JPH0618578B2 - A device that heats tissue without destroying it - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は血管組織の凝固に係り、特に、内視鏡に通すこ
とができると共に比較的短い時間中に正確に制御された
熱をこのような組織へ与えるような小型の熱焼灼プロー
ブに係る。The present invention relates to the coagulation of vascular tissue, and in particular to such a compact size that can be passed through an endoscope and that provides such tissue with precisely controlled heat during a relatively short period of time. Of the above-mentioned thermal ablation probe.

出血している傷口の焼灼に熱を用いることは古代から行
なわれている。おそらく、最も簡単で且つ最も基本的な
熱焼灼技術は、焼いた鉄を出血している傷口に当てるこ
とである。この技術は大きな外傷の焼灼には多少の効果
があるが、内傷には適用できない。組織を過度に損傷す
ることなく適切な焼灼を施すような充分正確な技術もな
いし、又このような技術が明確に規定されてもいない。The use of heat to cauterize a bleeding wound has been practiced since ancient times. Probably the simplest and most basic thermal ablation technique is to apply burnt iron to a bleeding wound. This technique is somewhat effective in cauterizing large traumas, but not applicable to internal traumas. There is neither a sufficiently accurate technique to provide proper ablation without undue tissue damage, nor is such technique clearly defined.

今世紀になつて、人体の１部分に高周波電流を流すこと
が止血に広く用いられるようになった。この高周波焼灼
の本質的な要素は抵抗性の組織で電気エネルギを消散さ
せることである。この消散された電気エネルギは熱に変
わり、これにより組織及び血液の温度が上昇する。血液
中の血漿蛋白は５０ないし１００℃の温度範囲で変性
し、ねばねばした或いは凝結した蛋白のかたまりができ
る。このプロセスは卵の白身を調理する場合に似てい
る。組織が加熱される時にはその他のプロセスも生じ
る。例えば、血管が収縮し、血液の流れが更に減少され
る。In this century, applying high-frequency current to a part of the human body has been widely used for hemostasis. An essential element of this radiofrequency ablation is the dissipation of electrical energy by resistive tissue. This dissipated electrical energy turns into heat, which raises the temperature of the tissue and blood. Plasma proteins in blood are denatured in the temperature range of 50 to 100 ° C. to form a sticky or coagulated protein mass. This process is similar to cooking egg whites. Other processes also occur when the tissue is heated. For example, blood vessels contract and blood flow is further reduced.

現在では多数の高周波電流発生器が市販されており、組
織を切断したり凝固したりするために外科医によつて広
く利用されている。電流は抵抗値が最も小さい経路に流
れるので、それにより生じる熱による損傷又は壊死は予
想もできないし抑制もできないことが多い。出血の抑制
に高周波電流を用いるための規準としては、神経筋に刺
激を生じさせると共に温度を急激に上昇させるに充分な
程電力を消費できるようなものが適当に使用される。Many high frequency current generators are now commercially available and widely used by surgeons to cut and coagulate tissue. Because the current flows in the path of least resistance, the resulting thermal damage or necrosis is often unpredictable and uncontrollable. As a standard for using a high-frequency current for suppressing bleeding, one that can consume enough electric power to cause nerve muscle stimulation and rapidly raise the temperature is appropriately used.

現在では、細い管を介して人体の中空器官を目で見て治
療できるようにする近代的なフアイバオブチツク内視鏡
を用いて出血を抑制することに多くの関心がもたれてい
る。血液を凝固するような治療を行なう装置は内径数ミ
リメータの中空チヤンネルに挿入することができる。幾
つかの調査では、臨床装置において内視鏡による高周波
凝固を用いて成功を修めたことが報告されている。然し
乍ら、この技術は本来危険なものであるので実際には広
く用いられていない。特殊な光学導波器を用い内視鏡を
介してレーザビームを送ることに関心を向けたグループ
も多数あり、動物及び人体の両方において成功を修めて
いる。然し乍ら、このようなレーザ凝固装置は経費が高
く、そして管理された臨床実験においてその有効性がま
だ実証されていないので、この技術の普及が遅れてい
る。レーザ凝固装置に伴なうその他の問題は、動いてい
る標的にレーザビームを正確に向けることが困難であ
り、レーザが光学的に危険であり、然も傷の上の血液を
洗い落とすのにガス噴射装置を必要とすることである。
更に、簡単なレーザ凝固装置では、熱及び圧力が同時に
傷に与えられない。熱及び圧力を組合わせれば、熱だけ
の場合よりも効果的であると考えられる。There is now much interest in controlling bleeding with modern fiber optic endoscopes that allow the hollow organs of the human body to be visually treated through a thin tube. A device for performing treatment such as blood coagulation can be inserted into a hollow channel having an inner diameter of several millimeters. Several studies have reported success with endoscopic radiofrequency coagulation in clinical devices. However, since this technique is dangerous in nature, it has not been widely used in practice. There are also a number of groups interested in sending laser beams through an endoscope using special optical directors, which have been successful in both animals and humans. However, such laser coagulators are expensive, and their effectiveness in controlled clinical trials has not yet been demonstrated, thus slowing the adoption of this technology. Another problem with laser coagulators is that it is difficult to precisely aim the laser beam at a moving target, the laser is optically dangerous, and gas is needed to wash blood off the wound. The need for an injector.
Moreover, a simple laser coagulator does not simultaneously apply heat and pressure to the wound. The combination of heat and pressure is believed to be more effective than heat alone.

最近では、内視鏡に通すことのできる小型の熱プローブ
が開発されている。このプローブは、１９７８年、Gast
roenterology７４の２５７−６２に掲載されたProtell
氏等の論文“The Heater Probe:A New Endoscopic Meth
od for Stopping Massive Gastro-Intestinal Bleedin
g”に記載されており、このプローブは熱電対と共に小
型の円筒本体に取り付けられた加熱コイルを備えてい
る。熱電対の出力は基準温度レベルと比較され、その差
を用いて、プローブがプリセツト温度になるようにプロ
ーブへの電力が制御される。使用に際し、このプローブ
はプリセツト値まで加熱され、そして各々約１秒巾の多
数の周期にわたつて傷に当てられる。或いは又、冷えた
プローブを出血場所に直接当ててプローブをオンにしそ
して目標温度に達した後に所定時間中プローブをそこに
保持してもよい。この後者の技術に伴なう主たる問題
は、プローブを充分な速度で組織の凝固温度に到達させ
次いで熱拡散による組織への熱の過剰浸透を防止するに
充分な速度でプローブ自体の温度を下げるということが
できない点にある。組織の凝固を効果的に行なうには、
出血場所を充分に加熱することが必要である。然し乍
ら、熱による壊死を防ぐには、熱が組織にあまり深く浸
透しないことが必要である。組織に熱を過剰に浸透させ
ることなく出血場所を充分に加熱することのできる技術
は、出血場所を高い温度で非常に短時間加熱することだ
けである。現存の熱プローブはこれらの要件を満たすこ
とができない。問題はプローブを充分な速度で加熱でき
ないことではなく、プローブの温度を充分な速度で下げ
られないことである。いかなるプローブも充分に大きな
ヒータを用いればすばやく加熱することはできる。然し
乍ら、プローブはこれが接触している組織によつてその
温度を下げることしかできない。これまでのプローブは
熱量が比較的大きいためにその周りの組織によつて充分
な速度でその温度を下げることができない。Recently, a small thermal probe that can be passed through an endoscope has been developed. This probe is from Gast, 1978.
Protell published in roenterology 74, 257-62
Their paper “The Heater Probe: A New Endoscopic Meth
od for Stopping Massive Gastro-Intestinal Bleedin
g ", the probe includes a heating coil attached to a small cylindrical body with a thermocouple. The thermocouple output is compared to a reference temperature level and the difference is used to preset the probe. The power to the probe is controlled so that it is at temperature, in use, the probe is heated to a preset value and exposed to the wound over a number of cycles, each about 1 second wide. May be applied directly to the bleeding site to turn on the probe and hold it there for a period of time after reaching the target temperature.The main problem with this latter technique is that The point is that the temperature of the probe itself cannot be lowered at a rate sufficient to reach the freezing temperature of the tissue and then prevent excessive penetration of heat into the tissue by thermal diffusion. For effective coagulation of
It is necessary to heat the bleeding site sufficiently. However, to prevent heat-induced necrosis, it is necessary that heat does not penetrate too deeply into the tissue. The only technique that can adequately heat the bleeding site without overly penetrating the tissue with heat is to heat the bleeding site at an elevated temperature for a very short time. Existing thermal probes cannot meet these requirements. The problem is not that the probe cannot be heated fast enough, but that the temperature of the probe cannot be reduced fast enough. Any probe can be heated quickly with a sufficiently large heater. However, the probe can only lower its temperature depending on the tissue it is in contact with. Since the amount of heat of the conventional probe is relatively large, the temperature of the probe cannot be lowered sufficiently due to the surrounding tissue.

別個の発熱素子を用いるのではなくプローブ本体自体に
電流を流すことによつて加熱されるような熱焼灼プロー
ブを設計する試みがなされている。このようなプローブ
の一例がJamshidi氏の米国特許第3,886,944号に開示さ
れている。このようなプローブの欠点は、第１に、満足
なプローブ材料が入手できないことと、第２に、プロー
ブ温度が均一でないことである。Attempts have been made to design thermal ablation probes that are heated by passing an electrical current through the probe body itself rather than using a separate heating element. An example of such a probe is disclosed in Jamshidi, US Pat. No. 3,886,944. The disadvantages of such a probe are, firstly, that no satisfactory probe material is available and, secondly, that the probe temperature is not uniform.

プローブ材料は多量の電力を消費するに充分な程抵抗値
が大きくなければならずそして組織やその他の物体によ
りプローブに加えられる力に耐えるに充分な程強度が高
くなければならないので、プローブ材料の選択は難し
い。Jamshidi氏のプローブはプローブ材料としてニクロ
ム合金又はステンレススチールを用いている。これらの
材料はいずれも抵抗率が比較的小さく、従つて相当量の
電流をプローブに流さなければプローブで充分な電力を
消費させることが困難である。大電流を必要とするプロ
ーブは或る場合には許容できるが、プローブを内視鏡に
通すべき場合には大電流という点で内視鏡のチヤンネル
より太いワイヤが必要とされるのでこのようなプローブ
は許容できない。実際上、抵抗値が約０．５オームより
小さいプローブでは、一般に、内視鏡に通すことのでき
る電力リードの電流より大きな電流を流せることが必要
となる。The probe material must be sufficiently high in resistance to dissipate a large amount of power and strong enough to withstand the forces exerted by the tissue or other objects on the probe. The choice is difficult. Jamshidi's probe uses nichrome alloy or stainless steel as the probe material. All of these materials have a relatively low resistivity, and thus it is difficult for the probe to consume sufficient power unless a significant amount of current is applied to the probe. A probe that requires a large current may be acceptable in some cases, but when a probe should be passed through an endoscope, a wire thicker than the endoscope channel is required in terms of a large current. Probe is not acceptable. In practice, a probe with a resistance less than about 0.5 ohm generally requires a current greater than that of the power lead that can be passed through the endoscope.

抵抗率の小さい材料でプローブを作る場合には、プロー
ブの抵抗値が大きくなるようにこの材料を非常に薄くす
るだけで比較的小さな電流で充分な電力を消費させるこ
とができる。然し、殻が非常に薄いプローブは臨床学的
な使用に耐えるに充分な強度がない。If the probe is made of a material having a low resistivity, it is possible to consume sufficient power with a relatively small current simply by making the material very thin so that the resistance value of the probe becomes large. However, very thin shell probes are not strong enough to withstand clinical use.

抵抗率の高い材料又は半導体材料の比較的厚い殻を有す
るプローブは、許容できる程度の小さな電流でも充分な
電力を消費することができる。然し乍ら、これらの特性
を有し然も安価で、加工しやすく且つ充分に強い材料は
入手できないと考えられる。A probe with a relatively thick shell of high resistivity material or semiconductor material can dissipate sufficient power even with an acceptably small current. However, it is considered that a material that has these characteristics and is inexpensive, easy to process, and sufficiently strong is not available.

上記の第２の欠点−プローブの温度が均一でない−はJa
mshidi氏の特許にも述べられている。Jamshidi氏のプロ
ーブでは、電流がプローブチップの中心から外方に流れ
そしてプローブの側面に沿つて流れる。電流密度−ひい
ては消費電力−はプローブの中心において最大であり、
ここから次第に変化してプローブの側面において最小と
なる。その結果、プローブの温度はプローブの中心にお
いて最高であり、ここから次第に低下する。The second drawback mentioned above-the temperature of the probe is not uniform-is
It is also mentioned in mshidi's patent. In Jamshidi's probe, current flows from the center of the probe tip outwards and along the sides of the probe. The current density-and thus the power consumption-is maximum at the center of the probe,
It gradually changes from here to the minimum on the side of the probe. As a result, the temperature of the probe is highest at the center of the probe and gradually decreases from here.

本発明の主たる目的は、すばやく加熱及び冷却できるに
充分な程熱容量が小さく、従つて熱による不当な壊死を
招くことなく血管組織を効果的に凝固するような熱焼灼
プローブを提供することである。It is a primary object of the present invention to provide a thermal ablation probe that has a sufficiently small heat capacity that it can be rapidly heated and cooled, thus effectively coagulating vascular tissue without causing undue necrosis by heat. .

本発明の別の目的は、所定時間付勢されこの間にプロー
ブへ送られる全エネルギを測定し表示するような熱プロ
ーブを提供することである。Another object of the present invention is to provide a thermal probe which is energized for a predetermined time and during which time the total energy delivered to the probe is measured and displayed.

本発明の別の目的は、比較的小さな電流で付勢される熱
焼灼プローブを提供することである。Another object of the present invention is to provide a thermal ablation probe that is energized with a relatively small current.

本発明の別の目的は、温度分布が均一で熱容量の低い焼
灼プローブを提供することである。Another object of the present invention is to provide an ablation probe having a uniform temperature distribution and a low heat capacity.

本発明の更に別の目的は、所定値のエネルギを受け、エ
ネルギが与えられる時間を測定して表示するような熱プ
ローブを提供することである。Yet another object of the present invention is to provide a thermal probe that receives a predetermined amount of energy and measures and displays the time at which the energy is applied.

本発明の更に別の目的は、非常に多数の比較的短い等エ
ネルギパルスの形式のエネルギを比較的短い時間中受け
るような熱容量の小さい焼灼プローブを提供することで
ある。Yet another object of the present invention is to provide an ablation probe having a low heat capacity which receives a large number of energies in the form of a large number of relatively short equal energy pulses for a relatively short period of time.

本発明の更に別の目的は、プローブの作用熱伝達部の温
度の指示を本来与えるような熱焼灼プローブの発熱素子
を提供することである。Yet another object of the present invention is to provide a heating element for a thermal ablation probe that inherently provides an indication of the temperature of the working heat transfer portion of the probe.

本発明の更に別の目的は、出血場所を容易に見分けられ
るように、焼灼を妨げることなく傷口からの血液を効果
的に洗浄するような熱焼灼プローブ用の洗浄装置を提供
することである。Yet another object of the present invention is to provide a cleaning device for a thermal ablation probe that effectively cleans the blood from the wound without disturbing the ablation so that the bleeding location can be easily identified.

本発明の更に別の目的は、凝固した組織にくつつくおそ
れのない熱焼灼プローブを提供することである。Yet another object of the present invention is to provide a thermal ablation probe that does not risk pricking into coagulated tissue.

本発明のこれら及び他の目的は、主として熱伝導によつ
て熱が伝達されるように発熱素子に直接熱接触される熱
容量の小さい作用熱伝達部を備えた電気付勢式の熱プロ
ーブによつて達成される。このプローブは３秒より短い
加熱時間中作動するヒータである。この加熱時間中には
組織を凝固するに充分な電力が熱伝達部に与えられ、熱
伝達部の熱容量は小さいので加熱時間の後すばやく冷却
することができる。ヒータの実効インピーダンスは０．
５オームより大きく、従つて内視鏡のチヤンネルに通す
ことのできる電力ラインによつてヒータを付勢すること
ができる。エネルギは非常に多数の比較的短いパルスの
形態で与えられ、各パルスは同じ量のエネルギをプロー
ブに与える。プローブは２つのモードのいずれかで使用
される。第１のモードにおいては、プローブに与えられ
るべきエネルギがプリセツトされそしてパルスが与えら
れた時間が表示される。従つて、与えられるべきエネル
ギを表わす数値がダウンカウンタにプリセツトされ、ダ
ウンカウンタのカウントがゼロになるまで各々の加熱パ
ルスごとにダウンカウンタが減少される。この時間中に
は、発振器がアツプカウンタに接続され、加熱パルスが
与えられた時間を指示するようにこのカウンタの内容が
表示される。第２のモードにおいては、加熱パルスをプ
ローブへ与える時間がプリセツトされ、プローブに与え
られたエネルギが表示される。従つて、パルスを与える
べき時間を表わす数値がダウンカウンタにプリセツトさ
れ、パルスが与えられる時にダウンカウンタのカウント
がゼロになるまで発振器がダウンカウンタに接続され
る。この間に、加熱パルスはアツプカウンタへ与えら
れ、加熱時間中にプローブへ与えられたエネルギを指示
するようにカウンタの内容が表示される。プローブの発
熱素子はツエナーダイオードや電子なだれダイオードの
ような制御ブレークダウンダイオードであるのが好まし
く、このようなダイオードは低電流での熱発散が良好で
あると共に、温度に依存するブレークダウン電圧を有し
ていてプローブ温度を電気的に指示する。プローブ温度
の指示は、プローブ温度が目標値を越えた場合にプロー
ブへの加熱パルスの付与を禁止するのに用いられる。プ
ローブ本体の周囲に離間された複数の噴水部によりプロ
ーブの側壁に沿つて軸方向に水が向けられ、出血場所か
らの血液を取り去る。更に、凝固した組織にプローブが
くつつくのを防止するようにプローブの端は特殊なコン
パウンドで被覆される。These and other objects of the present invention are directed to an electrically energized thermal probe having a working heat transfer portion having a small heat capacity that is in direct thermal contact with a heating element such that heat is transferred mainly by heat conduction. Will be achieved. This probe is a heater that operates during heating times of less than 3 seconds. During this heating time, sufficient electric power is applied to the heat transfer section to solidify the tissue, and the heat transfer section has a small heat capacity, so that it can be cooled quickly after the heating time. The effective impedance of the heater is 0.
The heater can be energized by a power line greater than 5 ohms and thus able to pass through the endoscope channel. Energy is provided in the form of a large number of relatively short pulses, each pulse providing the same amount of energy to the probe. The probe is used in one of two modes. In the first mode, the energy to be delivered to the probe is preset and the time the pulse is delivered is displayed. Therefore, a numerical value representing the energy to be applied is preset in the down counter and the down counter is decremented with each heating pulse until the count of the down counter reaches zero. During this time, the oscillator is connected to the up counter and the contents of this counter are displayed to indicate the time the heating pulse was applied. In the second mode, the time the heating pulse is applied to the probe is preset and the energy applied to the probe is displayed. Therefore, a numerical value representing the time to pulse is preset in the down counter and the oscillator is connected to the down counter until the count in the down counter reaches zero when the pulse is applied. During this time, heating pulses are applied to the up counter and the contents of the counter are displayed to indicate the energy applied to the probe during the heating time. The heating element of the probe is preferably a controlled breakdown diode, such as a Zener diode or an avalanche diode, which has good heat dissipation at low currents and has a temperature dependent breakdown voltage. The probe temperature electrically. The probe temperature indication is used to inhibit the application of heating pulses to the probe when the probe temperature exceeds a target value. Water is axially directed along the sidewall of the probe by a plurality of fountains spaced around the probe body to remove blood from the bleeding site. In addition, the ends of the probe are coated with a special compound to prevent the probe from picking into the coagulated tissue.

作動に際しては、２つの作動モードの一方が選択され、
そして選択されたモードに基づいて焼灼時間又は焼灼エ
ネルギがプリセツトされる。次いでプローブが冷えた状
態で傷に当てられ、スイツチが入れられて、プローブに
電力が与えられる。プローブの作用熱伝達部分は熱容量
が小さいので、傷を効果的に焼灼するに充分な温度にす
ばやく到達しそして電力を取り去るとすばやく温度が下
がり、余計な熱浸透を防止しひいては壊死を少なくする
ことができる。In operation, one of two operation modes is selected,
The ablation time or ablation energy is then preset based on the selected mode. The probe is then chilled, wounded, switched on and the probe powered. The working heat transfer part of the probe has a low heat capacity, so it quickly reaches a temperature sufficient to effectively cauterize the wound and then quickly cools down when power is removed to prevent excessive heat penetration and thus necrosis. You can

パルス式高速熱焼灼プローブを使用しているところが第
１図に示されている。このプローブは電源兼表示装置１
０を備え、これは拡大図で詳細に示されたスイツチ及び
インジケータを含むフロントパネル１２を有している。
特殊構造のカテーテル１４は電源兼表示装置１０から一
般のフアイバオブチツク内視鏡１８のヘツドピース１６
へと延びており、内視鏡１８は患者Ｐの口から例えば患
者の胃へと延び込んでいる。ヘツドピース１６は一般に
接眼レンズを含み、これを通して外科医Ｓは患者の身体
内窩洞を観察する。然し乍ら、ヘツドピース１６は一般
設計の種々の光学装置とインターフエイスされてもよ
い。これら装置は患者Ｐの胃の中のプローブ２２の位置
の像をスクリーン２０に形成する。内視鏡１８は、一般
に、患者の身体内器官に種々の装置を挿入できるように
フアイバオブチツク導波器と平行に延びる１つ以上の通
路即ちチヤンネルを備えている。カテーテル１４はこれ
らチヤンネルの１つを通して身体内器官内の内視鏡１８
の端へと延びる。外科医Ｓは、一般の内視鏡１８のヘツ
ドピース１６に一般的に配置されているアクチユエータ
ノブを操作することにより潰瘍のような傷に対してプロ
ーブ２２を配置する。当然ながら、内視鏡のチヤンネル
には直径に制約があり、従つてプローブへ電力を送る電
力リードの直径にも制約がある。実際には、電力リード
の直径は、少なくとも約０．５オームの抵抗値を有する
プローブへ焼灼に充分な電流を送ることのできる大きさ
に制限される。抵抗値の小さいプローブは、内視鏡に通
すことのできる電力リードが内視鏡を過度に加熱するこ
となく効果的に供給できる電流より大きな電流を受け取
らねばならない。The use of a pulsed rapid thermal ablation probe is shown in FIG. This probe is a power supply and display device 1
0, which has a front panel 12 including switches and indicators shown in detail in an enlarged view.
The catheter 14 having a special structure includes a power supply / display device 10 and a head piece 16 of a general fiber optic endoscope 18.
The endoscope 18 extends from the mouth of the patient P, for example, into the stomach of the patient. Headpiece 16 typically includes an eyepiece through which surgeon S views the patient's body cavity. However, the headpiece 16 may be interfaced with various optical devices of general design. These devices image on screen 20 the position of probe 22 in the stomach of patient P. The endoscope 18 generally comprises one or more passageways or channels extending parallel to the fiber optic waveguide to allow the insertion of various devices into the body organs of a patient. Catheter 14 passes through one of these channels to provide an endoscope 18 inside the body organ.
Extends to the edge of. Surgeon S positions probe 22 against an ulcer-like wound by manipulating an actuator knob that is typically located on headpiece 16 of a typical endoscope 18. Of course, the endoscope channel has a diameter limitation, and thus a diameter of the power lead that delivers power to the probe. In practice, the diameter of the power lead is limited to a size that can deliver sufficient current for ablation to a probe having a resistance of at least about 0.5 ohm. Low resistance probes must receive more current than the power lead that can be passed through the endoscope can effectively supply without overheating the endoscope.

フツトスイツチ２８もリード２９を経て電源兼表示装置
１０へ接続される。以下で詳細に述べるように、外科医
Ｓはプローブを傷に当てた後にフツトスイツチ２８を操
作してプローブ２２へ電力を送る。スイツチ２８と共働
する第２スイツチは、プローブへ洗浄流体を供給するよ
うに操作される。The foot switch 28 is also connected to the power supply / display device 10 via the lead 29. As described in detail below, the surgeon S operates the foot switch 28 to apply power to the probe 22 after the probe has been placed on the wound. The second switch, which cooperates with switch 28, is operated to supply a cleaning fluid to the probe.

第１図の拡大部分に最も良く示されたように、パネル１
２は装置１０へ電力を与えるためのオン−オフスイツチ
３０と、“時間”モード又は“エネルギ”モードのいず
れかを選択するモードスイツチ３２とを備えている。時
間モードにおいては、一般の指操作ホイールスイツチ３
４でプリセツトされた数値により決定された時間中加熱
パルスがプローブ２２へ送られる。この時間の終りに
は、この時間中にプローブ２２へ与えられた全エネルギ
が一般のデジタルインジケータ３６に示される。エネル
ギモードにおいては、スイツチ２８を作動するたびにプ
ローブへ送られるべきエネルギが指操作ホイールスイツ
チ３４によつて選択され、そしてパルスが送られた時間
がインジケータ３６に示される。いずれのモードにおい
ても加熱時間中のプローブの温度は温度制御ノブ３３に
よつて選択される。Panel 1 as best shown in the enlarged portion of FIG.
2 comprises an on-off switch 30 for powering the device 10 and a mode switch 32 for selecting either "time" mode or "energy" mode. In the time mode, general finger operation wheel switch 3
A heating pulse is sent to the probe 22 for a time period determined by the number preset in 4. At the end of this time, the total energy delivered to the probe 22 during this time is indicated on the general digital indicator 36. In the energy mode, the energy to be delivered to the probe each time the switch 28 is activated is selected by the finger-operated wheel switch 34, and the time at which the pulse is delivered is indicated by the indicator 36. In either mode, the temperature of the probe during the heating time is selected by the temperature control knob 33.

プローブ２２は第３図に組立てられた状態で示されてい
る。プローブ２２は、なめらかに丸み付けされた前端部
を有する細長い円筒殻４０と、多数の周囲方向に離間さ
れた洗浄流体ノズル４４を含む円筒本体４２とで構成さ
れる。カテーテル１４はプローブ２２の本体４２に当接
し、以下に詳細に述べるようにノズル４４へ洗浄流体を
供給すると共に、殻４０の内部発熱素子へ加熱パルスを
供給する。The probe 22 is shown in the assembled state in FIG. The probe 22 comprises an elongated cylindrical shell 40 having a smoothly rounded front end and a cylindrical body 42 containing a number of circumferentially spaced wash fluid nozzles 44. The catheter 14 abuts the body 42 of the probe 22 and supplies cleaning fluid to the nozzle 44 and heating pulses to the internal heating elements of the shell 40, as described in detail below.

プローブ２２の内部構造が第２図及び第５図に詳細に示
されている。この構造をプローブの製造手順に関連して
説明する。先ず初めに、同軸ケーブル５０の絶縁シース
５２の１部分をその下の同軸金属編組５４、同軸絶縁材
５６及び中心導体５８から切り取る。同様に、編組５４
をその下の絶縁材５６及び導体５８から切り取り、そし
て絶縁材５６をその下の導体５８から切り取る。その結
果、ケーブル５０の各々の部分が露出される。The internal structure of the probe 22 is shown in detail in FIGS. 2 and 5. This structure will be described in relation to the probe manufacturing procedure. First, a portion of the insulating sheath 52 of the coaxial cable 50 is cut off from the coaxial metallic braid 54, the coaxial insulating material 56, and the center conductor 58 below it. Similarly, braid 54
Is cut from the insulation 56 and conductor 58 below it, and the insulation 56 is cut from the conductor 58 below it. As a result, each portion of cable 50 is exposed.

上記のようにケーブル５０を処理した後、プローブ２２
の本体４２をケーブル５０上にゆるく滑り込ませ、そし
て絶縁材５６及び中心導体５８を同軸編組固定部６２の
ボア６０に挿入し、編組５４を編組固定部６２の後部の
円筒部内にゆるく嵌入する。次いで一般の手段により編
組５４をボア６０の壁に半田付けし、編組固定部６２を
ケーブル５０の編組５４へ電気的及び機械に接続する。After treating the cable 50 as described above, the probe 22
The main body 42 is loosely slid onto the cable 50, and the insulating material 56 and the center conductor 58 are inserted into the bore 60 of the coaxial braid fixing portion 62, and the braid 54 is loosely fitted into the rear cylindrical portion of the braiding fixing portion 62. Braid 54 is then soldered to the wall of bore 60 by conventional means, and braid retainer 62 is electrically and mechanically connected to braid 54 of cable 50.

次いでバネ取付部１０２を同軸中心導体５８に半田付け
し、バネ１００をバネ取付部１０２に半田付けする。次
いで、編組固定部６２を本体４２内へすべり込ませ、編
組固定部６２の弾性フインガ１０９を本体４２の内面に
摩擦係合させる。次いでこの組立体を垂直位置に置き、
バネ取付部１０２と編組固定部６２との間に少量のエポ
キシを塗布しシール７０を形成する。このシール７０は
電気絶縁を果たすと共にプローブの内部空胴に流体が入
り込むのを阻止するシールをなす。次いでテフロンシー
ル１０８を本体４２内へ押し込み、このシール１０８の
肩部が本体４２のフィンガ１１０に当たるようにする。
今やバネ１００はシール１０８の円筒基部１０６の内部
にあり、バネ１００の軸方向先端１０５はボア１０６か
らわずかに突出している。Next, the spring mounting portion 102 is soldered to the coaxial center conductor 58, and the spring 100 is soldered to the spring mounting portion 102. Next, the braid fixing portion 62 is slid into the main body 42, and the elastic finger 109 of the braid fixing portion 62 is frictionally engaged with the inner surface of the main body 42. Then place this assembly in a vertical position,
A small amount of epoxy is applied between the spring mounting portion 102 and the braid fixing portion 62 to form the seal 70. The seal 70 provides electrical insulation and a seal that prevents fluid from entering the internal cavity of the probe. The Teflon seal 108 is then pushed into the body 42 so that the shoulders of the seal 108 abut the fingers 110 of the body 42.
The spring 100 is now inside the cylindrical base 106 of the seal 108 and the axial tip 105 of the spring 100 projects slightly from the bore 106.

プローブ２２の後部部品を前記したように処理及び組み
立てた後、殻４０の内部部品を組み立てる。第５図に最
も良く示されたように、殻４０は一般的に中空であり、
薄い円筒側壁８２で取り囲まれた円筒空胴８０を形成し
ている。殻４０の前端は内実の半球状の熱伝達部８４で
あり、これは平らな丸い後面８６を有している。ツエナ
ーないしは電子なだれダイオード９０のような制御ブレ
ークダウンダイオードを後面８６に対して空胴８０内に
接着する。このダイオード９０は、ダイオードチツプ９
２と、このダイオードチツプの両面に接続された１対の
円柱導体９４、９６と、ダイオードチツプ９２及び導体
９４、９６を取り巻く絶縁被膜９８とを含んでいる。図
示された構造を有するダイオード９０を特別に製造する
こともできるが、ダイオード９０は円柱形状の市販のダ
イオードの端を切断することにより形成するのが好まし
い。更に簡単で且つ容易な技術は、市販のダイオードチ
ツプを後面８６に対して空胴８０に直接半田付けするこ
とであるが、薄膜抵抗器や一般のダイオードのような別
の発熱装置を使用してもよい。然し乍ら、このような別
の発熱装置は一般に同じ量の電力を消費するのに実質的
に多くの電流を必要とする。例えば、或る所与の電流に
対し、１４ボルトのツエナーダイオードは、０．７ボル
トの順方向ブレークダウン電圧を有するダイオードより
も約２０倍も多くの電力を消費する。After the rear parts of the probe 22 have been processed and assembled as described above, the inner parts of the shell 40 are assembled. As best shown in FIG. 5, the shell 40 is generally hollow,
A cylindrical cavity 80 is formed surrounded by a thin cylindrical side wall 82. The front end of the shell 40 is a solid hemispherical heat transfer portion 84, which has a flat rounded back surface 86. A control breakdown diode, such as a Zener or avalanche diode 90, is glued to the rear surface 86 in the cavity 80. This diode 90 is a diode chip 9
2, a pair of cylindrical conductors 94, 96 connected to both sides of the diode chip, and an insulating coating 98 surrounding the diode chip 92 and the conductors 94, 96. Although the diode 90 having the structure shown can be specially manufactured, the diode 90 is preferably formed by cutting the end of a commercially available cylindrical diode. A simpler and easier technique is to solder a commercially available diode chip directly to the cavity 80 against the back surface 86, but using another heating device such as a thin film resistor or a common diode. Good. However, such alternative heating devices generally require substantially more current to consume the same amount of power. For example, for a given current, a 14 volt Zener diode consumes about 20 times more power than a diode with a forward breakdown voltage of 0.7 volt.

ダイオード９０は先ず初めに熱伝達部分８４の後面８６
に半田を被着してから殻４０に取り付ける。この時には
一方のダイオード導体９４の露出面にも半田を被せ、そ
してダイオード９０を殻４０の中央に配置するように好
ましくは整列ジグを用いて殻４０内に配置する。次いで
殻４０を加熱して後面８６の半田及びダイオード導体９
４の半田を溶融させる。かくてダイオード９０は熱伝達
部分８４と直接熱接触し、従つて熱は放射ではなく主と
して伝導によつてダイオード９０から熱伝達部８４へと
伝達される。The diode 90 first has a rear surface 86 of the heat transfer portion 84.
Solder is applied to and then attached to the shell 40. At this time, the exposed surface of one diode conductor 94 is also covered with solder, and the diode 90 is arranged in the shell 40, preferably using an alignment jig so as to be arranged in the center of the shell 40. The shell 40 is then heated to solder the rear surface 86 and the diode conductor 9
4. Melt solder No. 4. Thus, the diode 90 is in direct thermal contact with the heat transfer portion 84, so that heat is transferred from the diode 90 to the heat transfer portion 84 primarily by conduction rather than radiation.

ダイオード９０を殻４０内に半田付けした後に、殻４０
の外面を光沢仕上げし、次いで銅及び金をメツキする。
更に、組織が凝固した後に殻８２が組織にくつつくのを
防止するため殻の外面には形状合致被膜が付着される。
この被膜は好ましくはDow-Corning社で販売されている
型式Ｒ−４−３１１７であり、これは印刷回路板を湿気
や摩耗から守るために通常使用されているものである。
この形状合致被膜をプローブに良好に付着させるために
は、Dow Corning１２０４の下地の上にこの被膜を付着
すべきである。或いは又、組織に対するプローブの熱伝
達特性は良好であるが、凝固した組織に非常にくつつき
やすい場合には、形状合致被膜なしで下地のみを用いて
もよい。After soldering the diode 90 into the shell 40,
The outer surface of the is polished and then plated with copper and gold.
In addition, a conformal coating is applied to the outer surface of the shell to prevent the shell 82 from picking into the tissue after the tissue has solidified.
This coating is preferably of the type R-4-3117, sold by Dow-Corning, which is commonly used to protect printed circuit boards from moisture and abrasion.
In order for the conformal coating to adhere well to the probe, it should be deposited on the Dow Corning 1204 substrate. Alternatively, if the heat transfer properties of the probe to the tissue are good but the coagulated tissue is very prone to pecking, then only the substrate without a conformal coating may be used.

最後の組立段階では、本体４２の弾性フインガ１１０が
殻４０の内面８２に摩擦係合するまで殻４０を後方に動
かす。最後に、第３図及び第５図に示したように、ケー
ブル５０をゆるく包囲しているカテーテル１１２を、本
体４２の後縁に沿つて形成された肩部１１４（第５図）
にすべり込ませ、プローブの組立体が完成する。In the final assembly step, the shell 40 is moved rearward until the elastic fingers 110 of the body 42 frictionally engage the inner surface 82 of the shell 40. Finally, as shown in FIGS. 3 and 5, a catheter 112 that loosely surrounds the cable 50 has a shoulder 114 (FIG. 5) formed along the rear edge of the body 42.
Slide it in to complete the probe assembly.

洗浄流体はケーブル５０を取り巻くカテーテル１１２を
通して圧送され、ノズル４４の後部開口に入る。次いで
洗浄流体は殻４０の側面に沿つて軸方向に流れて、傷か
らの血液を洗浄し、凝固を必要とする出血場所を見分け
易くする。洗浄流体をプローブへ送るには、色々な市販
のポンプが用いられる。然し乍ら、流体をパルス式に与
えて、洗浄流体パルスと洗浄流体パルスとの間に充分な
出血を許し、出血場所を見やすくするのが好ましい。The wash fluid is pumped through the catheter 112 surrounding the cable 50 and enters the rear opening of the nozzle 44. The irrigation fluid then flows axially along the sides of the shell 40 to cleanse the blood from the wound and help identify bleeding sites that require coagulation. Various commercially available pumps are used to deliver the cleaning fluid to the probe. However, it is preferred that the fluid be applied in a pulsed manner to allow sufficient bleeding between irrigation fluid pulses to facilitate visualization of the bleeding site.

洗浄流体は殻の外面に沿つて流すのが非常に好都合であ
るが、その理由は次の通りである。先ず第１に、洗浄流
体をこのように流せば、プローブの熱伝達部分８４と、
凝固さるべき組織との間には洗浄流体が流れない。従つ
て、洗浄流体がプローブから組織への熱伝達を妨げるこ
とがない。第２に、洗浄流体をこのように流せば、組織
に接触しない面、ひいては流体の流れを妨げるように組
織によつてふさがれることのない面に沿つて洗浄流体が
流れる。更に、洗浄流体をこのように流せば、流体は充
分に広い面域にわたつて広がり、流体が集中して流され
た場合に生じることのある組織の損傷が防止される。It is very convenient for the cleaning fluid to flow along the outer surface of the shell for the following reasons. First of all, such a flow of cleaning fluid causes the heat transfer portion 84 of the probe to
No rinsing fluid flows into and out of the tissue to be coagulated. Therefore, the irrigation fluid does not interfere with heat transfer from the probe to the tissue. Second, such flushing fluid flow causes the flushing fluid to flow along surfaces that are not in contact with the tissue and, thus, are not blocked by the tissue to impede the flow of fluid. Further, such flushing fluid flow spreads over a sufficiently large area to prevent tissue damage that may occur if the fluid is concentrated and flushed.

プローブを組み立てた状態においては、導体バネ１００
が若干圧縮され、従つて先端１０５は導体９６に強く接
触する。ダイオード導体９４は殻４０に接続され、次い
で本体４２及び編組固定部６２を経て編組５４に接続さ
れる。従つて、ケーブル５０の中心導体５８と編組５４
との間に電流パルスが与えられた時には、半導体接合部
９２に電流が流れ、熱伝達部８４をすばやく加熱させ
る。熱伝達部８４の熱容量は小さいので、この部分８４
はすばやく目標温度に上昇するだけではなく、加熱パル
スがもはやプローブ２２に与えられなくなつた後はすば
やくその温度が下がる。When the probe is assembled, the conductor spring 100
Is slightly compressed, so that the tip 105 strongly contacts the conductor 96. The diode conductor 94 is connected to the shell 40 and then to the braid 54 via the body 42 and the braid retainer 62. Therefore, the center conductor 58 of the cable 50 and the braid 54
When a current pulse is applied between and, a current flows through the semiconductor junction portion 92 to heat the heat transfer portion 84 quickly. Since the heat capacity of the heat transfer portion 84 is small, this portion 84
Not only quickly rises to the target temperature, but also quickly drops after the heating pulse is no longer applied to the probe 22.

加熱パルスを発生する回路が第４Ａ図及び第４Ｂ図に示
されている。先ず初めに第４Ｂ図を説明すれば、フツト
スイツチ２８は、その“オフ”位置にある時は、ナンド
ゲート２００、２０２により形成されたセツト−リセツ
トフリツプ−フロツプの一方の入力に論理低レベルを与
える。従つて、ナンドゲート２００の出力は高レベルで
あるが、ナンドゲート２０２の出力は低レベルである。
というのは、その他方の入力が抵抗２０４を介して高レ
ベルにバイアスされているからである。スイツチ２８を
“オフ”位置から動かすと、ナンドゲート２００の出力
はナンドゲート２０２の低レベル出力によつて高レベル
に保持される。スイツチ２８を“オン”位置へ入れる
と、ナンドゲート２０２の入力は高レベルとなり、従つ
てナンドゲート２００の出力は低レベルとなる。ナンド
ゲート２００の出力のこの負に向かう遷移はキヤパシタ
２０８によつて微分され、フリツプ−フロツプ２１０の
プリセツト（PS）端子へ与えられる（このプリセツト端
子は抵抗２１２により通常は高レベルに保たれてい
る。）従つて、フリツプ−フロツプ２１０のＱ出力が高
レベルとなり、作動可能化信号ENABLEが発生される。ス
イツチ２８がその“オフ”位置へ戻されてもう一度その
“オン”位置に入れられるまではナンドゲート２００の
出力に負に向かう遷移が発生されないことに注意された
い。従つて、スイツチ２８がその“オン”位置に達した
時にスイツチ２８に接点のはね返りが生じても、回路の
作動には何ら影響がない。The circuit for generating the heating pulse is shown in FIGS. 4A and 4B. Referring first to FIG. 4B, foot switch 28, when in its "off" position, provides a logic low level to one input of the set-reset flip-flop formed by NAND gates 200,202. Therefore, the output of the NAND gate 200 is at a high level, but the output of the NAND gate 202 is at a low level.
This is because the other input is biased high through resistor 204. When switch 28 is moved from the "off" position, the output of NAND gate 200 is held high by the low output of NAND gate 202. When switch 28 is placed in the "on" position, the input of NAND gate 202 is high and thus the output of NAND gate 200 is low. This negative going transition of the output of NAND gate 200 is differentiated by capacitor 208 and applied to the preset (PS) terminal of flip-flop 210 (which is normally held high by resistor 212). Thus, the Q output of flip-flop 210 goes high and the enable signal ENABLE is generated. Note that no negative going transition occurs at the output of NAND gate 200 until switch 28 is returned to its "off" position and once again brought to its "on" position. Thus, contact bounce on switch 28 when switch 28 reaches its "on" position has no effect on the operation of the circuit.

フリツプ−フロツプ２１０により発生されたENABLE信号
は多数の機能を果たす。先ず第１に、この信号は、指操
作ホイールスイツチ３４ａ、３４ｂ、３４ｃによつて数
値が選択されるカスケード接続カウンタ２２０ａ、２２
０ｂ、２２０ｃをプリセツトする。これらカウンタ２２
０へのデータ入力は抵抗２２２を介して通常は低レベル
に保持されているが、これらのラインはスイッチ３４に
よつて高レベルに入れられ、各カウンタ２２０ａ、２２
０ｂ、２２０ｃに与えられるBCD数値が電源兼表示装置
１０のパネル１２に現われる１０進数に対応するように
される。The ENABLE signal generated by flip-flop 210 serves multiple functions. First of all, this signal is a cascaded counter 220a, 22 whose numerical value is selected by the finger operated wheel switches 34a, 34b, 34c.
0b and 220c are preset. These counters 22
The data input to 0 is normally held low through resistor 222, but these lines are brought high by switch 34 and each counter 220a, 22a.
The BCD values given to 0b and 220c are made to correspond to the decimal numbers appearing on the panel 12 of the power supply / display device 10.

又、ENABLE信号は、ワンシヨツトで構成された同期発振
器２２６を作動可能にし、この発振器は抵抗２２７及び
キヤパシタ２２９の時定数並びに抵抗２３１及びキヤパ
シタ２３３の時定数により決定された周波数をもつパル
ス列を発生する。又、ENABLE信号は作動可能にされたナ
ンドゲート２２８によつて反転されて、負に向う遷移と
なり、これはキヤパシタ２３０及び抵抗２３２によつて
微分されて負に向うリセツトパルスとなり、これにより
カウンタ２３４ａ、２３４ｂ、２３４ｃがリセツトされ
る。従つて、フツトスイツチ２８を作動すると、アツプ
カウンタ２３４ａ、２３４ｂ、２３４ｃはリセツトさ
れ、ダウンカウンタ220ａ、２２０ｂ、２２０ｃは指操
作ホイールスイツチ３４ａ、３４ｂ、３４ｃにより選択
された数値でプリセツトされ、そして発振器２２６によ
りダウンカウンタ２２０ａ、２２０ｂ、２２０ｃのカウ
ントを減少し始めることができる。The ENABLE signal also enables a one-shot synchronous oscillator 226 which produces a pulse train having a frequency determined by the time constants of resistor 227 and capacitor 229 and the time constants of resistor 231 and capacitor 233. . The ENABLE signal is also inverted by the enabled NAND gate 228 into a negative going transition, which is differentiated by the capacitor 230 and resistor 232 into a negative going reset pulse, which causes the counter 234a, 234b and 234c are reset. Accordingly, upon activation of foot switch 28, up counters 234a, 234b, 234c are reset, down counters 220a, 220b, 220c are pre-set to the values selected by finger-operated wheel switches 34a, 34b, 34c, and oscillator 226 is used. The count of the down counters 220a, 220b, 220c can start to decrement.

さて第４Ａ図について説明すれば、ENABLE信号はナンド
ゲート２４０にも送られて、プローブ２２への加熱信号
の供給を開始させる。ナンドゲート２４０の他方の入力
が高レベルであると仮定すれば、ENABLE信号の低−高レ
ベル遷移によりフリツプ−フロツプ２４２がセツトさ
れ、その出力が低レベルとなる。従つて抵抗２４４及
び発光ダイオード２４６に電流が流れる。発光ダイオー
ド２４６はホトトランジスタ２４８に光学的に結合され
ており、このホトトランジスタは飽和してトランジスタ
２５０を飽和状態へと駆動し、従つて負の電源電圧が非
常にインピーダンスの低い抵抗２５２を経てダイオード
９０に直結される。ダイオード９０に印加される電圧
は、電圧分割器の形態に構成された抵抗２５６、２５８
によつて減衰された後に、一般の集積回路乗算器２５４
へも印加される。抵抗２５２の反対の端子の電圧（これ
は電流通流ダイオード９０の作用によりダイオード９０
の電圧より大きい）も、同様に、電圧分割器として構成
された抵抗２６０、２６２によつて減衰された後に乗算
器２５４へ印加される。乗算器２５４は、ダイオード９
０に印加される電圧と、抵抗２５２にまたがる電圧との
積に比例した電圧を発生する。抵抗２５２にまたがる電
圧はダイオード９０に流れる電流に比例するので、乗算
器２５４の出力の電圧はダイオード９０に与えられる電
力に比例する。この電力信号は抵抗266を経て演算増巾
器２６４へ送られる。この演算増巾器のフイードバツク
路にはキヤパシタ２６８が接続されており、従つてこの
演算増巾器は積分器として働く。従つて、演算増巾器２
６４の出力の積分された電力信号は、最後のカウントパ
ルスCOUNTの終了からダイオード９０に与えられたエネ
ルギに比例する電圧である。演算増巾器264の出力のこ
のエネルギ信号は、比較器２８０により、ポテンシヨメ
ータ２８２で発生されたエネルギ基準信号と比較され
る。ダイオード９０に与えられたエネルギがポテンシヨ
メータ２８２で決定された値より大きい時には、比較器
２８０の出力が低レベルとなり、抵抗２８６を介してワ
ンシヨツト回路２８４を作動させる。このワンシヨツト
回路２８４のトリガ入力は抵抗２８８及び２８６を介し
て通常は高レベルに保持される。ワンシヨツト回路２８
４は、抵抗２９０及びキヤパシタ２９２の時定数により
決定された所定の時間中、フリツプ−フロツプ２４２を
クリヤし即ち作動不能にする。Referring now to FIG. 4A, the ENABLE signal is also sent to NAND gate 240 to initiate the supply of heating signal to probe 22. Assuming the other input of NAND gate 240 is high, the low-high transition of the ENABLE signal causes flip-flop 242 to set and its output to go low. Therefore, a current flows through the resistor 244 and the light emitting diode 246. The light emitting diode 246 is optically coupled to the phototransistor 248, which saturates and drives the transistor 250 into saturation, so that the negative supply voltage passes through the very low impedance resistor 252 to the diode. Directly connected to 90. The voltage applied to the diode 90 is generated by resistors 256, 258 configured in the form of a voltage divider.
After being attenuated by the general integrated circuit multiplier 254
Is also applied to. The voltage at the opposite terminal of resistor 252 (which is due to the action of current-carrying diode 90)
Is also applied to the multiplier 254 after being attenuated by resistors 260, 262 configured as voltage dividers. The multiplier 254 has a diode 9
A voltage proportional to the product of the voltage applied to 0 and the voltage across resistor 252 is generated. Since the voltage across resistor 252 is proportional to the current flowing in diode 90, the voltage at the output of multiplier 254 is proportional to the power provided to diode 90. This power signal is sent to the operational amplifier 264 via the resistor 266. A capacitor 268 is connected to the feed back path of the operational amplifier and accordingly the operational amplifier operates as an integrator. Therefore, the arithmetic amplifier 2
The integrated power signal at the output of 64 is a voltage proportional to the energy provided to diode 90 since the end of the last count pulse COUNT. This energy signal at the output of operational amplifier 264 is compared by comparator 280 to the energy reference signal generated by potentiometer 282. When the energy applied to diode 90 is greater than the value determined by potentiometer 282, the output of comparator 280 goes low, actuating one-shot circuit 284 via resistor 286. The trigger input of this one-shot circuit 284 is normally held high through resistors 288 and 286. One-shot circuit 28
4 clears or disables flip-flop 242 for a predetermined period of time determined by the time constant of resistor 290 and capacitor 292.

この作動不能の時間中、フリツプ−フロツプ２４２の
出力は高レベルであり、従つて増巾器２９４をその負の
供給レベルにする。この負電圧はダイオード２９８を逆
バイアスし、ＦＥＴトランジスタ２９６のゲートを浮遊
状態にさせる。従つてＦＥＴ２９６のソース−ドレイン
インピーダンスは相当に減少され、キヤパシタ２６８が
放電されると共に電力信号積分器２６４の出力がゼロ電
圧に減少される。このCOUNTパルスの終りには（ワンシ
ヨツト回路２８４で決定された作動不能時間の後）、フ
リツプ−フロツプ２４２の出力が再び低レベルとな
り、増巾器２９４の出力を浮遊状態にし、従つてＦＥＴ
２９６のゲートは抵抗３００を介して高レベルに保持さ
れる。この時は、ＦＥＴ２９６のソース−ドレインイン
ピーダンスが充分に高くなり、増巾器２６４は入力電力
信号を再び積分できるようになる。従つて、増巾器２９
４はレベルコンバータとして働いて、フリツプ−フロツ
プ２４２の論理回路を、FET296の所要電圧レベルに適合
させる。増巾器２９４は、電圧分割器の形態に構成され
た抵抗３０２、３０４により決定された電圧において２
つの電圧レベル間でスイツチングする。During this inoperative time, the output of flip-flop 242 is high, thus causing amplifier 294 to reach its negative supply level. This negative voltage reverse biases diode 298, leaving the gate of FET transistor 296 floating. Thus, the source-drain impedance of FET 296 is significantly reduced, discharging capacitor 268 and reducing the output of power signal integrator 264 to zero voltage. At the end of this COUNT pulse (after the inoperative time determined by the one-shot circuit 284), the output of flip-flop 242 goes low again, leaving the output of the amplifier 294 in a floating state, and thus the FET.
The gate of 296 is held high through resistor 300. At this time, the source-drain impedance of FET 296 becomes sufficiently high to allow amplifier 264 to integrate the input power signal again. Therefore, the amplifier 29
4 acts as a level converter and adapts the flip-flop 242 logic to the required voltage level of FET 296. The amplifier 294 is 2 at the voltage determined by the resistors 302, 304 configured in the form of a voltage divider.
Switching between two voltage levels.

５０マイクロ秒の作動不能時間の終りに、フリツプ−フ
ロツプ２４２は再びセツトされ、従つてトランジスタ２
４８、２５０を再び飽和させ、ダイオード９０へ電力を
与えるようにする。従つて、フリツプ−フロツプ２４２
のセツト端子に論理“０”が与えられる限り、測定され
た量のエネルギがパルス列としてダイオード９０へ順次
に与えられることが明らかであろう。At the end of the 50 microsecond down time, flip-flop 242 is reset, thus causing transistor 2
Let 48, 250 saturate again to power diode 90. Therefore, the flip-flop 242
It will be apparent that a measured amount of energy is sequentially applied to the diode 90 as a pulse train as long as a logic "0" is applied to the set terminals of the.

回路作動の以上の説明から、作動サイクル中にはナンド
ゲート２４０への両入力が論理“１”であることが予想
される。ダイオード９０の温度がプリセツト値より低い
限り常にこのような状態になるであろう。然し乍ら、ダ
イオード９０の温度が所定値を越えた場合にはナンドゲ
ート２４０が作動不能にされる。従つて、電流パルスが
ダイオード９０に繰り返し与えられるにつれて、プロー
ブ２２の温度は迅速に所定値まで上昇して、そして所定
の温度レベルに達すると、この温度を一定に保つように
低い周波数でパルスがダイオード９０に与えられる。From the above description of circuit operation, it is expected that both inputs to NAND gate 240 will be a logic "1" during the operating cycle. This will always be the case as long as the temperature of diode 90 is below the preset value. However, if the temperature of diode 90 exceeds a predetermined value, NAND gate 240 will be disabled. Thus, as the current pulse is repeatedly applied to the diode 90, the temperature of the probe 22 quickly rises to a predetermined value, and when a predetermined temperature level is reached, the pulse is pulsed at a low frequency to keep this temperature constant. It is provided to the diode 90.

この特徴によれば、トランジスタ２５０のベースとエミ
ツタとの間にバイパス抵抗３０１が配置されており、ト
ランジスタ２４８及び２５０がカツトオフされた時にダ
イオード９０にわずかな電流が流れるようになつてい
る。ダイオード９０は電子なだれダイオードであるのが
好ましく、その逆方向ブレークダウン電圧はその温度に
比例するのが好ましい。従つて、抵抗２５６と２５８と
の間の電圧（これは温度比較器３０２へ印加される）が
ダイオード９０の温度の尺度となる。この温度フイード
バツク電圧は、抵抗３０３、３０６、ポテンシヨメータ
３０８、３１０及び温度制御ポテンシヨメータ３３によ
り決定された基準電圧に対して比較される。ポテンシヨ
メータ３０８は電界効果トランジスタ３１２のバイア
ス、ひいては温度対電圧曲線の傾斜を調整するように変
えられる。ポテンシヨメータ３１０は、この曲線上の０
℃交点をセツトし、ひいては温度セレクタ３３を校正す
るように調整される。比較器３０２への正入力の電圧に
より指示される温度が、ポテンシヨメータ３３でセツト
されたレベルを越えると、比較器の出力は低レベルとな
り、抵抗３１６を経てナンドゲート２４０の入力に低レ
ベル信号が与えられる。その後は、温度がプリセツト値
より下がるまでは、ダイオード９０にそれ以上の電流パ
ルスが送られることはない。温度がプリセツト値より下
がると、温度比較器３０２が論理“１”を発生し、ナン
ドゲート２４０を作動可能にする。According to this feature, the bypass resistor 301 is arranged between the base of the transistor 250 and the emitter so that a slight current flows through the diode 90 when the transistors 248 and 250 are cut off. The diode 90 is preferably an avalanche diode and its reverse breakdown voltage is preferably proportional to its temperature. Therefore, the voltage between resistors 256 and 258, which is applied to temperature comparator 302, is a measure of the temperature of diode 90. This temperature feedback voltage is compared against a reference voltage determined by resistors 303, 306, potentiometers 308, 310 and temperature control potentiometer 33. The potentiometer 308 is varied to adjust the bias of the field effect transistor 312 and thus the slope of the temperature-voltage curve. The potentiometer 310 is 0 on this curve.
Adjustments are made to set the ° C intersection and thus calibrate the temperature selector 33. When the temperature indicated by the voltage on the positive input to the comparator 302 exceeds the level set by the potentiometer 33, the output of the comparator goes low and the low level signal to the input of the NAND gate 240 via resistor 316. Is given. Thereafter, no further current pulses are delivered to diode 90 until the temperature drops below the preset value. When the temperature drops below the preset value, the temperature comparator 302 generates a logic "1", enabling the NAND gate 240.

さて第４Ｂ図を参照すれば、スイツチ３２ａが図示され
たように“エネルギ”位置にある時は、電流パルスがダ
イオード９０に与えられるたびに発生されるCOUNTパル
スが、作動可能にされているナンドゲート３３０によつ
て反転され、そして一連のカスケード接続されたカウン
タ２３４ａ、２３４ｂ、２３４ｃの第１カウンタ２３４
ａに与えられる。これらのカウンタ２３４はスイツチ２
８が最初に作動された時にENABLE信号の先縁によつてゼ
ロにリセツトされていることを想起されたい。ダイオー
ド９０への各電流パルスの終りに、カウンタ２３４はCO
UNTパルスによつて増加される。従つて、カウンタ２３
４の内容は、ENABLEパルス中にダイオード９０に与えら
れた全エネルギの指示となる。カウンタ２３４は、ダイ
オード９０に与えられたエネルギを常時指示するフロン
トパネルの３桁読出装置３６を駆動する。Referring now to FIG. 4B, when switch 32a is in the "energy" position as shown, the COUNT pulse generated each time a current pulse is applied to diode 90 causes the NAND gate to be enabled. A first counter 234 of a series of cascaded counters 234a, 234b, 234c that is inverted by 330.
given to a. These counters 234 are switches 2
Recall that when 8 was first activated, it was reset to zero by the leading edge of the ENABLE signal. At the end of each current pulse to diode 90, counter 234 causes CO
Increased by UNT pulse. Therefore, the counter 23
The content of 4 is an indication of the total energy applied to diode 90 during the ENABLE pulse. The counter 234 drives the front panel 3-digit reading device 36 that constantly indicates the energy given to the diode 90.

ENABLE信号が存在する限り、電流パルスが電流パルスが
ダイオード９０に与えられる周波数には拘りなく発振器
２２６はタイミングパルスを発生し続ける。スイツチ３
２ｂが図示された“エネルギ”位置にある時には、これ
らのパルスが一連のダウンカウンタ２２０ａ、２２０
ｂ、２２０ｃの第１カウンタ２２０ａに送られる。上記
したように、ENABLEパルスの先縁により、カウンタ２２
０には、フロントパネル１２の指操作ホイールスイツチ
３４で選択された数値に対応する数値がプリセツトされ
る。従つてカウンタ２２０はこの数値からカウントゼロ
に達するまでカウントダウンし始める。カウンタ２２０
ｃからゼロカウントが発生されると、作動可能にされて
いるナンドゲート３３２の出力が高レベルとなり、これ
によりフリツプ−フロツプ２１０のデータ入力(D)の論
理“０”がそのＱ出力に与えられ、ENABLEパルスが終わ
りとなる。ENABLEラインは今や論理“０”となり、従つ
て発振器２２６が作動不能にされ、カウンタ２２０ａ、
２２０ｂ、２２０ｃはもはや減少されない。又、ENABLE
ラインが低レベルになると、フリツプ−フロツプ２４２
（第４Ａ図）のセツト入力が低レベルでなくなり、従つ
てその出力を高レベルに保つようにし、COUNTパルス
の発生を阻止する（さもなくば、更に電流パルスがダイ
オード９０に送られてカウンタ２３４ａ、２３４ｂ、２
３４ｃを増加してしまう）。従つて、スイツチ３２が図
示された“時間”位置にある時には、電流パルスがダイ
オード９０に与えられる時間巾がスイツチ３４により選
択され、この時間中にダイオード９０に与えられた全エ
ネルギ量がフロントパネルの３桁表示装置３６によつて
指示されることが明らかであろう。As long as the ENABLE signal is present, the oscillator 226 will continue to generate timing pulses regardless of the frequency at which the current pulses are applied to the diode 90. Switch 3
When 2b is in the "energy" position shown, these pulses cause a series of down counters 220a, 220a.
b, 220c to the first counter 220a. As described above, the leading edge of the ENABLE pulse causes the counter 22 to
A value corresponding to the value selected by the finger operation wheel switch 34 of the front panel 12 is preset to 0. Therefore, the counter 220 starts counting down from this value until the count reaches zero. Counter 220
When a zero count is generated from c, the output of the enabled NAND gate 332 goes high, which provides a logic "0" at the data input (D) of flip-flop 210 to its Q output. ENABLE pulse ends. The ENABLE line is now at logic "0", thus disabling oscillator 226, counter 220a,
220b and 220c are no longer reduced. Also, ENABLE
Flip-flop 242 when line goes low
The set input of FIG. 4A goes low, thus keeping its output high, preventing the generation of a COUNT pulse (other current pulses are sent to diode 90 to counter 234a). 234b, 2
34c will be increased). Thus, when the switch 32 is in the illustrated "time" position, the time duration over which the current pulse is applied to the diode 90 is selected by the switch 34, and the total amount of energy applied to the diode 90 during this time is determined by the front panel. It will be clear that this is indicated by the 3 digit display 36 of.

スイツチ３２を“エネルギ”モードに戻すと、発振器２
２６からのタイミングパルスがアツプカウンタ２３４へ
与えられ、一方、各加熱パルスに対して発生されるCOUN
Tパルスがダウンカウンタ２２０へ与えられる。従つ
て、この“エネルギ”モードにおいては、ダイオード９
０へ与えられるべき全エネルギがスイツチ３４により選
択され、一方、エネルギがダイオード９０に与えられた
時間がフロントパネルの３桁読み出し装置３６により指
示される。When the switch 32 is returned to the "energy" mode, the oscillator 2
The timing pulses from 26 are provided to the up counter 234, while the COUN generated for each heating pulse.
The T pulse is given to the down counter 220. Therefore, in this "energy" mode, the diode 9
The total energy to be applied to 0 is selected by switch 34, while the time the energy is applied to diode 90 is dictated by the front panel 3-digit reader 36.

プローブ２２の使用中には、プローブ２２に与えられる
加熱パルスが終つたかどうかは目で見てもわからない。
従つて、プローブを傷から取り去るべき時を外科医に知
らせるために可聴警報器が設けられている。従つて、第
４Ｂ図に示されたように、フリツプ−フロツプ２１０の
出力がワンシヨツト回路３４０及びナンドゲート３４
２へ与えられる。ナンドゲート３４２の出力は“ソナラ
ート（SONALERT）”として一般に知られている可聴警報
器３４４へ送られる。During use of the probe 22, it is not visible to the eye whether the heating pulse applied to the probe 22 has ended.
Accordingly, an audible alarm is provided to inform the surgeon when the probe should be removed from the wound. Therefore, as shown in FIG. 4B, the output of flip-flop 210 is one-shot circuit 340 and NAND gate 34.
Given to 2. The output of NAND gate 342 is sent to an audible alarm 344, commonly known as a "SONALERT".

ENABLEパルスが開始される前は、フリツプ−フロツプ２
１０の出力及びワンシヨツト回路３４０の出力がどち
らも高レベルであり、ナンドゲート３４２の出力は低レ
ベルに保たれ、“ソナラート”３４４には電流が流れな
い。ENABLEパルスが生じると、ナンドゲート３４２が作
動可能にされ、その出力が高レベルとなり、“ソナラー
ト”３４４をオンにする。ENABLEパルスが終わると、フ
リツプ−フロツプ２１０の出力が高レベルとなつてワ
ンシヨツト回路３４０をトリガするが、その出力が低レ
ベルであり、フリツプ−フロツプ２１０の出力から高
レベル入力が送られるにも拘らず、ナンドゲート３４２
を不作動状態に保つ。抵抗３４６及びキヤパシタ３４８
により決定された時間の後にワンシヨツト回路340の出
力が高レベルになると、ナンドゲート３４２は再び作動
可能にされて、その出力を低レベルにセツトし、“ソナ
ラート”３４４をオフにする。従つて、“ソナラート”
３４４は、ENABLEパルスの時間中及び抵抗３４６及びキ
ヤパシタ348により決定された追加時間中作動する。こ
の追加時間は、プローブが傷に接触した状態で、プロー
ブと組織との界面の温度が組織の変性温度より下がるの
に要する時間を含む１つの完全なサイクルが確実に行な
われるようにするものである。これは一般に約０．２秒
である。Flip-flop 2 before the ENABLE pulse starts
Both the output of 10 and the output of one-shot circuit 340 are high, the output of NAND gate 342 is held low, and no current flows through "sonalate" 344. When the ENABLE pulse occurs, the NAND gate 342 is enabled and its output goes high, turning on the "sonalate" 344. When the ENABLE pulse ends, the output of flip-flop 210 goes high, triggering one-shot circuit 340, but its output is low, despite the high-level input sent from the output of flip-flop 210. No, Nand Gate 342
Keep inactive. Resistor 346 and Capacitor 348
When the output of the one-shot circuit 340 goes high after a time determined by, the NAND gate 342 is re-enabled, setting its output low and turning off the "sonarato" 344. Therefore, “Sonarat”
344 is activated during the ENABLE pulse and during the additional time determined by resistor 346 and capacitor 348. This additional time ensures that one complete cycle, including the time required for the probe-tissue interface temperature to drop below the tissue denaturation temperature, with the probe in contact with the wound. is there. This is generally about 0.2 seconds.

フツトスイツチ２８は第２のスイツチ接点２８′も備え
ており、このスイツチ接点２８′は、これが閉じると、
プローブへ洗浄流体を供給する一般の流体ポンプ３６０
に電力を与える。前記したように、ポンプ３６０はパル
ス式に作動し、流体パルスと流体パルスとの間に出血場
所を見分けるに充分な時間をとるように作動するのが好
ましい。Foot switch 28 also includes a second switch contact 28 'which, when closed, provides
A general fluid pump 360 for supplying a cleaning fluid to the probe
Give power to. As mentioned above, the pump 360 operates in a pulsed manner, preferably with sufficient time between fluid pulses to identify the bleeding site.

作動に際し、内視鏡操作者である外科医は先ず最初に内
視鏡１８のチヤンネルにカテーテル１４を通し、カテー
テル１４の端にあるプローブ２２を操作してこのプロー
ブが傷に対して所望の位置に来るようにする。その後、
又はその前に、外科医Ｓは時間モード又はエネルギモー
ドのいずれかを選択し、そして所定の焼灼時間又は焼灼
エネルギのいずれかを指操作ホイールスイツチ３４で選
択する。更に、外科医Ｓは温度ポテンシヨメータ３３を
回わして所定の温度を選択する。次いで外科医はフツト
スイツチ２８を操作し、傷を焼灼するか又は傷に洗浄流
体を送る。時間モードにおいては、加熱時間中にプロー
ブ２２に与えられたエネルギが読み出し装置３６に表示
される。エネルギモードにおいては、焼灼時間が読み出
し装置３６に表示される。プローブ２２を何回も配置し
直し、そのたびにスイツチ２８を操作して傷の色々な部
分を焼灼する。In operation, the endoscopist surgeon first passes the catheter 14 through the channel of the endoscope 18 and manipulates the probe 22 at the end of the catheter 14 to place the probe at the desired location for the wound. I will come. afterwards,
Or, before that, the surgeon S selects either the time mode or the energy mode, and a predetermined ablation time or ablation energy with the finger-operated wheel switch 34. Further, the surgeon S rotates the temperature potentiometer 33 to select a predetermined temperature. The surgeon then operates footswitch 28 to cauterize the wound or deliver flushing fluid to the wound. In the time mode, the energy applied to the probe 22 during the heating time is displayed on the readout device 36. In the energy mode, the ablation time is displayed on the readout device 36. The probe 22 is repositioned many times, and each time the switch 28 is operated to cauterize various portions of the wound.

第６図を参照してプローブの温度特性について説明す
る。第６図から明らかなように、プローブは1/4秒以内
に目標温度に達し、その後はほぼ一定の温度を保ち、そ
して１秒以内に目標温度の５０％以下まで下がる。従つ
て、傷を効果的に焼灼するためにプローブを長時間傷に
接触させておく必要はなく、組織深部への熱の浸透、ひ
いては熱による壊死は起こらない。非常に短い時間内に
充分な凝固を行なうにはプローブの作用熱伝達部の温度
が少なくとも１００℃でなければならないことが分つ
た。又、所要温度の少なくとも４０％の温度を有するプ
ローブを５秒以上組織に接触させると、組織深部への熱
の浸透ひいては熱による壊死が生じることも判明した。
従つて組織を損傷せずに充分な凝固を行なうには規定の
範囲内でプローブをすばやく加熱しそしてすばやく冷却
させねばならない。プローブヒータの消費電力は所望通
りに調整できるからすばやく加熱することはさほど難し
くない。然し乍ら、加熱時間後のプローブの冷却は、プ
ローブに接触している組織の熱伝導によつて行なわれ
る。プローブをすばやく加熱する場合とは異なり、プロ
ーブをすばやく冷却するには、熱容量の小さいプローブ
を用いるしかない。十分迅速に加熱し、そして冷却する
プローブの要件は、プローブの作用熱伝達部の単位熱容
量が約１ジユール／℃以下、又は同じことであるが、約
0.25カロリー／℃以下であると満足されることが分かっ
た。熱容量の大きいプローブでは、効果的な凝固が得ら
れた場合に組織が深部まで損傷するおそれがある。The temperature characteristics of the probe will be described with reference to FIG. As is apparent from FIG. 6, the probe reaches the target temperature within 1/4 second, maintains a substantially constant temperature thereafter, and drops to 50% or less of the target temperature within 1 second. Therefore, it is not necessary to keep the probe in contact with the wound for a long time in order to effectively cauterize the wound, and the penetration of heat into deep tissue and thus the necrosis due to heat does not occur. It has been found that the temperature of the working heat transfer part of the probe must be at least 100 ° C. in order to achieve sufficient solidification in a very short time. It has also been found that when a probe having a temperature of at least 40% of the required temperature is brought into contact with the tissue for 5 seconds or longer, heat permeation into the deep part of the tissue and eventually necrosis due to heat occur.
Therefore, in order to achieve sufficient coagulation without damaging the tissue, the probe must be quickly heated and cooled quickly within the prescribed range. Since the power consumption of the probe heater can be adjusted as desired, quick heating is not so difficult. However, cooling of the probe after the heating period is accomplished by heat conduction in the tissue in contact with the probe. Unlike the case of heating the probe quickly, the only way to cool the probe is to use a probe with a small heat capacity. The requirement for the probe to heat up and cool down sufficiently quickly is that the unit heat capacity of the working heat transfer section of the probe is less than or equal to about 1 diur / ° C, or the same,
It was found to be satisfactory at 0.25 calories / ° C or less. A probe with a large heat capacity may cause deep tissue damage if effective coagulation is obtained.

以上に説明した装置は主として焼灼用に設計されたもの
であるが、その他の形式の処理にも適用できることが理
解されよう。例えば、組織深部を損傷することなく皮膚
癌を破壊するのに用いることもできる。従つて、本発明
の範囲は本発明が適用された分野に限定されるものでは
ない。Although the apparatus described above is primarily designed for cauterization, it will be appreciated that it is applicable to other types of processing. For example, it can be used to destroy skin cancer without damaging deep tissues. Therefore, the scope of the present invention is not limited to the field to which the present invention is applied.

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

第１図はパルス式高速熱焼灼プローブを操作していると
ころを示す概略図、 第２図は熱焼灼プローブの分解図、 第３図は組立てられた熱焼灼プローブを示す図、 第４図は熱焼灼プローブへ電力を供給する回路の回路
図、 第５図は第３図の５−５線に沿つた断面図、そして 第６図はプローブの熱伝達面の温度を示すグラフであ
る。 Ｓ……外科医、Ｐ……患者 １０……電源兼表示装置、１２……フトントパネル １４……カテーテル、１６……ヘツドピース １８……内視鏡、２０……スクリーン ２２……プローブ、２８……フツトスイツチ ３０……オン−オフスイツチ ３２……モードスイツチ、３３……温度制御ノブ ３４……指操作ホイールスイツチ ３６……デジタルインジケータ ４０……円筒殻、４２……円筒本体 ４４……洗浄流体ノズル、５０……同軸ケーブル ６２……編組固定部、８０……円筒空胴 ８４……熱伝達部、９０……ダイオード ７０……シール １００……バネ １０２……バネ取付部 １０５……バネの先端 １０８……テフロンシールFIG. 1 is a schematic view showing the operation of a pulse type rapid thermal ablation probe, FIG. 2 is an exploded view of the thermal ablation probe, FIG. 3 is a view showing the assembled thermal ablation probe, and FIG. FIG. 5 is a circuit diagram of a circuit for supplying electric power to the thermal ablation probe, FIG. 5 is a sectional view taken along line 5-5 of FIG. 3, and FIG. 6 is a graph showing a temperature of a heat transfer surface of the probe. S ... Surgeon, P ... Patient 10 ... Power and display device, 12 ... Front panel 14 ... Catheter, 16 ... Headpiece 18 ... Endoscope, 20 ... Screen 22 ... Probe, 28 ... Foot switch 30 …… ON-OFF switch 32 …… Mode switch, 33 …… Temperature control knob 34 …… Finger operation wheel switch 36 …… Digital indicator 40 …… Cylinder shell, 42 …… Cylinder body 44 …… Cleaning fluid nozzle, 50 ...... Coaxial cable 62 …… Braid fixing part, 80 …… Cylinder cavity 84 …… Heat transfer part, 90 …… Diode 70 …… Seal 100 …… Spring 102 …… Spring mounting part 105 …… Spring tip 108 ... … Teflon seal

フロントページの続き (72)発明者 デイル・エム・ロ−レンス アメリカ合衆国ワシントン州98036リンウ ツド・フイフテイセカンド・プレイス・ウ エスト19828 (72)発明者 テイム・ランデイ・マジヨツチ アメリカ合衆国ワシントン州98466タコ マ・ウエスト・フオ−テイフア−スト・ス トリ−ト8614 (56)参考文献 特開 昭54−164389（ＪＰ，Ａ) 実開 昭56−50408（ＪＰ，Ｕ) 実開 昭54−60972（ＪＰ，Ｕ) 特公 昭53−9031（ＪＰ，Ｂ２) 米国特許4301357（ＵＳ，Ａ)Front Page Continuation (72) Inventor Dale M. Lawrence, Washington, United States 98036 Linwood Fifty Second Place West 19828 (72) Inventor, Tame Randy Majiyochi, Washington, United States 98466 Tacoma West・ Foremost First Street 8614 (56) References JP-A-54-164389 (JP, A) Actually opened 56-50408 (JP, U) Actually opened 54-60972 (JP, U) Japanese Examined Patent Publication Sho 53-9031 (JP, B2) US Patent 4301357 (US, A)

Claims (1)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】電熱プローブと電力発生手段とを備え、前
記の電熱プローブは発熱素子とこの発熱素子が熱を加え
る作用熱伝達部材とを備え、この作用熱伝達部材は組織
に接触させる作用熱伝達部材の表面へ発熱素子が発生し
た熱を伝達できる熱伝導材料から形成されていて、主と
して伝導により熱が前記の作用熱伝達部材へ移されるよ
うに前記の発熱素子と前記の作用熱伝達部材とは直接熱
接触しており、前記の作用熱伝達部材の単位熱容量は１
ジュール／℃未満であって、それにより組織を焼灼する
温度から短時間内にプローブの温度は低下して過大な熱
浸透を防止し、前記の電力発生手段は前記の電熱プロー
ブの発熱素子へ接続され、加熱サイクル中組織を焼灼す
るに充分なエネルギーの電流パルスを発熱素子へ加える
ことを特徴とする組織を破壊することなく組織を加熱す
る装置。1. An electrothermal probe and an electric power generating means, wherein the electrothermal probe includes a heating element and a working heat transfer member for applying heat to the heating element, the working heat transfer member contacting tissue. The heat generating element is formed of a heat conductive material capable of transmitting the heat generated by the heat generating element to the surface of the heat transmitting member, and the heat generating element and the heat acting heat transmitting member are mainly transferred by conduction to the work heat transmitting member. Is in direct thermal contact with, and the unit heat capacity of the working heat transfer member is 1
The temperature of the probe is less than Joule / ° C., and thereby the temperature of the probe is reduced within a short time from the temperature of cauterizing the tissue to prevent excessive heat penetration, and the power generation means is connected to the heating element of the electrothermal probe. An apparatus for heating tissue without destroying the tissue, characterized by applying a current pulse to the heating element of sufficient energy to ablate the tissue during a heating cycle.