知器96を有する。感知器96は、電極16の熱の集中している場所の瞬間温度(T1)を感知する。任意の所定の時間の温度T1は、ゼネレータ12により電極16に供給される電力と、電極16が媒体により冷却される速度との関数である。
損傷の特徴は、生育不能にされる組織の境界を明示する50℃の等温領域T50Cの組織表面下の深度によって表され得る。図8は、この深度をD50Cとして示す。深度D50Cは、切除電極の物理的特徴(すなわち、切除電極の導電性、熱伝導性、およびサイズ);組織と電極との間の角度;電極の熱の集中している場所の温度T1;電極により組織に送られるRF電力(P)の大きさ、および組織がRF電力に曝される時間(t)との関数である。これらの関係は、経験的および/または以下の実施例が例示するように、制御された実際の状態およびシミュレートされた状態下でのコンピュータモデルによって観察され得る。
所望の損傷の深度D50Cに対しては、さらに安全性を考慮して、行列に挙げられる操作条件の中から最適な操作条件を選択するにあたって制約が課される。主な安全性の制約は、最高組織温度TMAXおよび最大電力レベルPMAXである。
最高温度状態TMAXは、深くて広い損傷を提供するのに十分高いが、組織の乾燥または沸騰が起こることが知られている約100℃よりは十分低い温度の範囲内(通常は約90℃〜98℃)にある。TMAXは、電極組織間の接触面とD50との間の、接触面より下のある距離で発生することが認識されている。
最大電力レベルPMAXは、電極の物理的特徴と、RFゼネレータ12の発電容量を考慮する。
実施例(D 50C 関数の決定)
3次元の有限要素モデルを、約4cmの厚さを有する長方形の形をした1片の心臓組織と通常垂直に接触している、直径8F、長さ5mmの冷却された切除電極に対して作成する。電極の先端は、組織内に約1.3mm突き出ている。全体積は、平行六面体で8cmの長さを有し、幅と厚さは共に4cmである。モデルは8144ノードで、6面体の要素および一様でないメッシュを使用する。
電流密度の境界条件を電極に設定し、120秒(t)後に最高組織温度(TMAX)が約95℃に達するようにする。全体積の外側表面上では、電位はゼロに設定され、そして温度は平均体温であると考えられる37℃に固定される。電極表面のノードでは、温度は、能動的に電極の先端を冷却する効果をモデル化した値に設定される。この値(T1)は、4℃と50℃との間の範囲で変化する。電極と血液間の接触面における有限要素の対流境界条件は、1.8 x 10-5 J/mm3・s・K(ジュール(J)/立方ミリメートル(mm3)秒(s)ケルビン(K))に設定される。
COSMOSをHewlett Packard製ワークステーション上で使用して、電気-熱の等式を解く。損傷体積、TMAXを約95℃に保つために必要な無線周波電力(P)、および組織電極接触面下の最も熱い組織領域の距離に対する電極冷却効果が分析される。損傷の寸法は、50℃の等温表面に囲まれた体積から概算される。
モデルの結果は、図21に示される装置を使用して得た実験データを使って確証される。牛の心臓Hの4cmの厚さの薄片を、37℃の食塩水のタンクT内に入れた144cm2のパッチ電極EPに良好に接触するように固定する。冷却された直径8F、長さ5mmの電極Eを有する切除カテーテルCを、組織表面Hに対して90℃の角度で接触するように配置する。約4℃の水を、カテーテル内で水源CSから循環させる。0.55mmのビーズサーミスタTM1を電極の先端に配置し(T1を感知するため)、そして感知した温度(T1)を出力として使用し、(図21の点線で示されているように)冷却水の流速を手動で制御する。感知した温度(T1)は、27℃から40℃の間の規定値に保つ。第2のサーミスタTM2を、電極の先端から約2mm下の心臓の組織H内に配置する。第2のサーミスタTM2の配置は、有限要素のシミュレーションにより予測した最高温度の組織領域に対応する。2つのサーミスタの測定値は、Power Mac IIci上で起動しているLabViewにより、20msのサンプリング速度で得られる。500kHzの正弦波信号を、150W RFの切除システムASを使用して切除電極と中性電極との間に送達する。送達されたRF電力(P)を、6ワット(W)から20Wの間の規定値で一定に保つ。
実験が完了した後、心臓をタンクから取り出し、各損傷の位置で横にスライスし、そして組織が変色している領域の輪郭の寸法を計測する。使用する牛の組織は、通常約60℃で変色するため、得られる値は、約50℃以上で熱せられる組織からなるインビボの損傷の寸法より小さくなる。
次の行列は、上記の方法を使用して得たD50C関数を示す。
一連のtおよびTMAXの値を得るための上記の方法を使用して、D50Cの関数をさらに定義するためのその他の行列を開発し得る。
表1の関数は、次の表2が例示するような、特定の電極に対して異なる電極温度を得るのに必要な冷却媒体流速を示すさらなる情報を経験的に誘導することにより、さらに補足し得る。
システム90は、マスターコントローラ98を有する。マスターコントローラ98は、RFゼネレータ12、温度感知器96、冷却コントローラ92、およびポンプコントローラ94に連結する。マスターコントローラ98は、上記のように、t=120秒およびTMAX=95℃、ならびにその他の一連の操作条件に対する、D50C温度境界の関数を定義する操作条件の行列をメモリに含む。
マスターコントローラ98は、入力装置100を有する。図8に示すシステム90では、医師はコントローラ入力装置100を使用して所望のD50Cに関する損傷の深度を設定する。医師はまた、入力装置100を使用し、規定の識別コードを使って電極の特徴を識別し、所望の最大RF電力レベルPMAX、所望の時間t、および所望の最高組織温度TMAXを設定する。
例えば、医師は直径8F、長さ5mmの切除電極を選択すると仮定する。医師はまた、所望の損傷の深度に関する治療結果として、D50C=9.2mmを選択する。医師はさらに、その他の所望の治療効果の詳細としてt=120秒の目標切除時間、TMAX=95℃の最高組織温度、およびPMAX=50Wの最大切除電力レベルを選択する。
これらの入力内容に基づいて、マスターコントローラ98は所望の治療効果を行列に定義されている関数(上記の表1および表2で例示されている)と比較する。マスターコントローラ58は、関数の変数を制御することにより、規定のTMAXを超過せずに所望の治療効果を達成し得る操作条件を選択する。
この例では、所望のTMAXが95℃で、t=120秒であることから、コントローラ98は、ゼネレータ12に規定の時間t=120秒の間、電力レベルPを31W(PMAXを超過しない)に維持するよう指示する。コントローラ98は、電極16が冷却される速度を(表2に基づいて)同時に制御し、選択されたD50C=9.2mmに対する関数が必要とするレベル、すなわちこの例ではT1=30℃(流速=9.3ml/分)を確立し、維持する。
最高組織温度は、目標の切除期間t中に、TMAXに向かって、主にPおよびT1の大きさに応じた増加率で、増加し続ける。つまり、組織温度の増加率は、Pの値が大きくなればなるほど、そしてT1の値が小さくなればなるほど大きくなり、またはその逆も成り立つ。
マスターコントローラ98は、様々な方法で冷却速度を制御し得る。例えば、マスターコントローラ98は、温度コントローラ92に対して、T1の変化に応じて冷却媒体の温度を経時的に調節し、設定されているT1を確立し、維持するように指示することにより、冷却速度を制御し得る。あるいは、マスターコントローラ98は、ポンプコントローラ94に対して、T1の変化に応じて冷却媒体の流速を経時的に調節し、設定されているT1を確立し、維持するように指示することにより、冷却速度を制御し得る。マスターコントローラ98はまた、協同してコントローラ92および94に指示を送り、同様の結果を得ることが可能である。
マスターコントローラ98がT1に関する情報を処理して制御信号を取得し、媒体の温度および流速を制御する方法は、様々である。例えば、マスターコントローラ98は、比例制御原理、比例積分偏差(PID)制御原理、適応制御、ニューラルネットワーク、およびファジー理論制御原理を採用し得る。
ペルチエ冷却ダイオード80(図7参照)を使用して冷却を行う場合、マスターコントローラ98は、電流源88に対してダイオード80へ流れる電流を調節するよう指示することによりT1を確立し、維持する。ダイオード80を、能動媒体流動冷却と組み合わせて使用する場合は(図8参照)、マスターコントローラ98は上記の方法で媒体の温度および流速を設定し得、さらにダイオードへの電流源88を制御して所望するT1を維持するための微調整を達成する。
ダイオード80を使用した、様々な組み合わせの冷却制御も可能であり得る。前述のように、マスターコントローラ98は、経時的に変化するT1に基づいてダイオード80への電流の流れを変化させることにおいて、比例制御原理、比例積分偏差(PID)制御原理、適応制御、ニューラルネットワーク、およびファジー理論制御原理を採用し得る。
目標の切除期間tが終わると、コントローラ98は切除電極への電力を遮断する。所望の損傷の深度が形成され、TMAXは目標の95℃を超過しない。
別の配置では、コントローラ98は制御変数T1、P、またはtのうちの1つまたは複数を固定し得、残りの制御変数T1、P、またはtのうちの1つまたはそれ以上を変化させることにより所望のD50C温度境界を得ることが可能である。システム90は、従って、医師が実際の使用上、所望のD50Cを指定することにより「損傷を選局」し得るようにしている。時間と電力の制御と共に能動的冷却を行うことにより、コントローラ98は実際の組織の温度状態を感知する必要なく、所望のD50Cを達成する。
2.冷却中の最大組織温度/深度の予測
図9Aは、ΨMAX(t)として示される瞬間最高組織温度の予測に基づいて、冷却された電極16に送達されるRF電力のレベルおよび/または冷却速度を調節するシステム102を示す。
好ましい例示では、ΨMAX(t)の予測はニューラルネットワークで求めることが可能である。ニューラルネットワークでは、現在の時間(t)において、規定数(kn)の以前の電力レベルP、電極を冷却するために熱が除去される以前の速度、および以前の電極温度をサンプルする。
熱の除去速度は、以下の式Åにより示される。
Å=c×ΔT×RATE
ここで:
cは使用された冷却媒体の熱容量(キログラム(kg)ケルビン(K)あたりのジュール(J)、またはJ/kg K)である。
ΔTは、冷却媒体が電極16を通過する間の温度の低下(K)である。
RATEは、電極を通過する冷却媒体の質量流速(kg/秒)である。
切除電極により組織に伝達される熱は、ジュール効果により生成される熱と能動的冷却により除去される熱の差になる。所定の温度T1および所定の冷却媒体の流速では、Åの大きさは電極16に送達されるRF電力が増加するにつれて大きくなる。T1とÅは、共に、表面下の組織温度がどれだけ早く変化するかを示す間接的な測定値を表す。従って、T1とÅは共に表面下の最高組織温度ΨMAXの深度と大きさを予測する手がかりとなり、従って、損傷境界の深度D50Cを予測する間接的な手がかりとなる。大きく深い損傷は、T1が(冷却速度を制御することにより)低い相対温度に維持され、そしてÅが(RF電力を制御することにより)高い相対値に維持されている場合に予測される。同様に、より小さい損傷は、T1が高い相対温度に維持され、そしてÅが低い相対値に維持されている場合に予測される。
図9Aに示すシステム102は、図6に示すような、閉鎖型システム型の電極16を使用してこれらの制御基準を取り入れている。電極16は、3つの温度感知要素104、106、および108を有する。第1の感知要素104は、電極16の熱が集中している場所と熱接触しており、電極16の温度、(前述のT1)を感知する。第2の感知要素106は、冷却媒体が電極のキャビティ78に侵入する際の冷却媒体の温度(TIN)を感知するよう配置される。第3の感知要素108は、冷却媒体が電極のキャビティ78から出る際の冷却媒体の温度、すなわちTOUTを感知するよう配置される。この閉鎖型システムでは、冷却媒体が電極を通過する際の媒体温度の増加ΔTは、以下のように算出される。
ΔT=TOUT-TIN 閉鎖型システム
開放型システム配列(図2A/Bおよび図3A/Bに示されるようなシステム)では、冷却媒体は電極16と接触している組織領域に直接放出され、第3の温度感知要素108は存在しない。この場合、ΔTは以下のように算出される。
ΔT=T1-TIN 開放型システム
環境変数が厳密に制御されるシステムでは、ΨMAX(t)の予測は、Åをサンプリングせずに、現在の時間(t)における、規定の数(kn)の、以前の電力レベルPおよび以前の電極温度をサンプリングすることにより誘導され得る。
図9Aでは、マスターコントローラ98は、RFゼネレータ、温度感知要素104、106、および108(または開放型システムでは104および106)、冷却コントローラ92、ならびにポンプコントローラ94に連結される。
コントローラ98は、ニューラルネットワーク予測器144(図9B参照)を有する。予測器144は、2層のニューラルネットワークから成ることが可能であるが、隠れた層(hidden layer)をさらに使用し得る。予測器144は、入力として、Åの重み付き過去サンプルがk1個ある第1の集合{Å(t-1)から(t-k1)};Pの重み付き過去サンプルがk2個ある第2の集合{P(t-1)から(t-k2)};およびT1のサンプルがk3個ある第3の集合{T1(t-1)から(t-k3)}を受容する。集合k1,2,3のサンプルの数は、要求される精度によって様々に変化し得る。例えば、k1およびk2は、5〜20の範囲内にあることが望ましい。k3は1と等しくなるように選択され得る。
予測器144は、様々に構成し得る。例示の実施態様では、予測器144は2層のニューラルネットワークを有するが、より多くの隠れた層を使用することも可能である。
この実施例では、予測器144は第1および第2の隠れた層、ならびに4つのニューロンを有し、これらはN(L,X)で識別される。ここで、Lは層1または層2を示し、Xはその層上にあるニューロンを示す。第1層(L=1)は、3つのニューロン(X=1〜3)を有し、これらはN(1,1)、N(1,2)、およびN(1,3)として示される。第2層(L=2)は、1つの出力ニューロン(X=1)を有し、これはN(2,1)として示される。
重み付き過去のサンプル{Å(t-1)から(t-k1)};{P(t-1)から(t-k2)};および(別の実施態様では)T1、{T1(t-1)から(t-k3)}は、第1層の各ニューロンN(1,1)、N(1,2)、およびN(1,3)に入力として供給される。
第2層の出力ニューロンN(2,1)は、入力としてニューロンN(1,1)、N(1,2)、およびN(1,3)の重み付き出力を受容する。これらの重み付き入力に基づいて、出力ニューロンN(2,1)はΨMAX(t)を出力する。
予測器144は、以前に実験的に取得した既知のデータの集合を使用して調整する必要がある。例えば、逆伝播モデルを使用して、データ集合の既知の最高温度を最小の誤差で予測するように予測器144を調整し得る。一旦調整段階が完了すると、予測器144をΨMAX(t)の予測に使用し得る。
あるいは、ファジー理論または線形予測アルゴリズムを使用して、サンプリングした過去の電力P、電極温度T1、および(好ましい実施態様では)冷却速度ÅからΨMAX(t)を取得し得る。
マスターコントローラ98は、入力装置100を介して、所望の最高組織温度値TTSET、所望の電極温度T1SET、およびPMAXを医師から受容する。
設定温度値TTSETは、所望の最高表面下組織温度を示し、これは微小爆発を避けるために必要とされる、切除部位で維持することを医師が所望している温度である。値TTSETの値は、固定された目標の大きさを含み得るか、またはTTSETの値は、経時的に変化して、線形または非線形のいずれかであり得る設定温度曲線を定義し得る。設定温度曲線の使用に関するさらなる詳細は、1994年6月27日出願の米国特許出願第08/266,023号、「Tissue Heating and Ablation Systems and Methods Using Time-Variable Set Point Temperature Curves for Monitoring and Control(モニタリングおよび制御用経時変化設定点温度曲線を使用する組織の加熱および切除のためのシステムおよび方法)」に開示されている。
T1SETに対して、好ましい実施態様では図1Dに示す電極温度T1と損傷体積の増加との関係を考慮し、所望のT1SETとして約25℃以下の温度、最も好ましくは約10℃と約25℃との間の温度を選択する。
PMAX値は、前述の考慮事項に基づいた最大許容電力レベルである。
マスターコントローラ98は、定期的にΨMAX(t)を誘導してΨMAX(t)とTTSETとを比較する。この比較に基づいて、マスターコントローラ98は、PMAXを考慮して需要電力出力を求め、一方で冷却を行ってT1SETを維持する。需要電力出力は、無線周波電力の大きさを示し、これは電極16に供給して所望の最高組織温度TTSETを一定の値に、または設定された線形または非線形の曲線に沿って確立し、含む大きさである。
あるいは、マスターコントローラ98は固定電力レベルをPMAX以下に維持し、ΨMAX(t)に基づいて冷却速度Åを調整し、TTSETを固定値または設定曲線に沿って含み得る。前述のように、マスターコントローラ98は、温度コントローラ92に対して経時的に冷却媒体の温度を調節するよう指示するか、あるいはポンプコントローラ94に対して経時的に冷却媒体の流速を調節するよう指示するか、コントローラ92および94に対して同じ結果を得るように協同して(in tandem)指示することにより、冷却速度を制御し得る。
コントローラ98が制御コマンドを誘導する方式は、様々に変化し得る。例えば、比例制御原理、比例積分偏差(PID)制御原理、適応制御、ニューラルネットワーク、およびファジー理論制御原理を採用し得る。これらの制御原理についてのさらなる詳細は、1994年6月27日に出願された同時係属中の米国特許出願第08/266,023号、「Tissue Heating and Ablation Systems and Methods Using Time-Variable Set Point Temperature Curves for Monitoring and Control(モニタリングおよび制御用の経時変化設定点温度曲線を使用した組織の加熱と切除のためのシステムおよび方法)」に開示されている。
電極における電力制御および/またはエネルギー除去速度の制御と関連させて能動的冷却を用いることにより、コントローラ98は所望のエネルギー除去速度Åを達成し、所望の損傷特性を達成する。図8に示すシステム90のように、図9Aに示すシステム102は、実際に組織温度状態を感知する必要なく目的の損傷形成を達成する。
あるいは、マスターコントローラ98は、行列の関数を用いて、表1および表2を部分的な形で例示している観察された操作条件を相関させて、組織の温度状態を実際に感知することなくΨMAXを推測し得る。
この具体例では、コントローラ98は冷却媒体の流速、感知した電極温度T1、および電力Pを感知する。コントローラ98は、これらの感知した値を行列の関数で設定されている値と比較する。コントローラ98は、この比較から、関数に基づいてこれらの感知した操作条件下でのTMAXが何であるかを推測する。この方法で推測されたTMAXは、ΨMAXになる。例えば、感知した冷却流速が9.3ml/分、感知した電力Pが31W、そして感知した電極温度T1が30℃の場合、表1および表2に従うと、TMAXは切除時間(t)が120秒のときに95℃になると推測される。この具体例では、推測された最高組織温度はΨMAXになる。電力および/または冷却速度は、ΨMAXを固定値に維持するか、または設定曲線に沿うように制御する。
3.冷却中の実際の最大組織温度/深度の感知
図10から図12に示す実施態様では、冷却された切除電極16は、実際の組織温度を感知するための少なくとも1つの温度感知要素110を有する。これらの実施態様では、RFゼネレータ12が電極16に供給する電力は、少なくとも部分的に、要素110が感知した実際の組織温度状態により設定される。
例示の実施態様では、温度感知要素110は、連絡したリードワイヤ114を有する従来の小型のビーズサーミスタ112から構成される。好ましい具体例では、サーミスタ42は、0.55mmのビーズサーミスタから構成され、これはニュージャージー州エジソン市にあるThermometrics社から発売されている(パーツ番号AB6B2-GC16KA143E/37℃-A)。
その他の型の温度感知要素を使用し得ることが理解されるべきである。例えば、温度感知要素として熱電対を使用することも可能である。好ましい具体例では、熱電対は、スポット溶接またはレーザーストリッピングにより、ならびに異なる金属を一緒に溶接して熱電対接合部を形成することにより構成される。熱電対が温度感知要素としての役割を果たす場合、参照熱電対を使用する必要がある。参照熱電対は、ハンドル20内に配置し得るか、または1994年8月8日に出願され、「Systems and Methods for Sensing Temperature Within the Body(体内の温度を感知するためのシステムおよび方法)」と題された同時係属中の米国特許出願第08/286,937号で開示された様式で、血液プールに曝露し得る。
ポッティング化合物116がサーミスタ112およびリードワイヤ114をカプセル化する。リードワイヤ114はまた、絶縁シース(insulating sheaths)117に囲まれており、絶縁シース117はワイヤ114を電気的に絶縁する。樹脂116およびシース117は共に、サーミスタ112を周りの切除電極16から絶縁する。性能を向上させるために、ワイヤを電気的に遮蔽するべきである。
ポッティング化合物116および絶縁シース117は、種々の材料で作成され得る。図示される実施態様では、重いイソミド(heavy isomid)をポッティング化合物116として使用しているが、別のシアノアクリレート接着剤、シリコーンゴムRTV接着剤、ポリウレタン、エポキシ、または同様の材料を使用することも可能である。シース117は、ポリイミド材料から作製されるが、その他の従来の電気絶縁材料もまた使用され得る。
熱電対を温度感知器として使用する場合も、同様な電気絶縁が必要である。例えば、熱電対接合部は、ポリエステルスリーブの内部にある熱伝導性のエポキシ中に配置し得る。好ましい具体例では、熱電対接合部は、収縮性ポリエステルスリーブ内のシリコーンゴムRTV接着剤(カリフォルニア州、カーペンテリア市、NuSil Technologies社製)内に配置され、次いで、スリーブは収縮して熱電対接合部およびワイヤの周りに密着するようになる。電気的干渉を低減するために、熱電対ワイヤもまた遮蔽し、撚り合わせることが望ましい。
サーミスタ112用のリードワイヤ114は、カテーテル本体22を通ってカテーテルハンドル20(図15A参照)に伸びる。そこでは、リードワイヤ114は、ハンドル20から伸びるケーブル28に電気的に連結する。ケーブル28は、ゼネレータ12に接続し、温度信号をサーミスタ112からゼネレータ12に送る。
図10〜図12に示される実施態様では、切除電極16はその先端に内部くぼみ118を有する。温度感知要素110がこのくぼみ118に納まる。図10から図12に示される感知要素110は、電極16の先端を越えて延長し、心内膜の表面下に突き出る。従って、感知要素110は、表面下の実際の組織温度状態を感知するように位置する。
図示される好ましい実施態様では、表面下の温度感知要素110は、熱伝導性のキャップ120内に含まれる(図10および図11参照)。キャップ120は、少なくとも1.0W/m K(メートル(m)ケルビン(K)あたり1.0ワット(W))の、高い熱伝導性を有する材料からなる。ステンレス鋼、金、銀合金、白金、銅、ニッケル、チタン、アルミニウムなどの金属材料、ならびにステンレス鋼、金、銀、白金、銅、ニッケル、チタン、およびアルミニウムを含む複合材料は、上記の程度の熱伝導性を有する。例えば、ステンレス鋼は約15W/m Kの熱伝導性を有し、そして白金は約71W/m Kの熱伝導性を有する。この熱伝導性は、温度感知器110を覆っている従来のポリマーポッティング材料の熱伝導性よりも顕著に高い。例えば、シリコーンゴムの熱伝導性は約0.13W/m Kしかなく、そしてポリウレタンの熱伝導性は約0.026W/m Kしかない。
キャップ120は、開放型の内部122を有する。カプセル化されたサーミスタ112は、キャップ120の熱伝導性の材料と熱伝導接触している開放型キャップ内部122にぴったりと納まっている。好ましくは、サーミスタ112は、少なくとも1.0W/m Kの高い熱伝導性を有するエポキシを使用して開放型の内部122内に納められる。標準のエポキシ材料に金属ペースト(例えば、酸化アルミニウムを含むもの)を含ませることにより、この増強された熱伝導性を得ることが可能である。切除エネルギーが無線周波エネルギーである場合、ポッティング材料はまた、温度感知要素112をキャップ120から電気的に絶縁しなければならない。
キャップ120は、このようにして電極16のくぼみ118内に納まる。キャップ120は、組織と熱伝導接触を行う遠位端124を有する。キャップ材料の高い熱伝導性により、キャップ120は接触している組織の温度に近い平衡温度に素早く達する。
代表的な好ましい具体例(図3参照)では、キャップ120はステンレス鋼304(約15W/m Kの熱伝導性を有する)から作製される。キャップ120の側壁および遠位端の壁の厚さは、約0.005インチである。キャップ120の全長は約0.060インチで、全幅は約0.033インチ(開放型の内部の幅は約0.022インチ)である。カプセル化されたサーミスタ42は、EP42HTAO(ニュージャージー州ハケンサック市Master Bond社製)のような熱を伝導するエポキシを使用してキャップの内部56に固定されている。このエポキシ(酸化アルミニウムを有する)の熱伝導性は、約1.15W/(m K)である。
キャップ120は、増強された熱伝導性特性を提供し、表面下の感知要素110の周りに、周りの組織の温度状態と熱的に平衡である等温表面を形成する。キャップ120はまた、製造および取扱中に曲げまたは破損に耐える付加強度を提供する。
例示の好ましい実施態様では、熱的および電気的に絶縁されているバリア142が、くぼみ118の内部壁と、そこに納まるキャップ120の側壁との間に接触面を形成する。好ましい実施態様では、バリア142は、FMD-14を使用してキャップ120の側壁の周りに接着するポリアミドを含み、電気絶縁体の役目を果たす。バリア142はまた、ポリアミドの周りに熱収縮によって固定されたポリエステル収縮チューブを有し、断熱材の役目を果たす。
例示の好ましい実施態様では、断熱チューブ144がまた壁118の内部に並ぶ(line)。チューブ144は、温度感知要素40を電極16の熱の集中している場所からさらに断熱する。例示の好ましい実施態様では、サーミスタを含むキャップ120およびそれに関連するバリア142は、シアノアクリレートFMD-13(コネチカット州ニューイングトン市、Loctite社製)を使用して電極のくぼみの中に納めることにより固定される。
従って、キャップ120内の感知要素40が感知した温度状態は、キャップ120が接触している実際の組織温度状態に非常に近くなる。
実施例
本発明の熱伝導性キャリア内に含まれる温度感知要素(感知器1)の熱感受性を、キャリア内に納められていない温度感知要素(感知器2)の熱感受性と比較した。
感知器1を、直径8F、長さ4mmの標準の白金/イリジウム無線周波伝達電極のくぼみ内に保持した。感知器1は、ガラスビーズに埋め込まれた0.55mmのビーズサーミスタを含み、ガラスビーズは、ポリイミドシース中にカプセル化されたエポキシ樹脂に埋め込まれていた。完全にカプセル化されたサーミスタアセンブリは、上記のように、壁の厚さが0.005インチのステンレス鋼304から成るFMD-14によりキャップ内に取り付けた。キャップの外部側壁は、1層のポリアミドおよび1層のポリエステル収縮チューブにより、電極から断熱された。アセンブリは、FMD-13を使用して電極くぼみ内に挿入した。キャップの遠位先端には断熱材料は付いておらず、組織と接触するように電極の遠位先端と水平になった。
感知器2は、直径8F、長さ4mmの標準の白金/イリジウム無線周波伝達電極内に、熱伝導性の接触を行うようにハンダ付けで埋め込まれている熱電対を含んだ。
各感知器1および2の熱感受性を、固定または電極および感知器アセンブリを20℃に維持された水浴に入れて試験した。60℃に維持された溶接棒を、水面下の各電極に接触するように配置した。この接触は、電極の側面(水平に配置されている電極)および電極の遠位先端(垂直に配置されている電極)の両方に対して安定な状態を達成するために維持された。両方の電極方向の各感知器1および感知器2が感知した温度を記録した。
次の表3は、結果をまとめたものである。
上の表は、感知器2が60℃の熱源の実際の温度に感受性ではないことを示す。感知器の方向に関わらず、感知器2は電極そのものの熱の集中している場所の40℃の温度を感知し続ける(熱源の熱エネルギーの残りは周りの水浴により消費される)。
対照的に、感知器1は、60℃の熱源との接触の向きによって顕著な感受性を示す。水平に位置付けられ、熱源と直接的な接触を行っていない場合は、感知器2は、感知器1と同様に、電極そのものの40℃の熱の集中を感知する。しかし、垂直に配置され、熱源と直接接触している場合には、感知器1は電極の温度ではなく、熱源の実際の温度を実質的に感知している。感知器1をカプセル化し、少なくとも1.0W/m Kという高い固有熱伝導度を有するキャップは、感知器1が感知する熱源からの熱を直接伝導する。熱伝導キャップは、感知器1の周りで熱源の実際の温度に近い等温状態を形成する。さらに、電極との熱伝導接触から実質的に隔離されているキャップは、感知器1の周りのこの等温状態を維持し、電極の熱の集中による熱の浪費を防いでいる。
定量的に言うと、熱源と直接接触していない場合に感知した40℃の電極温度と比較して、60℃の熱源と直接接触している場合に感知器1が感知した59℃の温度は、熱源と電極との間の実際の温度差の合計20ユニットのうちの19を占めている。従って、定量的に言うと、感知器1における熱伝導キャップの存在は、熱源の温度に対して95%の感受性を確立し(すなわち、使用中は実際の組織温度への感受性である)、電極そのものの温度に対しては5%の感受性を示すのみである。これは、電極の温度に対して実質的に100%の感受性を示す感知器2と比較される。本発明を具体化するキャップがない場合、感知器2は熱源の実際の温度(すなわち実際の組織温度)に対し実質的に感受性ではない。
図10に示される実施態様では、キャップ120は鈍端の遠位端124を示し、これは電極16の端から、電極16を実質上貫通せずに突き出ている。図10が示すように、心内膜は電極16および突き出したキャップ120の周りの形状に沿うに十分な適応性を有する。
図12に示す別の実施例では、キャップ120は実際に心内膜を貫通している尖端の遠位端124を示す。キャップ120に実際に心内膜を貫通させることにより、温度感知要素110の周りの表面下と電極に沿った表面の両方においてさらに均一な組織接触が得られる。
温度感知要素110は、所望する任意の深度で組織内に突き出得、この深度は、当然ながら心臓壁を変質させるような貫通が発生しないという条件で、個々の患者の組織形態および担当医の経験と判断に依存する。
好ましい実施態様では(図13および図14参照)、医師は、温度感知要素110を、電極壁118の内側に引っ込んだ位置(図13に示す)と、組織内に突き出ている電極の壁118の外側の位置(図14に示す)との間で移動させることが可能である。図13および図14では、温度感知要素110は先の丸い遠位端124を有するが、尖端の遠位端を有する感知要素110を使用することも可能である。
図13および図14が示す温度感知要素110の移動可能な性質は、使用前における要素の曲げまたは損傷に対するさらなる保護を提供する。要素110は、体外での取り扱い中、および体内の所望の場所に配置する最中に、露出していない、引っ込んだ位置に保持され得る。
温度感知要素の移動は、様々な方法で達成され得る。図13および図14が示す実施態様では、スタイレット126が、例えばポリイミドまたはステンレス鋼で編まれた保護スリーブ128内で、カテーテル本体22を通って伸びる。スタイレット126の近位端は、ハンドル20(図15A参照)上のコントロールノブ130に連結している。スタイレット126の遠位端は、接着剤、ハンダ付け、クリンプなどの方法でキャップ120に固定される。
サーミスタワイヤ114は、保護スリーブ128内のスタイレット126の外側に沿って伸びる(図13および図14参照)。テフロン▲R▼またはポリエステル材料などでできた、熱収縮性チューブのような電気を絶縁する材料の別のスリーブ132が、キャップとスタイレット126との間の接合部までと、その周辺にあるスタイレット126およびワイヤ114を囲んでいる。スリーブ132は、スタイレット126に対してワイヤ114をしっかりと固定している。スリーブ132はまた、スタイレット126とキャップ120との間の移行をスムーズにしており、一方で電気的干渉に対する保護をさらに提供する。ポリイミドなどの断熱材料でできたスリーブ136がまた、好ましくは壁の内壁と整列して、キャップ120を電極16の熱の集中場所から断熱する。
スタイレット126は、種々の方法により手動または自動的に前進させることが可能である。例示の実施態様では、スタイレット126はその丈に沿って形成されている螺旋状のランド(land)138を有する(図15A参照)。ランド138は、ハンドル20内に固定された(stationary)ガイド要素140内にあるねじ山142と係合している。医師がコントロールノブ130を回転させると、ガイド要素140内でスタイレット126が回転する。1方向に回転すると、螺旋状のランド142がスタイレットをカテーテル本体22内で軸に沿って前進させる。反対方向に回転すると、螺旋状のランド142がスタイレットをカテーテル本体22内で軸に沿って後退させる。このようにして、感知要素110は引っ込んだ位置と延長した位置との間を制御された方法で徐々に移動し得る。
この配置(図15B参照)において、キャップの遠位端124自体は、螺旋状のランド146を有するねじ型であり(threaded)得る。感知要素110を、スタイレット126により回転させて前に進めると、螺旋状のランド146が組織と係合して温度を感知するための要素110をより良好に固定(anchor)する。あるいは(図15C参照)、スタイレット126をコークスクリューのような構成のキャリア150に連結し得る。螺旋状のランド146のように、コークスクリュー型キャリア150は、スタイレット126が回転により前進するに従って、組織と係合する。図15Cが示すように、温度感知要素110は、その遠位先端の近傍のコークスクリュー型キャリア150と熱伝導接触を行うように固定される。
例示の好ましい実施態様では、キャップの遠位端124および電極16の遠位先端は、蛍光透視的に濃厚な材料により印が付けられている。この方法では、医師が徐々に温度感知要素110を前進させるにつれて、温度感知要素110の組織内への移動を、蛍光透視鏡によりモニタリングし得る。
あるいは、スタイレット126を回転させずに前進させることも可能である。この配置(図16参照)では、スタイレット126の近位端は一連のリブ152を有し、これらは連続してハンドル20内の戻り止め154に、解放し得る状態でスナップ式に係合する。医師がスタイレット126を線形(押す-引く)方向に移動させるにつれて、戻り止め154がリブ152を1度に1つずつ捕らえ、さらに線形力に応答して捕らえたリブ152を解放する。図8に示す回転式スタイレット126と同様に、図16に示す線形(押す-引く)スタイレット126は、感知要素110を徐々に組織と接触させたり、接触から遠ざけるように制御することを可能にする。
図10から図16において示される、能動的に冷却される電極16は、図2A/Bおよび図3A/Bに示される金属型のものである。図5に示されるような多孔性の、能動的に冷却される電極本体66が、固定または移動式の種類の感度感知要素110を有し得ることにも触れなければならない。
図17Aに示す別の実施態様では、能動的に冷却される電極16(開放型システムタイプで図2A/Bに示すような媒体を冷却するための放出開口部48を有する)は、112(1)、112(2)、および112(3)として示されている複数の熱電対を有する温度感知要素110を有する。複数の熱電対112(1)、112(2)、および112(3)は、ハウジング156内で、ハウジング156の軸に沿って間隔を開けて積み重なって配置される。ハウジング156は、図10および図12が示すように外側に突き出た位置で固定され得るか、あるいは、ハウジング90は、前述のスタイレット可動式キャップ120の形式で、突き出た位置の外側に移動することも可能である(図13および図14)。
1つの実施例(図17A)では、ハウジング156はシリコーンゴム、RTV接着剤、ポリウレタン、またはエポキシのような従来のポッティング化合物で形成される本体を有し、これが接触する組織よりも小さな熱伝導性を有する。例示の環境では、心内膜の熱伝導性は約0.43W/m Kで、例えばシリコーンゴムやポリウレタン材料などのポッティング化合物は、それぞれ0.13W/m Kおよび0.026W/m Kの熱伝導性を有する。この材料の比較的低い熱容量により、要素112(1)/112(2)/112(3)が調整され、ハウジング156の長さに沿って変化する組織温度の局所的相対変化が感知される。相対温度勾配の感知により、制御の目的で最高組織温度を有する領域の勾配の識別が可能になる。しかし、要素112(1)/112(2)/112(3)により感知した温度は、直接的に実際の組織温度を表すものではない。
感知した組織温度と実際の組織温度との間に、より直接的な対応が要求される場合は、ハウジング156(図17B参照)は熱伝導性の材料でできたバンド158(1)、158(2)、および158(3)を間隔を開けて有し得る。このバンドの熱伝導性は、前述のように、接触している組織の熱伝導性よりはるかに高く、少なくとも1.0W/m Kである必要がある。間隔を空けた各バンド158(1)、158(2)、および158(3)は、個別の感知要素、112(1)、112(2)、および112(3)と、それぞれのバンドにすぐ隣接している組織との間に熱伝導接触の局所領域を確立する。断熱材料160は、間隔を空けたバンド112(1)、112(2)、および112(3)を実質的に絶縁して、互いに熱伝導接触が行われないようにしている。それぞれが比較的高い熱伝導性を有する。断熱されたバンド112(1)、112(2)、および112(3)は、より低い熱伝導性の材料が使用された場合よりも正確に、ハウジング156の長さに沿って実際の組織温度の勾配を得ることが可能である。
どちらの実施態様においても、複数の、軸に沿って積み重ねられた熱電対112(1)、112(2)、および112(3)により、医師は組織表面下の異なる深度の場所において、温度状態のプロフィールを得、そしてモニタリングし得る。医師は、切除制御の目的で、表面下の最高温度の領域にある1つの熱電対を手動で選択し得る。あるいは、自動制御機構を使用して、すべての熱電対112(1)、112(2)、および112(3)からの温度を自動的に比較し、温度制御の目的で表面下の最高温度を出力し得る。
図18に示される実施態様では、複数の、間隔を空けた一連の温度感知要素(110(1)、110(2)、および110(3)で示される)が、能動的に冷却された電極16(開放型システムタイプで、図2A/Bに示されるもののような、媒体を冷却するための放出開口部48を持っている)から突き出している。各温度感知要素110(1)、110(2)、および110(3)は、好ましくは前述のように等温キャップ120内に含まれ、単一のサーミスタ112(図18参照)または複数の間隔を空けた熱電対(図17/B参照)を有する。図18に示す配置により、医師は能動電極16の周りにある表面下の温度状態を示す空間的マップを得、そしてモニタリングし得る。医師は、切除制御の目的で、表面下の最高温度領域にある1つの感知サーミスタ(または場合によっては熱電対であり得る)を手動で選択し得る。あるいは、自動制御機構を使用して自動的にすべての熱電対110(1)、110(2)、および110(3)からの温度を比較し、温度制御の目的で表面下の最高温度を出力し得る。図18に示す一連の複数感知器が使用される場合は、通常、組織表面に垂直になる電極16の適切な方向は、単一の感知器を使用する実施態様の場合より重要ではない。
図20に示す実施態様は、スタイレット126を進ませるためのモーター駆動機構162を含む。この実施態様では、機構162は温度感知要素110に電気的に連結するフィードバックコントローラー164を有する。フィードバックコントローラ164は、スタイレット126を徐々に移動させ、一方で移動させる各増分ごとに温度状態を瞬時計測し、最高温度状態が存在する表面下の組織領域を探す。コントローラ164は、感知した最高温度を出力し、一方で必要に応じて徐々に要素110の位置を調節して表面下の最高温度領域で温度を維持する。
スタイレット126を移動させて温度感知要素110を表面下の最高組織温度の領域に位置付けるために、種々の制御プロセスを使用し得る。例えば、比例制御原理、比例積分偏差(PID)制御原理、適応制御、ニューラルネットワーク、およびファジー理論制御原理を使用し得る。図22は、フィードバックコントローラ164を使用し得る代表的な制御プロセス166を示す。
スタイレット126を徐々に移動させる一方で、プロセス166は規定の時間間隔Δtで要素110によりサンプリングされた瞬時組織温度TT(t)を入力する。Δtは、必要とされる精度と感度の程度に応じて変化し得る。例えば、Δtは5秒に設定し得る。
プロセス166は、連続するサンプル間の温度差ΔTT(ΔTT=TT(t)−TT(t-1))を求める。プロセス166は、それぞれE1およびE2として示される、コース(course)示差温度しきい値と、精密な示差温度しきい値を使用して、最高組織温度に接近する。示差しきい値は、同じく要求される精度と感度によって変化し得る。例えば、コース示差しきい値E1は、5℃に設定され得、精密な示差しきい値E2は、1℃に設定され得る。
ΔTTがコース示差しきい値E1を越える限り、プロセス166はスタイレット126を徐々に前進させ、要素110を組織のより奥深くに移動させるように指示する。ΔTTがE1と等しいかそれ以下になると、プロセス166はスタイレット126および要素110を徐々に後退させるよう指示し始め、一方でΔTTと精密な示差しきい値E2との比較を始める。プロセス166は、ΔTT≦E1である限り、ΔTTがE2より下に減少するまで、スタイレット126を徐々に後退させ続け、スタイレット126を設定時間間隔の間停止させるよう指示する。次いで、プロセス166は、上記の一連の操作を最初から繰り返し、組織の最高温度が存在する深度において調べ、そして感知器110を維持する。
好ましくは、プロセス166はまた、組織内にスタイレット126および要素110を前進および後退させる上での絶対上限を設定し、要素110が規定の要素の範囲の深度に留まって、変化を与えるような貫通(深すぎる場合)および表面下の組織接触の損失(十分に深くない場合)を避ける。好ましくは、徐々に行う前進または後退の速度は、組織内の熱波前部の速度よりも速いべきである。
図19が示すシステム148は、図9Aが示すシステム102と類似している。システム102のように、冷却された切除電極16は、前述のようにそれぞれT1、TIN、およびTOUTを感知するための3つの温度感知要素104、106、および108を有する。システム102とは異なり、システム148では、冷却された切除電極16は、実際の組織温度を感知するための少なくとも1つの追加の温度感知要素110を有する。
この配置では、マスターコントローラ98は、医師から、入力装置100を介して所望の組織温度値TTSET、所望の電極温度T1SET、およびPMAXを受容する。前述のように、設定温度値TTSETは所望の表面下組織最高温度を表し、これは医師が微小爆発を避けるために切除部位で維持するよう所望する温度である。TTSETは、一定の値、または時間に対して変動する線形または非線形曲線の組織温度を含み得る。
同様に、値T1SETは冷却された切除電極16の熱の集中の最高温度を表し、これは、前述のように、約10℃から約25℃の間であると考えられている。
値PMAXは、最高許容電力レベルで、これも前述の考慮に基づいている。
マスターコントローラ98は、感知した最高組織温度TMAXとTTSETとを定期的に比較する。この比較に基づいて、マスターコントローラ98はPMAXを考慮して需要電力出力を求め、一方で冷却を行いT1SETを維持する。需要電力出力は、電極16に供給して所望の最高組織温度TTSETを確立および維持するための無線周波電力の大きさを表す。
あるいは、マスターコントローラ98は、PMAX以下の一定電力レベルを維持し、感知したTMAXに基づいて冷却速度を調節してTTSETを達成し得る。前述のように、マスターコントローラ98は、温度コントローラ92に対して媒体を冷却する温度を時間に応じて調節するよう指示するか、ポンプコントローラ94に対して時間に応じて媒体を冷却するための流速を調節するように指示するか、またはコントローラ92および94の両方に対して協同して同じ結果を得るように指示することにより、冷却速度を制御し得る。
コントローラ98が制御コマンドを得る様式は、様々であり得る。例えば、比例制御原理、比例積分偏差(PID)制御原理、適応制御、ニューラルネットワーク、およびファジー理論制御原理を採用し得る。これらの制御原理のさらなる詳細は、「Tissue Heating and Ablation Systems and Methods Using Time-Variable Set Point Temperature Curves for Monitoring and Control(モニタリングおよび制御用の時間変化設定点温度曲線を使用した組織の加熱および切除のためのシステムおよび方法)」と題された1994年6月27日出願の同時係属中の米国特許出願第08/266,023号で述べられている。
好ましい具体例では、コントローラ98は、感知した組織温度状態TMAXにより設定された現在の需要電力値の大きさに基づいてÅの値を設定する。コントローラは次に、冷却速度を制御してÅの設定値に到達する。このようにして、コントローラは需要電力値で電極を冷却することにおける利点を最大化する。
例示の好ましい実施態様は、デジタル処理を行うマイクロプロセッサ制御の構成要素を使用して情報を分析し、そしてフィードバック信号を発生する場合を想定している。しかし、マイクロスイッチ、AND/ORゲート、インバータなどを使用するその他の論理制御回路は、好ましい実施態様で示されているマイクロプロセッサ制御の構成要素および技術に相当するものである。
本発明の様々な特徴は、以下の請求の範囲に記載される。
Claims (29)
- 生体組織を切除するための装置であって、
組織電極間の接触面で組織に接触し、設定可能な電力レベルで切除エネルギーを送るための電極と、
設定可能な速度で該電極から熱を除去する要素と、
該電極が切除エネルギーを送る電力レベルと該電極の温度を処置中に感知し、それから該組織電極間の接触面下で発生している最高組織温度を予測する処理要素と、
を備える装置。 - 生体組織を切除するための装置であって、
組織電極間の接触面で組織に接触し、設定可能な電力レベルで切除エネルギーを送るための電極と、
設定可能な速度で該電極から熱を除去する要素と、
該電極が切除エネルギーを送る電力レベル、該電極の温度、および熱が該電極から除去される速度を処置中に感知し、それから該組織電極間の接触面下で発生している最高組織温度を予測する処理要素と、
を備える装置。 - 生体組織を切除するための装置であって、
組織電極間の接触面で組織に接触し、設定可能な電力レベルで切除エネルギーを送るための電極と、
設定可能な速度で該電極から熱を除去する要素と、
該組織電極間の接触面下の最高組織温度と規定の操作条件のセットとの間の観察された関係を相関させる関数を保持し;実際の操作条件を処置中に感知し;該実際の操作条件を該関数と比較し;そしてこの比較から最高組織温度を予測するための処理要素と、
を備える装置。 - 請求項1または2または3記載の装置であって、
前記処理要素が前記最高組織温度の予測に基づいて出力を生成する、装置。 - 請求項1または2または3記載の装置であって、
前記処理要素が、少なくとも部分的に前記最高組織温度の予測に基づいて、前記電極が送る切除エネルギーの電力レベルを制御する、装置。 - 請求項1または2または3記載の装置であって、
前記処理要素が、少なくとも部分的に前記最高組織温度の予測に基づいて、熱を前記電極から除去する速度を制御する、装置。 - 請求項1または2または3記載の装置であって、
前記熱を除去する要素が、冷却媒体を前記電極に熱伝導接触させることにより該電極を冷却する、装置。 - 請求項7記載の装置であって、
前記処理要素が、前記電極との熱伝導接触の結果として生じた前記冷却媒体の温度変化を感知することにより、熱が該電極から除去される速度を感知する、装置。 - 請求項8記載の装置であって、
前記処理要素が、少なくとも部分的に前記最高組織温度の予測に基づいて、熱が前記電極から除去される速度を制御する、装置。 - 請求項8記載の装置であって、
熱の除去速度がÅとして表現され、
ここで、
Å=c×ΔT×RATE
であって、
cが前記冷却媒体の熱容量(単位J/kg K)であり、
ΔTが前記電極との熱伝導接触による該冷却媒体の温度の低下(単位K)であり、
RATEが該電極と熱伝導接触がなされるときの該冷却媒体の質量流速(単位kg/秒)である、装置。 - 請求項10記載の装置であって、
前記処理要素が、少なくとも部分的に前記最高組織温度の予測に基づいて、熱が前記電極から除去される速度を制御する、装置。 - 請求項1または2または3記載の装置であって、
前記処理要素が、前記電極と熱伝導接触を行って該電極の温度を感知する温度感知要素を有する、装置。 - 請求項1または2または3記載の装置であって、
前記電極が無線周波エネルギーを送る、装置。 - 請求項1または2記載の装置であって、
前記処理要素がニューラルネットワーク予測器を有する、装置。 - 組織を切除するためにエネルギーを電極に供給する装置であって、
電極に連結され、組織を切除するために該電極にエネルギーを供給するように適合されるゼネレータと、
冷却媒体を該電極と熱伝導接触させて該電極を冷却する冷却要素と、
該ゼネレータに連結され、該ゼネレータに電力を供給するコントローラと、
を備え、該コントローラが、
該電極における温度を計測する第1の感知要素と、
該ゼネレータに供給される電力を計測する第2の感知要素と、
該第1の感知要素が感知した温度をサンプリングし、該第2のサンプリング要素が感知した電力を感知することにより組織電極間の接触面下で発生している最高組織温度を予測し、少なくとも部分的に該最高組織温度の予測に基づいて、該ゼネレータに供給する電力を制御する信号を生成するための処理要素と、を備える、
装置。 - 組織を切除するためにエネルギーを電極に供給する装置であって、
電極に連結され、組織を切除するために該電極にエネルギーを供給するように適合されるゼネラータと、
冷却媒体を該電極と熱伝導接触させて該電極を冷却する冷却要素と、
該ゼネレータに連結され、該ゼネレータに電力を供給するコントローラと、
を備え、該コントローラが、
該電極における温度を計測する第1の感知要素と、
該ゼネレータに供給される電力を計測する第2の感知要素と、
該第1の感知要素が感知した温度をサンプリングし、該第2の感知要素が感知した電力をサンプリングすることにより組織電極間の接触面下で発生している最高組織温度を予測し、少なくとも部分的に該最高組織温度の予測に基づいて、該冷却要素が該電極を冷却する速度を制御する信号を生成するための処理要素と、を備える、
装置。 - 請求項16記載の装置であって、
前記処理要素が、少なくとも部分的に前記最高組織温度の予測に基づいて、前記ゼネレータに供給される電力を制御する信号を生成する、装置。 - 組織を切除するためにエネルギーを電極に供給する装置であって、
電極に連結され、組織を切除するために該電極にエネルギーを供給するように適合されるゼネレータと、
冷却媒体を該電極と熱伝導接触させて該電極を冷却する冷却要素と、
該ゼネレータに連結され、該ゼネレータに電力を供給するコントローラと、
を備え、該コントローラが、
該電極における温度を計測する第1の感知要素と、
該ゼネレータに供給される電力を計測する第2の感知要素と、
該電極との熱伝導接触の結果生じた該冷却媒体の温度変化を計測する第3の感知要素と、
該第1の感知要素が感知した温度をサンプリングし、該第2の感知要素が感知した電力をサンプリングし、該第3の感知要素が感知した該冷却媒体の温度変化をサンプリングすることにより組織電極間の接触面下で発生している最高組織温度を予測し、少なくとも部分的に該最高組織温度の予測に基づいて、該ゼネレータに供給する電力を制御する信号を生成するための処理要素と、を備える、
装置。 - 組織を切除するためにエネルギーを電極に供給する装置であって、
電極に連結され、組織を切除するために該電極にエネルギーを供給するように適合されるゼネレータと、
冷却媒体を該電極と熱伝導接触させて該電極を冷却する冷却要素と、
該ゼネレータに連結され、該ゼネレータに電力を供給するコントローラと、
を備え、該コントローラが、
該電極における温度を計測する第1の感知要素と、
該ゼネレータに供給される電力を計測する第2の感知要素と、
該電極との熱伝導接触の結果生じた該冷却媒体の温度変化を計測する第3の感知要素と、
該第1の感知要素が感知した温度をサンプリングし、該第2の感知要素が感知した電力をサンプリングし、該第3の感知要素が感知した該冷却媒体の温度変化をサンプリングすることにより、組織電極間の接触面下で発生している最高組織温度を予測し、少なくとも部分的に該最高組織温度の予測に基づいて、該冷却要素が該電極を冷却する速度を制御する信号を生成するための処理要素と、を備える、
装置。 - 請求項19記載の装置であって、
前記処理要素が、少なくとも部分的に前記最高組織温度の予測に基づいて、前記ゼネレータに供給される電力を制御する信号を生成する、装置。 - 請求項18または19記載の装置であって、
前記処理要素がÅとして表現される熱の除去速度を取得し、
ここで、
Å=c×ΔT×RATE
であって、
cが前記冷却媒体の熱容量(単位J/kg K)であり、
ΔTが前記第3の感知要素が感知する、前記電極との熱伝導接触による該冷却媒体の温度の低下(単位K)であり、
RATEが該電極と熱伝導接触がなされるときの該冷却媒体の質量流速(単位kg/秒)である、装置。 - 請求項18または19記載の装置であって、
前記ゼネレータが無線周波エネルギーを前記電極に供給する、装置。 - 請求項18または19記載の装置であって、
前記処理要素がニューラルネットワーク予測器を有する、装置。 - 組織を切除するためにエネルギーを電極に供給する装置であって、
電極に結合され、組織を切除するために該電極にエネルギーを供給するように適合されるゼネレータと、
冷却媒体を該電極と熱伝導接触させて該電極を冷却する冷却要素と、
該ゼネレータに結合され、該ゼネレータに電力を供給するコントローラと、
を備え、該コントローラが、
該電極における温度を計測する第1の感知要素と、
該ゼネレータに供給される電力を計測する第2の感知要素と、
該第1の感知要素が感知した温度をサンプリングし、該第2の感知要素が感知した電力をサンプリングし;サンプリングした温度と電力とを、組織電極間の接触面下の最高組織温度と、電極の温度と電力とを含む規定の操作条件のセットとの間の観察された関係を相関させる関数と比較し;そしてこの比較から該組織電極間の接触面下で発生している該最高組織温度を予測し;そして少なくとも部分的に該最高組織温度の予測に基づいて、該ゼネレータに供給される電力を制御する信号を生成するための処理要素と、を備える、
装置。 - 請求項24記載の装置であって、
前記熱を除去する要素が、冷却媒体を前記電極と熱伝導接触させることにより該電極を冷却し、
前記処理要素がさらに、該冷却媒体が該電極と熱伝導接触を行う速度をサンプリングし、
前記関数が相関させる規定の操作条件が、該冷却媒体が該電極と熱伝導接触を行う速度を含む、装置。 - 組織を切除するためにエネルギーを電極に供給する装置であって、
電極に結合され、組織を切除するために該電極にエネルギーを供給するように適合されるゼネレータと、
冷却媒体を該電極と熱伝導接触させて該電極を冷却する冷却要素と、
該ゼネレータに結合され、該ゼネレータに電力を供給するコントローラと、
を備え、該コントローラが、
該電極における温度を計測する第1の感知要素と、
該ゼネレータに供給される電力を計測する第2の感知要素と、
該第1の感知要素が感知した温度をサンプリングし、そして該第2の感知要素が感知した電力をサンプリングし;サンプリングした温度と電力とを、組織電極間の接触面下の最高組織温度と、該電極の温度と電力とを含む規定の操作条件のセットとの間の観察された関係を相関させる関数と比較し、この比較から該組織電極間の接触面下で発生している該最高組織温度を予測し;そして少なくとも部分的に該最高組織温度の予測に基づいて、該電極が冷却される速度を制御する信号を生成するための処理要素と、を備える、
装置。 - 請求項26記載の装置であって、
前記熱を除去する要素が、冷却媒体を前記電極と熱伝導接触させることにより該電極を冷却し、
前記処理要素がさらに、該冷却媒体が該電極と熱伝導接触を行う速度をサンプリングし、
前記関数が相関させる規定の操作条件が、該冷却媒体が該電極と熱伝導接触を行う速度を含む、装置。 - 請求項27記載の装置であって、
前記処理要素が、前記電極との熱伝導接触の結果として発生した前記冷却媒体の温度変化を感知して得た該電極からの熱の除去速度を制御することにより、該電極が冷却される速度を制御する、装置。 - 請求項27記載の装置であって、
前記処理要素がÅとして表現される熱の除去速度を取得し、
ここで、
Å=c×ΔT×RATE
であって、
cが前記冷却媒体の熱容量(単位J/kg K)であり、
ΔTが前記電極との熱伝導接触による該冷却媒体の温度の低下(単位K)であり、
RATEが該電極と熱伝導接触がなされたときの該冷却媒体の質量流速(単位kg/秒)である、装置。
Applications Claiming Priority (3)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US08/431,775 US5735846A (en) | 1994-06-27 | 1995-05-01 | Systems and methods for ablating body tissue using predicted maximum tissue temperature |
US08/431,775 | 1995-05-01 | ||
PCT/US1996/005978 WO1996034569A1 (en) | 1995-05-01 | 1996-04-30 | Systems and methods for ablating body tissue using predicted maximum tissue temperature |
Related Child Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2005295787A Division JP4131503B2 (ja) | 1995-05-01 | 2005-10-07 | 予測最高組織温度を使用して生体組織を切除するためのシステム |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH11504539A JPH11504539A (ja) | 1999-04-27 |
JP3824090B2 true JP3824090B2 (ja) | 2006-09-20 |
Family
ID=23713376
Family Applications (3)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP53341096A Expired - Lifetime JP3824090B2 (ja) | 1995-05-01 | 1996-04-30 | 予測細孔組織温度を使用して生体組織を切除するためのシステム |
JP2005295787A Expired - Fee Related JP4131503B2 (ja) | 1995-05-01 | 2005-10-07 | 予測最高組織温度を使用して生体組織を切除するためのシステム |
JP2007312866A Expired - Lifetime JP4440961B2 (ja) | 1995-05-01 | 2007-12-03 | 予測最高組織温度を使用して生体組織を切除するためのシステムおよび方法 |
Family Applications After (2)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2005295787A Expired - Fee Related JP4131503B2 (ja) | 1995-05-01 | 2005-10-07 | 予測最高組織温度を使用して生体組織を切除するためのシステム |
JP2007312866A Expired - Lifetime JP4440961B2 (ja) | 1995-05-01 | 2007-12-03 | 予測最高組織温度を使用して生体組織を切除するためのシステムおよび方法 |
Country Status (8)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US5735846A (ja) |
EP (1) | EP0823843B1 (ja) |
JP (3) | JP3824090B2 (ja) |
AT (1) | ATE306219T1 (ja) |
CA (1) | CA2217538C (ja) |
DE (1) | DE69635273T2 (ja) |
ES (1) | ES2249780T3 (ja) |
WO (1) | WO1996034569A1 (ja) |
Families Citing this family (329)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US20050187599A1 (en) * | 1994-05-06 | 2005-08-25 | Hugh Sharkey | Method and apparatus for controlled contraction of soft tissue |
US6113591A (en) * | 1994-06-27 | 2000-09-05 | Ep Technologies, Inc. | Systems and methods for sensing sub-surface temperatures in body tissue |
US5897553A (en) | 1995-11-02 | 1999-04-27 | Medtronic, Inc. | Ball point fluid-assisted electrocautery device |
US6030379A (en) * | 1995-05-01 | 2000-02-29 | Ep Technologies, Inc. | Systems and methods for seeking sub-surface temperature conditions during tissue ablation |
US6053912A (en) * | 1995-05-01 | 2000-04-25 | Ep Techonologies, Inc. | Systems and methods for sensing sub-surface temperatures in body tissue during ablation with actively cooled electrodes |
US6022346A (en) * | 1995-06-07 | 2000-02-08 | Ep Technologies, Inc. | Tissue heating and ablation systems and methods using self-heated electrodes |
US6293943B1 (en) | 1995-06-07 | 2001-09-25 | Ep Technologies, Inc. | Tissue heating and ablation systems and methods which predict maximum tissue temperature |
US6293942B1 (en) | 1995-06-23 | 2001-09-25 | Gyrus Medical Limited | Electrosurgical generator method |
WO1997000646A1 (en) | 1995-06-23 | 1997-01-09 | Gyrus Medical Limited | An electrosurgical instrument |
US6780180B1 (en) | 1995-06-23 | 2004-08-24 | Gyrus Medical Limited | Electrosurgical instrument |
US7229436B2 (en) | 1996-01-05 | 2007-06-12 | Thermage, Inc. | Method and kit for treatment of tissue |
US20030212393A1 (en) * | 1996-01-05 | 2003-11-13 | Knowlton Edward W. | Handpiece with RF electrode and non-volatile memory |
US7473251B2 (en) * | 1996-01-05 | 2009-01-06 | Thermage, Inc. | Methods for creating tissue effect utilizing electromagnetic energy and a reverse thermal gradient |
US7115123B2 (en) * | 1996-01-05 | 2006-10-03 | Thermage, Inc. | Handpiece with electrode and non-volatile memory |
US7267675B2 (en) * | 1996-01-05 | 2007-09-11 | Thermage, Inc. | RF device with thermo-electric cooler |
US6013076A (en) | 1996-01-09 | 2000-01-11 | Gyrus Medical Limited | Electrosurgical instrument |
US6565561B1 (en) | 1996-06-20 | 2003-05-20 | Cyrus Medical Limited | Electrosurgical instrument |
GB9612993D0 (en) | 1996-06-20 | 1996-08-21 | Gyrus Medical Ltd | Electrosurgical instrument |
DE19721362B4 (de) * | 1997-04-01 | 2011-05-26 | Axel Muntermann | Vorrichtung und Eichverfahren zur Katheterablation |
US7425212B1 (en) * | 1998-06-10 | 2008-09-16 | Asthmatx, Inc. | Devices for modification of airways by transfer of energy |
US6634363B1 (en) | 1997-04-07 | 2003-10-21 | Broncus Technologies, Inc. | Methods of treating lungs having reversible obstructive pulmonary disease |
US7992572B2 (en) | 1998-06-10 | 2011-08-09 | Asthmatx, Inc. | Methods of evaluating individuals having reversible obstructive pulmonary disease |
US6488673B1 (en) * | 1997-04-07 | 2002-12-03 | Broncus Technologies, Inc. | Method of increasing gas exchange of a lung |
US7027869B2 (en) * | 1998-01-07 | 2006-04-11 | Asthmatx, Inc. | Method for treating an asthma attack |
US6033399A (en) * | 1997-04-09 | 2000-03-07 | Valleylab, Inc. | Electrosurgical generator with adaptive power control |
US5931807A (en) * | 1997-04-10 | 1999-08-03 | Sonique Surgical Systems, Inc. | Microwave-assisted liposuction apparatus |
US5971983A (en) | 1997-05-09 | 1999-10-26 | The Regents Of The University Of California | Tissue ablation device and method of use |
US6024740A (en) | 1997-07-08 | 2000-02-15 | The Regents Of The University Of California | Circumferential ablation device assembly |
US6012457A (en) | 1997-07-08 | 2000-01-11 | The Regents Of The University Of California | Device and method for forming a circumferential conduction block in a pulmonary vein |
US8000764B2 (en) * | 1997-06-20 | 2011-08-16 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Electrophysiology/ablation catheter having second passage |
US20030109778A1 (en) * | 1997-06-20 | 2003-06-12 | Cardiac Assist Devices, Inc. | Electrophysiology/ablation catheter and remote actuator therefor |
US6514249B1 (en) | 1997-07-08 | 2003-02-04 | Atrionix, Inc. | Positioning system and method for orienting an ablation element within a pulmonary vein ostium |
US6500174B1 (en) | 1997-07-08 | 2002-12-31 | Atrionix, Inc. | Circumferential ablation device assembly and methods of use and manufacture providing an ablative circumferential band along an expandable member |
US6652515B1 (en) | 1997-07-08 | 2003-11-25 | Atrionix, Inc. | Tissue ablation device assembly and method for electrically isolating a pulmonary vein ostium from an atrial wall |
US6997925B2 (en) * | 1997-07-08 | 2006-02-14 | Atrionx, Inc. | Tissue ablation device assembly and method for electrically isolating a pulmonary vein ostium from an atrial wall |
US6164283A (en) | 1997-07-08 | 2000-12-26 | The Regents Of The University Of California | Device and method for forming a circumferential conduction block in a pulmonary vein |
US6245064B1 (en) | 1997-07-08 | 2001-06-12 | Atrionix, Inc. | Circumferential ablation device assembly |
AU733337B2 (en) | 1997-07-18 | 2001-05-10 | Gyrus Medical Limited | An electrosurgical instrument |
GB2327352A (en) | 1997-07-18 | 1999-01-27 | Gyrus Medical Ltd | Electrosurgical instrument |
US7278994B2 (en) * | 1997-07-18 | 2007-10-09 | Gyrus Medical Limited | Electrosurgical instrument |
DE19739699A1 (de) | 1997-09-04 | 1999-03-11 | Laser & Med Tech Gmbh | Elektrodenanordnung zur elektro-thermischen Behandlung des menschlichen oder tierischen Körpers |
US7921855B2 (en) | 1998-01-07 | 2011-04-12 | Asthmatx, Inc. | Method for treating an asthma attack |
ITFI980059A1 (it) * | 1998-03-13 | 1999-09-13 | El En Spa | Metodo e dispositivo per il controllo della temperatura nel trattamento laser in odontoiatria |
GB9807303D0 (en) | 1998-04-03 | 1998-06-03 | Gyrus Medical Ltd | An electrode assembly for an electrosurgical instrument |
US6216703B1 (en) | 1998-05-08 | 2001-04-17 | Thermatrx, Inc. | Therapeutic prostatic thermotherapy |
US8181656B2 (en) * | 1998-06-10 | 2012-05-22 | Asthmatx, Inc. | Methods for treating airways |
US7198635B2 (en) * | 2000-10-17 | 2007-04-03 | Asthmatx, Inc. | Modification of airways by application of energy |
US7137980B2 (en) | 1998-10-23 | 2006-11-21 | Sherwood Services Ag | Method and system for controlling output of RF medical generator |
US7364577B2 (en) | 2002-02-11 | 2008-04-29 | Sherwood Services Ag | Vessel sealing system |
US7901400B2 (en) | 1998-10-23 | 2011-03-08 | Covidien Ag | Method and system for controlling output of RF medical generator |
US6607502B1 (en) | 1998-11-25 | 2003-08-19 | Atrionix, Inc. | Apparatus and method incorporating an ultrasound transducer onto a delivery member |
US6171275B1 (en) * | 1998-12-03 | 2001-01-09 | Cordis Webster, Inc. | Irrigated split tip electrode catheter |
JP4583604B2 (ja) | 1998-12-18 | 2010-11-17 | ツェロン・アクチェンゲゼルシャフト・メディカル・インストゥルメンツ | 組織内の熱電凝固用外科器具のための電極配置体 |
AU770417B2 (en) | 1999-05-11 | 2004-02-19 | Atrionix, Inc. | Balloon anchor wire |
US6758830B1 (en) | 1999-05-11 | 2004-07-06 | Atrionix, Inc. | Catheter positioning system |
US6852120B1 (en) * | 1999-08-10 | 2005-02-08 | Biosense Webster, Inc | Irrigation probe for ablation during open heart surgery |
US6635057B2 (en) * | 1999-12-02 | 2003-10-21 | Olympus Optical Co. Ltd. | Electric operation apparatus |
US6558385B1 (en) | 2000-09-22 | 2003-05-06 | Tissuelink Medical, Inc. | Fluid-assisted medical device |
US7811282B2 (en) | 2000-03-06 | 2010-10-12 | Salient Surgical Technologies, Inc. | Fluid-assisted electrosurgical devices, electrosurgical unit with pump and methods of use thereof |
US6689131B2 (en) | 2001-03-08 | 2004-02-10 | Tissuelink Medical, Inc. | Electrosurgical device having a tissue reduction sensor |
US8048070B2 (en) * | 2000-03-06 | 2011-11-01 | Salient Surgical Technologies, Inc. | Fluid-assisted medical devices, systems and methods |
ES2643763T3 (es) | 2000-03-06 | 2017-11-24 | Salient Surgical Technologies, Inc. | Sistema de suministro de fluido y controlador para dispositivos electroquirúrgicos |
US8251070B2 (en) | 2000-03-27 | 2012-08-28 | Asthmatx, Inc. | Methods for treating airways |
EP1296598B1 (en) * | 2000-05-16 | 2007-11-14 | Atrionix, Inc. | Apparatus incorporating an ultrasound transducer on a delivery member |
DE20009426U1 (de) | 2000-05-26 | 2001-10-31 | Desinger Kai | Chirurgisches Instrument |
CA2411938C (en) | 2000-06-13 | 2009-08-04 | Atrionix, Inc. | Surgical ablation probe for forming a circumferential lesion |
US8256430B2 (en) | 2001-06-15 | 2012-09-04 | Monteris Medical, Inc. | Hyperthermia treatment and probe therefor |
US7104987B2 (en) | 2000-10-17 | 2006-09-12 | Asthmatx, Inc. | Control system and process for application of energy to airway walls and other mediums |
DE10128701B4 (de) | 2001-06-07 | 2005-06-23 | Celon Ag Medical Instruments | Sondenanordnung |
US20020198520A1 (en) * | 2001-06-20 | 2002-12-26 | Scimed Life Systems, Inc. | Irrigation sheath |
WO2003059437A2 (en) | 2002-01-15 | 2003-07-24 | The Regents Of The University Of California | System and method providing directional ultrasound therapy to skeletal joints |
WO2003061756A2 (en) | 2002-01-23 | 2003-07-31 | The Regents Of The University Of California | Implantable thermal treatment method and apparatus |
US8882755B2 (en) | 2002-03-05 | 2014-11-11 | Kimberly-Clark Inc. | Electrosurgical device for treatment of tissue |
US20040106896A1 (en) * | 2002-11-29 | 2004-06-03 | The Regents Of The University Of California | System and method for forming a non-ablative cardiac conduction block |
AU2003239418B2 (en) * | 2002-05-08 | 2008-01-31 | The Regents Of The University Of California | System and method for forming a non-ablative cardiac conduction block |
US6786202B2 (en) * | 2002-09-24 | 2004-09-07 | Caterpillar Inc | Hydraulic pump circuit |
US7258690B2 (en) | 2003-03-28 | 2007-08-21 | Relievant Medsystems, Inc. | Windowed thermal ablation probe |
US8361067B2 (en) | 2002-09-30 | 2013-01-29 | Relievant Medsystems, Inc. | Methods of therapeutically heating a vertebral body to treat back pain |
US6907884B2 (en) | 2002-09-30 | 2005-06-21 | Depay Acromed, Inc. | Method of straddling an intraosseous nerve |
US7306593B2 (en) * | 2002-10-21 | 2007-12-11 | Biosense, Inc. | Prediction and assessment of ablation of cardiac tissue |
JP2006504472A (ja) | 2002-10-29 | 2006-02-09 | ティシューリンク・メディカル・インコーポレーテッド | 流体補助電気外科手術鋏及び方法 |
US7317950B2 (en) * | 2002-11-16 | 2008-01-08 | The Regents Of The University Of California | Cardiac stimulation system with delivery of conductive agent |
US7044948B2 (en) | 2002-12-10 | 2006-05-16 | Sherwood Services Ag | Circuit for controlling arc energy from an electrosurgical generator |
JP2006525096A (ja) | 2003-05-01 | 2006-11-09 | シャーウッド・サービシーズ・アクチェンゲゼルシャフト | 電気手術用発生器システムのプログラム及び制御を行う方法及びシステム |
US20040226556A1 (en) | 2003-05-13 | 2004-11-18 | Deem Mark E. | Apparatus for treating asthma using neurotoxin |
DE10332564A1 (de) * | 2003-07-11 | 2005-01-27 | Celon Ag Medical Instruments | Chirurgische Sonde |
CN1867299B (zh) | 2003-09-12 | 2010-09-29 | 明诺医学有限公司 | 动脉粥样硬化物的可选择偏心重塑和/或消融 |
US8104956B2 (en) | 2003-10-23 | 2012-01-31 | Covidien Ag | Thermocouple measurement circuit |
US7396336B2 (en) | 2003-10-30 | 2008-07-08 | Sherwood Services Ag | Switched resonant ultrasonic power amplifier system |
US7131860B2 (en) * | 2003-11-20 | 2006-11-07 | Sherwood Services Ag | Connector systems for electrosurgical generator |
US7727232B1 (en) | 2004-02-04 | 2010-06-01 | Salient Surgical Technologies, Inc. | Fluid-assisted medical devices and methods |
US7238184B2 (en) * | 2004-03-15 | 2007-07-03 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Ablation probe with peltier effect thermal control |
US8894642B2 (en) | 2004-05-17 | 2014-11-25 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Irrigated catheter |
US9713730B2 (en) | 2004-09-10 | 2017-07-25 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Apparatus and method for treatment of in-stent restenosis |
US8396548B2 (en) | 2008-11-14 | 2013-03-12 | Vessix Vascular, Inc. | Selective drug delivery in a lumen |
US7628786B2 (en) | 2004-10-13 | 2009-12-08 | Covidien Ag | Universal foot switch contact port |
US20060089637A1 (en) | 2004-10-14 | 2006-04-27 | Werneth Randell L | Ablation catheter |
US8617152B2 (en) | 2004-11-15 | 2013-12-31 | Medtronic Ablation Frontiers Llc | Ablation system with feedback |
US7429261B2 (en) | 2004-11-24 | 2008-09-30 | Ablation Frontiers, Inc. | Atrial ablation catheter and method of use |
US7468062B2 (en) | 2004-11-24 | 2008-12-23 | Ablation Frontiers, Inc. | Atrial ablation catheter adapted for treatment of septal wall arrhythmogenic foci and method of use |
US7455670B2 (en) * | 2005-01-14 | 2008-11-25 | Co-Repair, Inc. | System and method for the treatment of heart tissue |
US20070156209A1 (en) * | 2005-01-14 | 2007-07-05 | Co-Repair, Inc. | System for the treatment of heart tissue |
US20070156210A1 (en) * | 2005-01-14 | 2007-07-05 | Co-Repair, Inc., A California Corporation | Method for the treatment of heart tissue |
US7918851B2 (en) * | 2005-02-14 | 2011-04-05 | Biosense Webster, Inc. | Irrigated tip catheter and method for manufacturing therefor |
US9474564B2 (en) | 2005-03-31 | 2016-10-25 | Covidien Ag | Method and system for compensating for external impedance of an energy carrying component when controlling an electrosurgical generator |
CA2605360C (en) * | 2005-04-21 | 2017-03-28 | Asthmatx, Inc. | Control methods and devices for energy delivery |
US8932208B2 (en) | 2005-05-26 | 2015-01-13 | Maquet Cardiovascular Llc | Apparatus and methods for performing minimally-invasive surgical procedures |
CN101309651B (zh) | 2005-06-20 | 2011-12-07 | 麦德托尼克消融前沿有限公司 | 消融导管 |
US7655003B2 (en) | 2005-06-22 | 2010-02-02 | Smith & Nephew, Inc. | Electrosurgical power control |
EP1909679B1 (en) | 2005-07-11 | 2013-11-20 | Medtronic Ablation Frontiers LLC | Low power tissue ablation system |
US8657814B2 (en) | 2005-08-22 | 2014-02-25 | Medtronic Ablation Frontiers Llc | User interface for tissue ablation system |
US20070073277A1 (en) * | 2005-09-16 | 2007-03-29 | Medicalcv, Inc. | Controlled guided ablation treatment |
US8734438B2 (en) | 2005-10-21 | 2014-05-27 | Covidien Ag | Circuit and method for reducing stored energy in an electrosurgical generator |
US7947039B2 (en) | 2005-12-12 | 2011-05-24 | Covidien Ag | Laparoscopic apparatus for performing electrosurgical procedures |
US9186200B2 (en) | 2006-01-24 | 2015-11-17 | Covidien Ag | System and method for tissue sealing |
US8147485B2 (en) | 2006-01-24 | 2012-04-03 | Covidien Ag | System and method for tissue sealing |
CA2574935A1 (en) | 2006-01-24 | 2007-07-24 | Sherwood Services Ag | A method and system for controlling an output of a radio-frequency medical generator having an impedance based control algorithm |
CA2574934C (en) | 2006-01-24 | 2015-12-29 | Sherwood Services Ag | System and method for closed loop monitoring of monopolar electrosurgical apparatus |
EP3210557B1 (en) * | 2006-01-24 | 2018-10-17 | Covidien AG | System for tissue sealing |
US7513896B2 (en) | 2006-01-24 | 2009-04-07 | Covidien Ag | Dual synchro-resonant electrosurgical apparatus with bi-directional magnetic coupling |
US8216223B2 (en) | 2006-01-24 | 2012-07-10 | Covidien Ag | System and method for tissue sealing |
US8685016B2 (en) | 2006-01-24 | 2014-04-01 | Covidien Ag | System and method for tissue sealing |
US7651493B2 (en) | 2006-03-03 | 2010-01-26 | Covidien Ag | System and method for controlling electrosurgical snares |
US7651492B2 (en) | 2006-04-24 | 2010-01-26 | Covidien Ag | Arc based adaptive control system for an electrosurgical unit |
US8019435B2 (en) | 2006-05-02 | 2011-09-13 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Control of arterial smooth muscle tone |
ATE494040T1 (de) | 2006-06-28 | 2011-01-15 | Ardian Inc | Systeme für wärmeinduzierte renale neuromodulation |
US7794457B2 (en) | 2006-09-28 | 2010-09-14 | Covidien Ag | Transformer for RF voltage sensing |
EP2992850A1 (en) | 2006-10-18 | 2016-03-09 | Vessix Vascular, Inc. | Inducing desirable temperature effects on body tissue |
EP2076193A4 (en) | 2006-10-18 | 2010-02-03 | Minnow Medical Inc | MATCHED RF-ENERGY AND ELECTRO-TISSUE CHARACTERIZATION FOR THE SELECTIVE TREATMENT OF TARGET TISSUE |
AU2007310991B2 (en) | 2006-10-18 | 2013-06-20 | Boston Scientific Scimed, Inc. | System for inducing desirable temperature effects on body tissue |
US8777941B2 (en) | 2007-05-10 | 2014-07-15 | Covidien Lp | Adjustable impedance electrosurgical electrodes |
US8641704B2 (en) | 2007-05-11 | 2014-02-04 | Medtronic Ablation Frontiers Llc | Ablation therapy system and method for treating continuous atrial fibrillation |
US7834484B2 (en) * | 2007-07-16 | 2010-11-16 | Tyco Healthcare Group Lp | Connection cable and method for activating a voltage-controlled generator |
JP5436423B2 (ja) * | 2007-07-24 | 2014-03-05 | アスマティックス,インコーポレイテッド | 組織治療装置への電力制御等のインピーダンス検出に基づく電力制御のシステムおよび方法 |
US8216220B2 (en) | 2007-09-07 | 2012-07-10 | Tyco Healthcare Group Lp | System and method for transmission of combined data stream |
US8512332B2 (en) | 2007-09-21 | 2013-08-20 | Covidien Lp | Real-time arc control in electrosurgical generators |
WO2009045265A1 (en) | 2007-10-05 | 2009-04-09 | Maquet Cardiovascular, Llc | Devices and methods for minimally-invasive surgical procedures |
US20090093810A1 (en) * | 2007-10-09 | 2009-04-09 | Raj Subramaniam | Electrophysiology Electrodes and Apparatus Including the Same |
US20090149930A1 (en) * | 2007-12-07 | 2009-06-11 | Thermage, Inc. | Apparatus and methods for cooling a treatment apparatus configured to non-invasively deliver electromagnetic energy to a patient's tissue |
US8106829B2 (en) * | 2007-12-12 | 2012-01-31 | Broadcom Corporation | Method and system for an integrated antenna and antenna management |
US8998892B2 (en) | 2007-12-21 | 2015-04-07 | Atricure, Inc. | Ablation device with cooled electrodes and methods of use |
US8353907B2 (en) | 2007-12-21 | 2013-01-15 | Atricure, Inc. | Ablation device with internally cooled electrodes |
US8483831B1 (en) | 2008-02-15 | 2013-07-09 | Holaira, Inc. | System and method for bronchial dilation |
US20090248011A1 (en) * | 2008-02-28 | 2009-10-01 | Hlavka Edwin J | Chronic venous insufficiency treatment |
US8257349B2 (en) * | 2008-03-28 | 2012-09-04 | Tyco Healthcare Group Lp | Electrosurgical apparatus with predictive RF source control |
US8515553B2 (en) * | 2008-04-28 | 2013-08-20 | Thermage, Inc. | Methods and apparatus for predictively controlling the temperature of a coolant delivered to a treatment device |
AU2009244058B2 (en) | 2008-05-09 | 2015-07-02 | Nuvaira, Inc | Systems, assemblies, and methods for treating a bronchial tree |
US8226639B2 (en) | 2008-06-10 | 2012-07-24 | Tyco Healthcare Group Lp | System and method for output control of electrosurgical generator |
US8285392B2 (en) * | 2008-06-19 | 2012-10-09 | Thermage, Inc. | Leakage-resistant tissue treatment apparatus and methods of using such tissue treatment apparatus |
US8121704B2 (en) * | 2008-06-19 | 2012-02-21 | Thermage, Inc. | Leakage-resistant tissue treatment apparatus and methods of using same |
US8882761B2 (en) | 2008-07-15 | 2014-11-11 | Catheffects, Inc. | Catheter and method for improved ablation |
US9675411B2 (en) * | 2008-07-15 | 2017-06-13 | Biosense Webster, Inc. | Catheter with perforated tip |
EP2339972B1 (en) | 2008-09-26 | 2018-04-11 | Relievant Medsystems, Inc. | Systems for navigating an instrument through bone |
US10028753B2 (en) | 2008-09-26 | 2018-07-24 | Relievant Medsystems, Inc. | Spine treatment kits |
US9795442B2 (en) | 2008-11-11 | 2017-10-24 | Shifamed Holdings, Llc | Ablation catheters |
CN102271607B (zh) * | 2008-11-11 | 2014-03-19 | 施菲姆德控股有限责任公司 | 小外形的电极组件 |
KR20110104504A (ko) | 2008-11-17 | 2011-09-22 | 미노우 메디컬, 인코포레이티드 | 조직 토폴로지의 지식 여하에 따른 에너지의 선택적 축적 |
US9757189B2 (en) * | 2008-12-03 | 2017-09-12 | Biosense Webster, Inc. | Prevention of kinks in catheter irrigation tubes |
US8262652B2 (en) | 2009-01-12 | 2012-09-11 | Tyco Healthcare Group Lp | Imaginary impedance process monitoring and intelligent shut-off |
JP5693471B2 (ja) * | 2009-02-11 | 2015-04-01 | ボストン サイエンティフィック サイムド,インコーポレイテッドBoston Scientific Scimed,Inc. | 絶縁された切除カテーテルデバイスおよびその使用法 |
JP5786108B2 (ja) * | 2009-05-08 | 2015-09-30 | セント・ジュード・メディカル・ルクセンブルク・ホールディング・エスエーアールエル | カテーテルアブレーション治療において病変部サイズを制御するための方法および装置 |
US9393068B1 (en) | 2009-05-08 | 2016-07-19 | St. Jude Medical International Holding S.À R.L. | Method for predicting the probability of steam pop in RF ablation therapy |
CA2764859C (en) * | 2009-06-24 | 2018-09-25 | Shifamed, Llc | Steerable medical delivery devices and methods of use |
US8932282B2 (en) | 2009-08-03 | 2015-01-13 | Covidien Lp | Power level transitioning in a surgical instrument |
GB2474058B (en) | 2009-10-02 | 2014-10-01 | Creo Medical Ltd | Cosmetic Surgery Apparatus |
EP2493408B1 (en) | 2009-10-27 | 2015-06-24 | Holaira, Inc. | Delivery devices with coolable energy emitting assemblies |
AU2010319477A1 (en) | 2009-11-11 | 2012-05-24 | Holaira, Inc. | Systems, apparatuses, and methods for treating tissue and controlling stenosis |
US8911439B2 (en) | 2009-11-11 | 2014-12-16 | Holaira, Inc. | Non-invasive and minimally invasive denervation methods and systems for performing the same |
DE102009053470A1 (de) * | 2009-11-16 | 2011-05-26 | Siemens Aktiengesellschaft | Thermische Ablationsvorrichtung, Katheter sowie Verfahren zur Durchführung einer thermischen Ablation |
US8668686B2 (en) * | 2009-12-23 | 2014-03-11 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Sensing contact of ablation catheter using differential temperature measurements |
US9980772B2 (en) | 2010-03-10 | 2018-05-29 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Monitoring tissue temperature while using an irrigated catheter |
EP2550040A4 (en) | 2010-03-24 | 2014-03-26 | Shifamed Holdings Llc | DISSOCIATION OF INTRAVASCULAR TISSUE |
KR20130108067A (ko) | 2010-04-09 | 2013-10-02 | 베식스 바스큘라 인코포레이티드 | 조직 치료를 위한 발전 및 제어 장치 |
US9192790B2 (en) | 2010-04-14 | 2015-11-24 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Focused ultrasonic renal denervation |
US9949791B2 (en) | 2010-04-26 | 2018-04-24 | Biosense Webster, Inc. | Irrigated catheter with internal position sensor |
US9510894B2 (en) | 2010-04-28 | 2016-12-06 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Irrigated ablation catheter having irrigation ports with reduced hydraulic resistance |
US9943362B2 (en) * | 2010-04-28 | 2018-04-17 | Biosense Webster, Inc. | Irrigated ablation catheter with improved fluid flow |
US9943363B2 (en) * | 2010-04-28 | 2018-04-17 | Biosense Webster, Inc. | Irrigated ablation catheter with improved fluid flow |
US8834388B2 (en) | 2010-04-30 | 2014-09-16 | Medtronic Ablation Frontiers Llc | Method and apparatus to regulate a tissue temperature |
US9655677B2 (en) | 2010-05-12 | 2017-05-23 | Shifamed Holdings, Llc | Ablation catheters including a balloon and electrodes |
CA2797130A1 (en) | 2010-05-12 | 2011-11-17 | Shifamed Holdings, Llc | Low profile electrode assembly |
US8473067B2 (en) | 2010-06-11 | 2013-06-25 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Renal denervation and stimulation employing wireless vascular energy transfer arrangement |
US9084609B2 (en) | 2010-07-30 | 2015-07-21 | Boston Scientific Scime, Inc. | Spiral balloon catheter for renal nerve ablation |
US9408661B2 (en) | 2010-07-30 | 2016-08-09 | Patrick A. Haverkost | RF electrodes on multiple flexible wires for renal nerve ablation |
US9155589B2 (en) | 2010-07-30 | 2015-10-13 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Sequential activation RF electrode set for renal nerve ablation |
US9358365B2 (en) | 2010-07-30 | 2016-06-07 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Precision electrode movement control for renal nerve ablation |
US9463062B2 (en) | 2010-07-30 | 2016-10-11 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Cooled conductive balloon RF catheter for renal nerve ablation |
US20120065630A1 (en) | 2010-09-15 | 2012-03-15 | Nir Berzak | Cryosurgical instrument for treating large volume of tissue |
US8974451B2 (en) | 2010-10-25 | 2015-03-10 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Renal nerve ablation using conductive fluid jet and RF energy |
EP2632373B1 (en) | 2010-10-25 | 2018-07-18 | Medtronic Ardian Luxembourg S.à.r.l. | System for evaluation and feedback of neuromodulation treatment |
US9220558B2 (en) | 2010-10-27 | 2015-12-29 | Boston Scientific Scimed, Inc. | RF renal denervation catheter with multiple independent electrodes |
US8986303B2 (en) | 2010-11-09 | 2015-03-24 | Biosense Webster, Inc. | Catheter with liquid-cooled control handle |
US9028485B2 (en) | 2010-11-15 | 2015-05-12 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Self-expanding cooling electrode for renal nerve ablation |
US9089350B2 (en) | 2010-11-16 | 2015-07-28 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Renal denervation catheter with RF electrode and integral contrast dye injection arrangement |
US9668811B2 (en) | 2010-11-16 | 2017-06-06 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Minimally invasive access for renal nerve ablation |
US9326751B2 (en) | 2010-11-17 | 2016-05-03 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Catheter guidance of external energy for renal denervation |
US9060761B2 (en) | 2010-11-18 | 2015-06-23 | Boston Scientific Scime, Inc. | Catheter-focused magnetic field induced renal nerve ablation |
US9192435B2 (en) | 2010-11-22 | 2015-11-24 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Renal denervation catheter with cooled RF electrode |
US9023034B2 (en) | 2010-11-22 | 2015-05-05 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Renal ablation electrode with force-activatable conduction apparatus |
US20120157993A1 (en) | 2010-12-15 | 2012-06-21 | Jenson Mark L | Bipolar Off-Wall Electrode Device for Renal Nerve Ablation |
US10405920B2 (en) * | 2016-01-25 | 2019-09-10 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Temperature controlled short duration ablation |
US10292763B2 (en) | 2016-01-25 | 2019-05-21 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Temperature controlled short duration ablation |
US9737353B2 (en) | 2010-12-16 | 2017-08-22 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | System for controlling tissue ablation using temperature sensors |
US9855094B2 (en) | 2010-12-28 | 2018-01-02 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Multi-rate fluid flow and variable power delivery for ablation electrode assemblies used in catheter ablation procedures |
US8979840B2 (en) | 2010-12-17 | 2015-03-17 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Irrigant distribution system for flexible electrodes |
US9788891B2 (en) * | 2010-12-28 | 2017-10-17 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Ablation electrode assemblies and methods for using same |
US8814857B2 (en) * | 2010-12-17 | 2014-08-26 | St. Jude Medical, Atrial Filbrillation Division, Inc. | Irrigated ablation electrode assemblies |
US9149327B2 (en) | 2010-12-27 | 2015-10-06 | St. Jude Medical Luxembourg Holding S.À.R.L. | Prediction of atrial wall electrical reconnection based on contact force measured during RF ablation |
CN105662421B (zh) | 2010-12-27 | 2019-04-19 | 圣犹达医疗用品卢森堡控股有限公司 | 基于射频消融过程中测得接触力的心房壁电重联预测方法 |
WO2012100095A1 (en) | 2011-01-19 | 2012-07-26 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Guide-compatible large-electrode catheter for renal nerve ablation with reduced arterial injury |
US20120232549A1 (en) * | 2011-03-09 | 2012-09-13 | Vivant Medical, Inc. | Systems for thermal-feedback-controlled rate of fluid flow to fluid-cooled antenna assembly and methods of directing energy to tissue using same |
US10335230B2 (en) | 2011-03-09 | 2019-07-02 | Covidien Lp | Systems for thermal-feedback-controlled rate of fluid flow to fluid-cooled antenna assembly and methods of directing energy to tissue using same |
CN107334529B (zh) | 2011-04-12 | 2020-06-09 | 热医学公司 | 用于对流体增强型消融装置使用除气流体的方法和装置 |
JP6527329B2 (ja) | 2011-05-03 | 2019-06-05 | シファメド・ホールディングス・エルエルシー | 操縦可能な送達シース |
US9055951B2 (en) | 2011-05-23 | 2015-06-16 | Covidien Lp | Endovascular tissue removal device |
AU2012202857B2 (en) * | 2011-05-23 | 2014-10-30 | Biosense Webster (Israel), Ltd. | Monitoring tissue temperature while using an irrigated catheter |
US9579030B2 (en) | 2011-07-20 | 2017-02-28 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Percutaneous devices and methods to visualize, target and ablate nerves |
CN103813829B (zh) | 2011-07-22 | 2016-05-18 | 波士顿科学西美德公司 | 具有可定位于螺旋引导件中的神经调制元件的神经调制*** |
US9186210B2 (en) | 2011-10-10 | 2015-11-17 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical devices including ablation electrodes |
EP2765940B1 (en) | 2011-10-11 | 2015-08-26 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Off-wall electrode device for nerve modulation |
US9420955B2 (en) | 2011-10-11 | 2016-08-23 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Intravascular temperature monitoring system and method |
US9364284B2 (en) | 2011-10-12 | 2016-06-14 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Method of making an off-wall spacer cage |
US9079000B2 (en) | 2011-10-18 | 2015-07-14 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Integrated crossing balloon catheter |
US9162046B2 (en) | 2011-10-18 | 2015-10-20 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Deflectable medical devices |
EP2775948B1 (en) | 2011-11-08 | 2018-04-04 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Ostial renal nerve ablation |
US9119600B2 (en) | 2011-11-15 | 2015-09-01 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Device and methods for renal nerve modulation monitoring |
US9119632B2 (en) | 2011-11-21 | 2015-09-01 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Deflectable renal nerve ablation catheter |
US9254397B2 (en) | 2011-11-22 | 2016-02-09 | National Institute Of Advanced Industrial Science And Technology | Plasma evaluation apparatus |
US9265969B2 (en) | 2011-12-21 | 2016-02-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Methods for modulating cell function |
EP2793690B1 (en) | 2011-12-23 | 2021-04-07 | Vessix Vascular, Inc. | Expandable balloon or an electrode pad with a heat sensing device |
CN104135958B (zh) | 2011-12-28 | 2017-05-03 | 波士顿科学西美德公司 | 用有聚合物消融元件的新消融导管调变神经的装置和方法 |
US9050106B2 (en) | 2011-12-29 | 2015-06-09 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Off-wall electrode device and methods for nerve modulation |
AU2012362524B2 (en) | 2011-12-30 | 2018-12-13 | Relievant Medsystems, Inc. | Systems and methods for treating back pain |
US8961550B2 (en) | 2012-04-17 | 2015-02-24 | Indian Wells Medical, Inc. | Steerable endoluminal punch |
WO2013169927A1 (en) | 2012-05-08 | 2013-11-14 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Renal nerve modulation devices |
EP2854682B1 (en) | 2012-06-04 | 2021-06-23 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Systems for treating tissue of a passageway within a body |
US8986300B2 (en) * | 2012-06-25 | 2015-03-24 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Irrigated electrodes with enhanced heat conduction |
CN104602638B (zh) | 2012-06-27 | 2017-12-19 | 曼特瑞斯医药有限责任公司 | 用于影响对组织进行治疗的*** |
EP2877113B1 (en) | 2012-07-24 | 2018-07-25 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Electrodes for tissue treatment |
US10022176B2 (en) | 2012-08-15 | 2018-07-17 | Thermedical, Inc. | Low profile fluid enhanced ablation therapy devices and methods |
CN104540465A (zh) | 2012-08-24 | 2015-04-22 | 波士顿科学西美德公司 | 带有含单独微孔隙区域的球囊的血管内导管 |
US10588691B2 (en) | 2012-09-12 | 2020-03-17 | Relievant Medsystems, Inc. | Radiofrequency ablation of tissue within a vertebral body |
CN104780859B (zh) | 2012-09-17 | 2017-07-25 | 波士顿科学西美德公司 | 用于肾神经调节的自定位电极***及方法 |
US10398464B2 (en) | 2012-09-21 | 2019-09-03 | Boston Scientific Scimed, Inc. | System for nerve modulation and innocuous thermal gradient nerve block |
US10549127B2 (en) | 2012-09-21 | 2020-02-04 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Self-cooling ultrasound ablation catheter |
US10835305B2 (en) | 2012-10-10 | 2020-11-17 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Renal nerve modulation devices and methods |
US9272132B2 (en) | 2012-11-02 | 2016-03-01 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical device for treating airways and related methods of use |
WO2014071372A1 (en) | 2012-11-05 | 2014-05-08 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Devices for delivering energy to body lumens |
US9775627B2 (en) | 2012-11-05 | 2017-10-03 | Relievant Medsystems, Inc. | Systems and methods for creating curved paths through bone and modulating nerves within the bone |
US9445725B2 (en) * | 2012-12-17 | 2016-09-20 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Irrigated catheter tip with temperature sensor array |
US9398933B2 (en) | 2012-12-27 | 2016-07-26 | Holaira, Inc. | Methods for improving drug efficacy including a combination of drug administration and nerve modulation |
WO2014143571A1 (en) | 2013-03-11 | 2014-09-18 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical devices for modulating nerves |
WO2014163987A1 (en) | 2013-03-11 | 2014-10-09 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical devices for modulating nerves |
US9808311B2 (en) | 2013-03-13 | 2017-11-07 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Deflectable medical devices |
US10265122B2 (en) | 2013-03-15 | 2019-04-23 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Nerve ablation devices and related methods of use |
US9610396B2 (en) | 2013-03-15 | 2017-04-04 | Thermedical, Inc. | Systems and methods for visualizing fluid enhanced ablation therapy |
US9033972B2 (en) | 2013-03-15 | 2015-05-19 | Thermedical, Inc. | Methods and devices for fluid enhanced microwave ablation therapy |
WO2014145148A2 (en) | 2013-03-15 | 2014-09-18 | Ellman International, Inc. | Surgical instruments and systems with multimodes of treatments and electrosurgical operation |
EP2967734B1 (en) | 2013-03-15 | 2019-05-15 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Methods and apparatuses for remodeling tissue of or adjacent to a body passage |
AU2014237950B2 (en) | 2013-03-15 | 2017-04-13 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Control unit for use with electrode pads and a method for estimating an electrical leakage |
US10349824B2 (en) | 2013-04-08 | 2019-07-16 | Apama Medical, Inc. | Tissue mapping and visualization systems |
US10098694B2 (en) | 2013-04-08 | 2018-10-16 | Apama Medical, Inc. | Tissue ablation and monitoring thereof |
CN110141177B (zh) | 2013-04-08 | 2021-11-23 | 阿帕玛医疗公司 | 消融导管 |
US9943365B2 (en) | 2013-06-21 | 2018-04-17 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Renal denervation balloon catheter with ride along electrode support |
WO2014205399A1 (en) | 2013-06-21 | 2014-12-24 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical devices for renal nerve ablation having rotatable shafts |
US9707036B2 (en) | 2013-06-25 | 2017-07-18 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Devices and methods for nerve modulation using localized indifferent electrodes |
CN105358084B (zh) | 2013-07-01 | 2018-11-09 | 波士顿科学国际有限公司 | 用于肾神经消融的医疗器械 |
EP3019105B1 (en) | 2013-07-11 | 2017-09-13 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Devices for nerve modulation |
US10413357B2 (en) | 2013-07-11 | 2019-09-17 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical device with stretchable electrode assemblies |
EP3049007B1 (en) | 2013-07-19 | 2019-06-12 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Spiral bipolar electrode renal denervation balloon |
CN105555220B (zh) | 2013-07-22 | 2019-05-17 | 波士顿科学国际有限公司 | 用于肾神经消融的医疗器械 |
EP3024405A1 (en) | 2013-07-22 | 2016-06-01 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Renal nerve ablation catheter having twist balloon |
US9872719B2 (en) | 2013-07-24 | 2018-01-23 | Covidien Lp | Systems and methods for generating electrosurgical energy using a multistage power converter |
US9636165B2 (en) | 2013-07-29 | 2017-05-02 | Covidien Lp | Systems and methods for measuring tissue impedance through an electrosurgical cable |
CN105338917B (zh) * | 2013-08-02 | 2018-02-06 | 奥林巴斯株式会社 | 生物体组织接合***、处置器具控制装置 |
US9724151B2 (en) | 2013-08-08 | 2017-08-08 | Relievant Medsystems, Inc. | Modulating nerves within bone using bone fasteners |
EP3335658B1 (en) | 2013-08-09 | 2020-04-22 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Expandable catheter |
JP6159888B2 (ja) | 2013-08-22 | 2017-07-05 | ボストン サイエンティフィック サイムド,インコーポレイテッドBoston Scientific Scimed,Inc. | 腎神経変調バルーンへの接着性を向上させたフレキシブル回路 |
US9895194B2 (en) | 2013-09-04 | 2018-02-20 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Radio frequency (RF) balloon catheter having flushing and cooling capability |
WO2015038947A1 (en) | 2013-09-13 | 2015-03-19 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Ablation balloon with vapor deposited cover layer |
US11246654B2 (en) | 2013-10-14 | 2022-02-15 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Flexible renal nerve ablation devices and related methods of use and manufacture |
EP3057488B1 (en) | 2013-10-14 | 2018-05-16 | Boston Scientific Scimed, Inc. | High resolution cardiac mapping electrode array catheter |
EP3057520A1 (en) | 2013-10-15 | 2016-08-24 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical device balloon |
US9770606B2 (en) | 2013-10-15 | 2017-09-26 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Ultrasound ablation catheter with cooling infusion and centering basket |
WO2015057961A1 (en) | 2013-10-18 | 2015-04-23 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Balloon catheters with flexible conducting wires and related methods of use and manufacture |
US10433902B2 (en) | 2013-10-23 | 2019-10-08 | Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. | Current control methods and systems |
EP3060153A1 (en) | 2013-10-25 | 2016-08-31 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Embedded thermocouple in denervation flex circuit |
WO2015066164A1 (en) | 2013-10-31 | 2015-05-07 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical device for high resolution mapping using localized matching |
CN105636514B (zh) | 2013-11-01 | 2020-06-05 | 波士顿科学医学有限公司 | 使用延迟内插的心脏标测 |
WO2015103617A1 (en) | 2014-01-06 | 2015-07-09 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Tear resistant flex circuit assembly |
JP6325121B2 (ja) | 2014-02-04 | 2018-05-16 | ボストン サイエンティフィック サイムド,インコーポレイテッドBoston Scientific Scimed,Inc. | 双極電極上の温度センサの代替配置 |
US11000679B2 (en) | 2014-02-04 | 2021-05-11 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Balloon protection and rewrapping devices and related methods of use |
JP2017506572A (ja) | 2014-03-07 | 2017-03-09 | ボストン サイエンティフィック サイムド,インコーポレイテッドBoston Scientific Scimed,Inc. | 心臓組織をマッピングするための医療用デバイス |
WO2015138167A1 (en) | 2014-03-11 | 2015-09-17 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical devices for mapping cardiac tissue |
US10675113B2 (en) | 2014-03-18 | 2020-06-09 | Monteris Medical Corporation | Automated therapy of a three-dimensional tissue region |
US20150265353A1 (en) | 2014-03-18 | 2015-09-24 | Monteris Medical Corporation | Image-guided therapy of a tissue |
US9433383B2 (en) | 2014-03-18 | 2016-09-06 | Monteris Medical Corporation | Image-guided therapy of a tissue |
EP3122279A4 (en) | 2014-04-01 | 2017-04-12 | Innovations in Medicine, LLC | Temperature-responsive irrigated ablation electrode with reduced coolant flow and related methods for making and using |
US10610292B2 (en) | 2014-04-25 | 2020-04-07 | Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. | Devices, systems, and methods for monitoring and/or controlling deployment of a neuromodulation element within a body lumen and related technology |
CN106793968A (zh) | 2014-10-13 | 2017-05-31 | 波士顿科学医学有限公司 | 使用微电极的组织诊断和治疗 |
US10603105B2 (en) | 2014-10-24 | 2020-03-31 | Boston Scientific Scimed Inc | Medical devices with a flexible electrode assembly coupled to an ablation tip |
WO2016081611A1 (en) | 2014-11-19 | 2016-05-26 | Advanced Cardiac Therapeutics, Inc. | High-resolution mapping of tissue with pacing |
CA2967829A1 (en) | 2014-11-19 | 2016-05-26 | Advanced Cardiac Therapeutics, Inc. | Systems and methods for high-resolution mapping of tissue |
JP6725178B2 (ja) | 2014-11-19 | 2020-07-15 | エピックス セラピューティクス,インコーポレイテッド | 高分解能電極アセンブリを使用するアブレーション装置、システムおよび方法 |
US9636164B2 (en) | 2015-03-25 | 2017-05-02 | Advanced Cardiac Therapeutics, Inc. | Contact sensing systems and methods |
CN107708782A (zh) | 2015-03-27 | 2018-02-16 | 施菲姆德控股有限责任公司 | 可转向医疗装置、***和使用方法 |
US10327830B2 (en) | 2015-04-01 | 2019-06-25 | Monteris Medical Corporation | Cryotherapy, thermal therapy, temperature modulation therapy, and probe apparatus therefor |
CA2982823A1 (en) | 2015-04-24 | 2016-10-27 | Shifamed Holdings, Llc | Steerable medical devices, systems, and methods of use |
JP6866367B2 (ja) | 2015-11-09 | 2021-04-28 | カリラ メディカル インコーポレイテッド | 医療器具の操向アセンブリおよび使用方法 |
EP3376936B1 (en) | 2015-11-16 | 2024-01-03 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Energy delivery devices |
WO2017160808A1 (en) | 2016-03-15 | 2017-09-21 | Advanced Cardiac Therapeutics, Inc. | Improved devices, systems and methods for irrigated ablation |
GB2551117A (en) * | 2016-05-31 | 2017-12-13 | Creo Medical Ltd | Electrosurgical apparatus and method |
US9743984B1 (en) | 2016-08-11 | 2017-08-29 | Thermedical, Inc. | Devices and methods for delivering fluid to tissue during ablation therapy |
WO2018067496A1 (en) | 2016-10-04 | 2018-04-12 | Avent, Inc. | Cooled rf probes |
IL255845B (en) * | 2016-12-20 | 2021-01-31 | Biosense Webster Israel Ltd | Temperature estimation during ablation |
US11278350B2 (en) * | 2017-02-10 | 2022-03-22 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Estimation of tissue thickness |
CN110809448B (zh) | 2017-04-27 | 2022-11-25 | Epix疗法公司 | 确定导管尖端与组织之间接触的性质 |
EP3687430A4 (en) | 2017-09-25 | 2021-09-01 | Sirona Medical Technologies, Inc. | CATHETER AND PROCEDURE FOR IMPROVED FLUSHING |
SG11202007028XA (en) * | 2018-02-07 | 2020-08-28 | Cynosure Inc | Methods and apparatus for controlled rf treatments and rf generator system |
JP2019170466A (ja) * | 2018-03-27 | 2019-10-10 | 日本ライフライン株式会社 | アブレーションデバイス |
US11083871B2 (en) | 2018-05-03 | 2021-08-10 | Thermedical, Inc. | Selectively deployable catheter ablation devices |
US11065058B2 (en) | 2018-05-23 | 2021-07-20 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Using a predetermined ablation-current profile |
US11918277B2 (en) | 2018-07-16 | 2024-03-05 | Thermedical, Inc. | Inferred maximum temperature monitoring for irrigated ablation therapy |
USD1005484S1 (en) | 2019-07-19 | 2023-11-21 | Cynosure, Llc | Handheld medical instrument and docking base |
US20210022802A1 (en) | 2019-07-26 | 2021-01-28 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Myocardial tissue ablation with narrow temperature variation |
WO2021050767A1 (en) | 2019-09-12 | 2021-03-18 | Relievant Medsystems, Inc. | Systems and methods for tissue modulation |
US11903638B2 (en) * | 2019-12-11 | 2024-02-20 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Regulating delivery of irreversible electroporation pulses according to transferred energy |
EP4277555A1 (en) * | 2021-01-14 | 2023-11-22 | Medtronic Holding Company Sàrl | Ablation devices and methods of manufacturing the same |
US20240099769A1 (en) * | 2022-09-28 | 2024-03-28 | Virender K. Sharma | Methods and Systems for Thermal Enhancement of Electroporation |
Family Cites Families (23)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US266023A (en) | 1882-10-17 | Govak p | ||
US286937A (en) | 1883-10-16 | Electrical-wire insulator | ||
US5073167A (en) * | 1987-06-26 | 1991-12-17 | M/A-Com, Inc. | In-line microwave warming apparatus |
US4860744A (en) * | 1987-11-02 | 1989-08-29 | Raj K. Anand | Thermoelectrically controlled heat medical catheter |
JPH01139081A (ja) * | 1987-11-27 | 1989-05-31 | Olympus Optical Co Ltd | レーザ光照射装置 |
US4907589A (en) * | 1988-04-29 | 1990-03-13 | Cosman Eric R | Automatic over-temperature control apparatus for a therapeutic heating device |
US4998933A (en) * | 1988-06-10 | 1991-03-12 | Advanced Angioplasty Products, Inc. | Thermal angioplasty catheter and method |
US4955377A (en) * | 1988-10-28 | 1990-09-11 | Lennox Charles D | Device and method for heating tissue in a patient's body |
US4966597A (en) * | 1988-11-04 | 1990-10-30 | Cosman Eric R | Thermometric cardiac tissue ablation electrode with ultra-sensitive temperature detection |
FR2639238B1 (fr) * | 1988-11-21 | 1991-02-22 | Technomed Int Sa | Appareil de traitement chirurgical de tissus par hyperthermie, de preference la prostate, comprenant des moyens de protection thermique comprenant de preference des moyens formant ecran radioreflechissant |
US5057105A (en) * | 1989-08-28 | 1991-10-15 | The University Of Kansas Med Center | Hot tip catheter assembly |
US5122137A (en) * | 1990-04-27 | 1992-06-16 | Boston Scientific Corporation | Temperature controlled rf coagulation |
US5180896A (en) * | 1990-10-11 | 1993-01-19 | University Of Florida | System and method for in-line heating of medical fluid |
ATE241938T1 (de) * | 1991-11-08 | 2003-06-15 | Boston Scient Ltd | Ablationselektrode mit isoliertem temperaturmesselement |
MX9300607A (es) * | 1992-02-06 | 1993-10-01 | American Med Syst | Aparato y metodo para tratamiento intersticial. |
US5330518A (en) * | 1992-03-06 | 1994-07-19 | Urologix, Inc. | Method for treating interstitial tissue associated with microwave thermal therapy |
WO1994002077A2 (en) * | 1992-07-15 | 1994-02-03 | Angelase, Inc. | Ablation catheter system |
WO1994010924A1 (en) * | 1992-11-13 | 1994-05-26 | American Cardiac Ablation Co., Inc. | Fluid cooled electrosurgical probe |
US5334193A (en) * | 1992-11-13 | 1994-08-02 | American Cardiac Ablation Co., Inc. | Fluid cooled ablation catheter |
US5342357A (en) * | 1992-11-13 | 1994-08-30 | American Cardiac Ablation Co., Inc. | Fluid cooled electrosurgical cauterization system |
US5348554A (en) * | 1992-12-01 | 1994-09-20 | Cardiac Pathways Corporation | Catheter for RF ablation with cooled electrode |
US5431649A (en) * | 1993-08-27 | 1995-07-11 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for R-F ablation |
US5348544A (en) * | 1993-11-24 | 1994-09-20 | Becton, Dickinson And Company | Single-handedly actuatable safety shield for needles |
-
1995
- 1995-05-01 US US08/431,775 patent/US5735846A/en not_active Expired - Lifetime
-
1996
- 1996-04-30 CA CA002217538A patent/CA2217538C/en not_active Expired - Fee Related
- 1996-04-30 WO PCT/US1996/005978 patent/WO1996034569A1/en active IP Right Grant
- 1996-04-30 ES ES96915395T patent/ES2249780T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1996-04-30 AT AT96915395T patent/ATE306219T1/de not_active IP Right Cessation
- 1996-04-30 JP JP53341096A patent/JP3824090B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1996-04-30 EP EP96915395A patent/EP0823843B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1996-04-30 DE DE69635273T patent/DE69635273T2/de not_active Expired - Lifetime
-
2005
- 2005-10-07 JP JP2005295787A patent/JP4131503B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
2007
- 2007-12-03 JP JP2007312866A patent/JP4440961B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JP2006068545A (ja) | 2006-03-16 |
JPH11504539A (ja) | 1999-04-27 |
JP4131503B2 (ja) | 2008-08-13 |
ATE306219T1 (de) | 2005-10-15 |
DE69635273T2 (de) | 2006-07-20 |
CA2217538C (en) | 2000-09-26 |
CA2217538A1 (en) | 1996-11-07 |
EP0823843A1 (en) | 1998-02-18 |
DE69635273D1 (de) | 2006-02-23 |
ES2249780T3 (es) | 2006-04-01 |
JP4440961B2 (ja) | 2010-03-24 |
EP0823843B1 (en) | 2005-10-12 |
EP0823843A4 (en) | 1999-02-24 |
US5735846A (en) | 1998-04-07 |
JP2008080152A (ja) | 2008-04-10 |
WO1996034569A1 (en) | 1996-11-07 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP3824090B2 (ja) | 予測細孔組織温度を使用して生体組織を切除するためのシステム | |
JP3835703B2 (ja) | 能動的に冷却される電極を備えたアブレーション中の身体組織の表面下温度を感知するシステム | |
US6053912A (en) | Systems and methods for sensing sub-surface temperatures in body tissue during ablation with actively cooled electrodes | |
US6030379A (en) | Systems and methods for seeking sub-surface temperature conditions during tissue ablation | |
US5688267A (en) | Systems and methods for sensing multiple temperature conditions during tissue ablation | |
US5800432A (en) | Systems and methods for actively cooling ablation electrodes using diodes | |
US6056745A (en) | Systems and methods for obtaining desired lesion characteristics while ablating body tissue | |
US6113591A (en) | Systems and methods for sensing sub-surface temperatures in body tissue | |
US5853409A (en) | Systems and apparatus for sensing temperature in body tissue | |
CA2931860C (en) | Distal balloon impedance and temperature recording to monitor pulmonary vein ablation and occlusion | |
US6640120B1 (en) | Probe assembly for mapping and ablating pulmonary vein tissue and method of using same | |
US6022346A (en) | Tissue heating and ablation systems and methods using self-heated electrodes | |
US6280441B1 (en) | Apparatus and method for RF lesioning | |
AU2019280061B2 (en) | Irrigated electrodes with enhanced heat conduction | |
US20110152857A1 (en) | Apparatus and Methods For Electrophysiology Procedures | |
US20030055419A1 (en) | Tissue heating and ablation systems and methods which predict maximum tissue temperature | |
WO1995010978A1 (en) | Segmented electrode assemblies for ablation of tissue | |
EP3226749B1 (en) | Determination of pulmonary vein and other vascular occlusion using temperature profile following cold saline injection | |
WO1996039967A1 (en) | Tissue heating and ablation systems and methods which predict maximum tissue temperature |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20050517 |
|
A601 | Written request for extension of time |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601 Effective date: 20050811 |
|
A602 | Written permission of extension of time |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602 Effective date: 20050926 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20051007 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20060404 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20060410 |
|
TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20060613 |
|
A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20060621 |
|
R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090707 Year of fee payment: 3 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100707 Year of fee payment: 4 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110707 Year of fee payment: 5 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110707 Year of fee payment: 5 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120707 Year of fee payment: 6 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120707 Year of fee payment: 6 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130707 Year of fee payment: 7 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
EXPY | Cancellation because of completion of term |