JP2010526581A - カップリング液体の温度をｈｉｆｕ治療中に上昇させる装置 - Google Patents

Abstract

高密度焦点式超音波装置は、アプリケータ表面と、ヒートシンクとして作用する液体収容ボーラスつまり膨張型チャンバと、超音波振動発生源とを有し、アプリケータ表面はボーラスの可撓性壁の表面であり、超音波振動発生源はボーラスに操作可能に接する。アプリケータ表面は、標的体の表面に接触する状態で配置され、超音波振動発生源は、標的体の内部の所定の焦点領域に集束する超音波振動を生成するようにして作動でき、ボーラス内の液体の温度を、アプリケータ表面が標的体の表面に接触している状態で制御して、焦点領域と印加表面との間の標的体の温度上昇を制御する。

Description

本発明は、高密度焦点式超音波（ｈｉｇｈ−ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ ｆｏｃｕｓｅｄ ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ）を使用する医療装置つまり医療器具に関する。更に詳細には、本発明は、高精度に制御された組織壊死を誘発するこのような装置に関する。

種々の外科治療に使用される高密度焦点式超音波（“ＨＩＦＵ”）装置については、１９４０年代後半以後、医学文献に記述されている。これらの装置では、ソナー発信器に見られる、又はごく最近の診断用超音波スキャナに見られるものと同じタイプのエネルギー発生源を使用する。しかしながら、これらの波をコリメートビームとして、体を通って伝搬させるのではなく、拡大鏡が光線を焦束するのと同じように、ＨＩＦＵ発信器はその代わりに音響エネルギーをトランスデューサ／組織境界から遠位の理論ポイントに集束させる。音響エネルギー強度が最大になるポイントは焦点と呼ばれる。エネルギー強度がこのポイントで十分大きい場合、組織は加熱され始める。エネルギーレベルが更に高くなると、組織は、壊死温度と呼ばれる細胞死が生じる温度まで加熱される。この後、エネルギー発生源をオフにしたとしても、組織は生存することができず、そして死ぬことになる。このようにして、音響強度が壊死を伴なう強度以下であれば、中間組織を損傷することなく、組織は体の内部の深い位置で破壊され得る。

この理論の幾つかの実際的応用が先行技術において記述されてきた。しかしながら、これらの実際的応用又は実施形態のほぼ全てにおいて、音響波発生器と組織自体との音響的結合を強める必要がある。更に、ＨＩＦＵ装置の幾つかの実施形態では、移動する圧電トランスデューサ面を使用して、体内の異なる標的に焦点を定める。トランスデューサは、デジタルフィードバック機構を持つステッピングモータによってメインコンピュータによる制御の下で移動される。トランスデューサは、開口を有する中空スリーブ内に収容され、この開口を通って、音響ビームが放出される。トランスデューサは、長手方向に、かつ回転方向に、皮膚に全く触れることなく自由に移動する。このアセンブリは、図１に示すトランスデューサヘッド１０１と呼ばれる。

ガスは音響エネルギーに対して無限のインピーダンスを示すので、内部容積が空気で満たされたままの状態である場合には、エネルギーがトランスデューサ面からトランスデューサヘッドに接触する体内臓器に流れることはない。本実施形態では、可撓性膜をトランスデューサヘッドの上に配置し、そして密閉する。ヘッドの内部容積に水を満たし、水によって圧電トランスデューサと体内臓器自体との音響的結合を生じさせる。ほとんどの哺乳動物の体は水を含んだ組織でできているので、トランスデューサに結合する水と体との間の音響インピーダンスは低く、従って音響波を、圧電素子及び標的組織から効率的に伝達することができる。

使用する液体は注目すべき特性を持つ必要がある。例えば、液体にガスが含まれないか、又はガスがほとんど含まれないようにする必要がある。液体を外科治療において皮膚の下に注入する必要がある場合には、液体を殺菌する必要がある。そして、液体は、容易に入手することができ、かつ安価である必要がある。「治療に使用される液体処理及びハンドリング装置及び関連する方法」と題する米国特許出願第１１／３５５，０５５号には、これらの要件が少し詳細に記載されている。

ＨＩＦＵ（高密度焦点式超音波）治療が、臓器又は皮膚の、表面のかなり下の或る容積の組織を標的とするために行なわれる場合、液体カップリング流体は普通、体温以下の温度に、ＨＩＦＵエネルギー印加の全時間に亘って維持される。これは、組織と膜との境界を冷却して、音響エネルギーの焦点ゾーンで発生する熱が境界に戻るように伝搬し、望まれない組織損傷が生じることを防止する必要があるからである。今日まで、全ての公知のＨＩＦＵシステムは、カップリング流体又はゲルと表面組織との境界を冷却された状態に維持する液体ハンドリングシステム又は他の装置を含んでいる。

しかしながら、ＨＩＦＵエネルギーを使用して、音響エネルギーの集束ゾーンから、治療対象の臓器の表面に戻る方向にずっと延びるアブレーションゾーンを形成する新規の装置が市場に出回っている。これらの装置では、治療対象組織／膜の境界を設けることが望ましい。現在のＨＩＦＵハードウェアシステムをこの治療法に用いる場合、これらの損傷を形成するためには幾つかの障害が発生する。

第１に、トランスデューサから放出される音響エネルギーを組織に結合させるために使用される冷却流体によって、境界を壊死温度以下に、簡単な伝導冷却装置により維持する。従って、損傷は表面に戻る方向にずっと延びることができず、そして実際には、冷却流体で満たされたボーラスが示す高い熱吸収能力に起因して、表面から数ミリメートルの位置までに限定される。

この問題を解決する一つの方法では、トランスデューサ出力の音響エネルギーレベルを、ボーラスの冷却能力を上回る値にまで高くする。この方法の試みでは、焦点における音響強度が非常に大きくなるので、キャビテーションが焦点ゾーンにおいて発生し、損傷容積が所望容積よりもずっと大きくなるといった望ましくない副作用が生じて、大きな組織損傷を引き起こす。これにより、装置を、影響が及ばないようにする必要がある神経束又は胆管のような重要な組織の近傍で使用することができなくなる。

従って、組織容積へのＨＩＦＵエネルギーの印加を可能にし、かつ高精度に制御された損傷を焦点ゾーンから臓器表面に戻る方向にずっと一定に形成することができる方法及びハードウェアを作成することが望ましい。

本発明は、医師が連続的な損傷をＨＩＦＵトランスデューサの焦点ゾーンから治療対象の臓器の表面に戻る方向にずっと続くように形成することができる外科用装置を提供することを目的としている。

米国特許出願第１１／３５５，０５５号

本発明は、上昇した液体温度を高密度焦点式超音波（ＨＩＦＵ）治療中に使用する方法、及び当該方法の実行及び使用に必要な医療機器及び技術に関する。本発明は、外科用装置を提供して、医師が連続的な損傷をＨＩＦＵトランスデューサの焦点ゾーンから治療対象の臓器の表面に戻る方向にずっと続くように形成することができるようにすることを目的としている。

既存のＨＩＦＵシステムの使用中に、カップリング液体を貯留部に供給し、又はボーラスにポンプ送液し、これにより、流体で超音波トランスデューサを取り囲むことができる。このカップリング流体は普通、脱気した殺菌水である。これらのシステムのほとんどが、臓器表面下の組織を標的としているので、この液体を体温よりもずっと低い温度に維持して、音響結合を強くし、そして表面での組織の壊死を防止する。

本発明では、ＨＩＦＵ治療の大部分の時間を、流体の温度を体温以下の温度に維持する装置を提案する。これにより損傷を、普通に行なわれているように、音響焦点で正常に生じさせることができる。初期損傷が生じた後にＨＩＦＵエネルギーが維持されると、損傷は、損傷とトランスデューサとの間の組織の熱伝導に起因して、トランスデューサ面に戻る方向に拡大する。組織は普通、初期損傷の遠位では、音響陰影（Ａｃｏｕｓｔｉｃ Ｓｈａｄｏｗｉｎｇ）として知られる現象に起因して均等に焼灼されない。この現象はこの技術分野では良く知られている。

しかしながら、薄いエラストマー製ボーラスだけで分離されてカップリング流体が接触する組織でのカップリング流体による冷却効果により、損傷は、最大浸透を焦点ゾーンの近くに持つことになる。このポイントは、組織の中に焦点ゾーンから伝導により流入する熱流束が、ボーラス流体の熱吸収特性により間にある組織を通って取り除かれる熱に等しくなる点にある。

ボーラスの熱吸収能力を無くすことができる場合、損傷は組織表面自体に戻る方向に拡大することができる。

本発明では、カップリング流体温度の制御を、ＨＩＦＵ治療中及び治療後に行なう。

本発明の一つの装置を操作して、先行技術による方法で、かなり長い治療時間に亘って臓器をＨＩＦＵエネルギーで治療することができる。特定時間が経過した後、又は治療箇所の視覚診断により損傷が表面から所望距離内の位置に戻る方向に拡大していることが判明した場合、ＨＩＦＵエネルギーを一時的に停止する。次に、カップリング流体温度を約５５〜７０℃まで上昇させる。ボーラスは、生きている中間組織が残らないように、ＨＩＦＵエネルギーで形成された損傷の遠位の表面から組織が壊死し始めるまで、所定の位置に放置された状態にする。熱的に引き起こされるこの損傷は、熱伝導によって、熱いボーラスから元のＨＩＦＵ損傷の位置まで拡大する。

本発明の別の実施形態では、ＨＩＦＵ装置は、ボーラス流体を、体温又は臓器温度付近に維持する手段を含む。更に別の実施形態では、装置は、標的体又は臓器の温度を、一般的に約４２℃と考えられるが一定値ではない組織の壊死温度よりもわずかに低い温度に制御する手段を含む。このようにして、ボーラスの熱吸収特性を低くすることで、焦点ゾーンから熱伝導により組織に入るいかなる熱であっても壊死温度より高く組織の温度を上昇させて、連続的な所望の損傷が形成される。

本発明の更に実施形態では、ボーラス流体温度制御は、フィードバック機構によって、熱電対、赤外線カメラ、又はこの技術分野で公知の他のそのようなデバイスであるセンサからの入力に基づいて、連続的な損傷を、外科チームによる入力を最小限に抑えて自動的に生じさせることができる。

本発明はハードウェア実施形態を含み、ハードウェア形態によって、ボーラス流体の加熱及び温度レベルの制御が、ＨＩＦＵ発生器ユーザインターフェースに配置された、又はイーサネット（登録商標）若しくは他の電子的な媒体或いは無線周波数通信方式を利用して遠く離れた場所に配置された制御パネルによって容易になる。

一つのこのような実施形態は、流体ラインにＨＩＦＵプローブハウジングへの入力の位置に設置される直列接続加熱素子を含む。このような素子は、流れるカップリング流体の温度を、ユーザが所望する温度まで上昇させる大きさにされる。フィードバック熱電対は、カップリング流体と接触するように設けられて流体温度を監視し、液体温度コントローラに信号を送信してヒータをオン又はオフすることができる。或いは、この技術分野で公知の方法により、ヒータへの電気エネルギーをＰＩＤ制御ループで制御することができる。

別のハードウェア実施形態では、このようなヒータは、ボーラス領域自体の中に配置することができる。これにより、ボーラス流体加熱のタイムラグを低減し、更にプローブ本体全体に亘ってチューブ導管を加熱することに起因する熱損失を小さくする。

別の実施形態では、ボーラスを通って流れる液体流を、加熱が行なわれている間停止することができる。このようにして、流体を加熱するための熱エネルギーを最小限にする。更に重要なことであるが、ヒータをオフにし、そして流体ポンプシステムをオンにすることにより即座に冷却を行なうことができる。この流体ポンプシステムは、ボーラス領域に大量の冷却流体を送り込み、過熱状態が発生する場合に組織の冷却を可能にし、又は損傷の大きさ及び形状を更に正確に制御することを可能にする。

従って、治療処置では、本発明による高密度焦点式超音波治療器を使用することができ、当該治療器は、アプリケータ表面と、ヒートシンクとして作用する液体収容ボーラスつまり膨張型チャンバと、超音波振動発生源とを有し、アプリケータ表面は、ボーラスの可撓性壁の表面であり、超音波振動発生源はボーラスに操作可能に接する。治療中、アプリケータ表面は、患者の臓器表面に接触するように配置され、超音波振動発生源を作動させて臓器内の所定の焦点領域に集束する超音波振動を生成する。そして、ボーラス内の液体の温度を、アプリケータ表面が臓器表面に接触している状態で制御することにより、焦点領域と臓器表面との間の臓器の組織の温度上昇を制御して、組織を臓器表面から所望距離のところまで壊死させる。

通常、超音波振動発生源の作動は、患者の内部の所定領域の組織を壊死させるために十分長い期間に亘って継続する。一つの特定の実施形態に従って、ボーラス内の液体の温度を、臓器のそのままの体温にほぼ等しい事前選択温度に、少なくとも焦点式超音波印加期間の初期部分に続く時間区間に亘って、そして場合によっては、超音波印加の全期間に亘って維持する。別の特定の実施形態に従って、ボーラス内の液体の温度を、臓器の組織の壊死温度にほぼ等しく、かつ壊死温度よりも低い事前選択温度に、少なくとも焦点式超音波印加期間の初期部分に続く時間区間に亘って、そして場合によっては、超音波印加の全期間に亘って維持する。

治療器が、ボーラスを収容する液体流回路を含む場合、ボーラス内の液体の温度制御では、回路及びボーラスを通って流れる液体流の流量を制御する。この流れ制御は、例えばポンプの速度を調整することにより、又はバルブを調整することにより行なうことができる。液体流の流量制御では、回路及びボーラスを通って流れる液体流を少なくとも一時的に停止するという選択を含む。

ボーラス内の液体の温度制御では、ボーラス内の液体の温度を、超音波を印加する初期時間区間が経過した後に上昇させることができる。温度上昇は通常、臓器の組織の壊死温度よりもずっと低い第１温度から壊死温度よりもずっと高い第２温度までである。この温度上昇は、超音波印加が終了した後に開始することができる。

温度制御は、ボーラス内部の熱発生源又はボーラスの上流の液体流回路内の熱発生源を作動させて液体を加熱することにより行なうことができる。

治療器が、温度センサ及び加熱素子を含む場合、ボーラス内の液体の温度の制御では、加熱素子をセンサからの信号に応答して自動的に作動させることができる。

治療装置は、本発明によれば、アプリケータ表面と、ヒートシンクとして作用するボーラスと、超音波振動発生源とを有する高密度焦点式超音波治療器を備える。アプリケータ表面は、ボーラスに熱的かつ操作可能に接触する。超音波振動発生源はまた、ボーラスに操作可能に接する。当該装置は更に、ボーラス内の液体の温度制御手段を備え、アプリケータ表面が臓器表面に接触している状態で焦点領域と臓器表面との間の臓器の組織の温度上昇を制御することにより、組織を臓器表面から所望距離のところまで壊死させる。この所望距離はゼロとすることができる。

当該装置は更に、ボーラスと繋がって液体をボーラスに循環させる液体供給回路を備え、温度制御手段は、ボーラスの上流の液体供給回路の中に配置される加熱素子を含むことができる。温度制御手段は更に、加熱素子に操作可能に接続される温度センサを含むことができる。別の構成として、温度制御手段は、ボーラス内に配置される加熱素子を含む。

温度制御手段は、ボーラスに繋がって液体をボーラスに循環させる液体供給回路に操作可能に組み込まれる流量調整可能なポンプを含むことができる。

本発明による温度制御部品を備える代表的なＨＩＦＵトランスデューサヘッドアセンブリの概略正面図である。 ＨＩＦＵトランスデューサヘッドのボーラスの説明図である。 ボーラス高さが液面変化によって変わる様子を示す図である。 ボーラスに液体を充填する流体回路の説明図であり、本発明による温度制御部品も示している。 図３の回路のうち、液体脱気及び貯蔵補助回路を構成する部分の説明図である。 図３の回路のうち、ＨＩＦＵトランスデューサヘッドのパージ補助回路を構成する別の部分の説明図である。 図３の回路に基づいて構成されるＨＩＦＵトランスデューサの液体回路の説明図である。

図１は、高密度焦点式超音波プローブ１１を示し、プローブ１１は、ハンドルつまりハンドグリップ１０３と、膨張型チャンバつまりボーラス６２の内部に配置されるトランスデューサヘッド１０１とを含む。トランスデューサヘッドは、ボーラス６２に操作可能に係合する超音波振動発生源である。プローブ１１は更に、ボーラス６２内の液体の温度を、アプリケータ表面１０５（個別には示していないボーラスの可撓性壁の表面）が患者の臓器表面に接触している状態で制御して、焦点領域と臓器表面との間の臓器組織の温度上昇を制御することにより、組織を臓器表面から所望距離のところまで壊死させる手段を含む。ボーラス温度制御を行なうプローブ１１の操作方法は、以下において、プローブ用の液体処理及び輸送システムについて説明した後に説明する。

高密度焦点式超音波プローブ１１のような医療器具の液体処理及び輸送機構を図３に示す。この実施形態では、超音波プローブ１１と、脱気殺菌医療洗浄水を収容する貯蔵ボトル８とを含む閉ループポンプシステムつまり流体駆動回路１０２（図６）を構成して取り付けることを目的としている。更に詳細には、閉ループ流体回路１０２は、３方向バルブ４のような液体マニホールドと、ポンプ送液チューブ１０４と、蠕動（ぜんどう）ポンプ２０と、ポンプ排出チューブ１０と、トランスデューサヘッドアセンブリつまり超音波プローブ１１と、プローブから貯蔵ボトル８まで延びるチューブ１０６と、貯蔵ボトル８と、そして戻りチューブ１０８とを含む。流体回路１０２には、脱気殺菌医療洗浄水が補助流体回路１１０（図４）を介して送り込まれ、この補助流体回路１１０は、一つもしくは複数の殺菌水供給バッグ１と、バッグ−脱気ユニット間チューブ１１２と、バルブつまりマニホールド２と、脱気ユニット３と、脱気ユニット−マニホールド間チューブ１１４と、オーバーフローバッグ６とを含む。充填済み注入器リンジ１２をシステムの一部とすることもできる。

システムの構成部品の全ての内側表面及び外側表面は、高圧蒸気滅菌、エチレンオキサイドガス（ＥＴＯ）、ガンマ線照射又は適切と考えられる他の手段によって組み付け前に殺菌される必要がある。

手術室セットアップ担当者は、システムを図３に示す構成で、ルアー継手又は他のそのような液体密閉手段及び気密接続手段を使用して組み付ける。１つ若しくは複数の殺菌水供給バッグ又はボトル１が液体発生源として機能し、それらは可撓性容器又は高剛性容器を問わず標準的な「洗浄水」容器とすることができる。この技術分野において公知になっていることであるが、殺菌済みの純水は、プローブ１１のどの部分が皮膚の下の体内に留置される場合においても使用される必要がある。このような水は容易に市場から入手することができ、比較的安価である。一の単位に収容される液体よりも多い量の液体が望ましい場合、複数のバッグ又はボトル１を、複数の流入孔を有するマニホールド２を介して、標準的なＩＶスパイクを使用して接続し、これにより殺菌水容器との接続が行なわれる。その水供給容器つまり容器１は、重力流ヘッドが生じるように高剛性貯蔵容器８よりも高い位置に取り付けられるか、又は別の構成としてポンプを用いることができる。排出流を制御するために、各水供給バッグ又はボトル１に活栓又はピンチバルブ７を組み込むか、又は各水供給バッグ又はボトル１に取り付けられるチューブに活栓又はシャットオフバルブを取り付ける必要がある。

次に、単一の供給バッグ又はボトル１から延びる液体チューブ１１２、及び複数のバッグ又はボトル１を使用する場合の追加のマニホールド２を、脱気ユニット３の液体流入口１１６に取り付ける。所望の体積流量に対応する十分に大きいサイズの脱気ユニット３が、殺菌流体を脱気して必要なｐｐｍレベルを達成するために必要である。脱気ユニット３は通常、疎水性の中空ファイバ又は膜フィルタカートリッジであり、中空ファイバ又は膜フィルタカートリッジは、交差流構造（接線流）となるように配置され、かつ分子量分離機能（又は細孔サイズ）を有するので、流体流からの溶解ガスのみが、ファイバ又は膜の一方の側を真空にした場合に通過する。適切な仕様で使用される場合、これらのユニットは流体を脱気することにより、溶解ガス濃度を非常に多い流量において３ｐｐｍ以下にすることができる。これらの装置は、この技術分野では公知であるので、ここで更に説明することはしない。

脱気ユニット３の液体流出チューブ１１４は、マニホールドつまり３方向バルブ４、及び戻りチューブ１０８を介して貯蔵容器８のキャップ継手９ｂに接続される。ポンプ送液チューブつまり流入チューブ１０４は同様にして、３方向バルブ４の第３ポートに接続され、この場合、他方の端部はポンプ２０の流入口に接続される。

オーバーフロー容器つまりバッグ６は、貯蔵容器８のキャップ継手９ａに、該当するチューブ導管１２０を介して接続される。この取り付けは降水管１２２を有し、この降水管はほぼ半分の深さまで容器８内で下方に突出している。オーバーフロー容器６は、高剛性貯蔵容器８よりも高いが、殺菌水供給バッグつまりボトル１よりも低い位置に取り付ける必要がある。通気管路１２４は、オーバーフロー容器６の上端部と、貯蔵容器８の第４キャップ継手つまり接続部９ｄとの間に接続される。この通気管路つまり接続管路は、下降管を貯蔵容器８内に含むことがないので、混入ガスを逃がすことができる。

蠕動ポンプ２０を設けて、外科手術中に流体をＨＩＦＵプローブ１１を通して流すことができる。ポンプ２０の流出チューブ１０は、プローブ１１の送液流入口（記号が付されていない）にチューブ１２６を介して接続される。ポンプ流入チューブ１０４と、ポンプ内部チューブ（図示せず）と、ポンプ流出チューブ１０と、コネクタチューブ１２６とを含むチューブ導管は、１本の単体長さのチューブによって構成することができるということにも注意すべきである。

プローブ１１の流出継手（個別に示されていない）は、貯蔵容器８の第３開口つまりキャップ継手９ｃにチューブ１０６を介して接続される。３方向バルブつまり３方活栓１３をこのチューブ導管１０６に設けて注入器１２のルアー継手を受け入れる。このルアー継手は、広く容易に入手可能な部品である。

脱気ユニット３に１つ若しくは複数の継手１９を取り付けて、真空ポンプ５への脱気ユニットの接続を可能にする。この実施形態では、脱気ユニットの真空継手は、チューブ１２８を介して真空ポンプ５に直接、又はマニホールド１３０を介して接続される。疎水フィルタ１４を設置して、脱気ユニットが故障した場合に液体が真空ポンプ５に流れ込むことを防止することができる。

手術を始めるために、３方向バルブ４を、液体が殺菌水供給バッグ１から高剛性貯蔵容器８に流れるように設定する。脱気ユニット３の液体流出チューブ１１６に接続されるピンチクランプを開き、少なくとも一つのシャットオフバルブ７を開く。チューブ１２０及び１２４に接続されるシャットオフバルブつまりピンチクランプ１５及び１５ａを同じようにして開く。３方向バルブ４及び１３を、プローブ１１への流れを阻止するように設定する。次に、真空ポンプ５をオンにする。これにより、図４に示すような液体充填システムつまり流体回路１１０が効率的に構築される。

この時点で、液体は重力流ヘッドにより（又は代わりにポンプで押し出されて）脱気ユニット３を通って流れる。液体を脱気し、そして次に液体は、高剛性容器８に流れ込む。容器８のキャップ９に高剛性降水管１６及び１７をそれぞれ継手９ｂ及び９ｃの位置で取り付け、取り付けの流出口を貯蔵容器８の底部付近で効果的に移動させる。流れは、容器８が全部満たされるまで維持され、そして液体は、重力流ヘッドにより、降水管１２２、継手９ａ及びチューブ１２０を通って、オーバーフロー容器６の中を上昇する。オーバーフロー容器６に疎水性の通気フィルタ１８を設けることにより、空気を逃がすが、液体の流れを阻止することができる。この通気フィルタ１８により液充填中にシステムから空気を排出できることで、自動エア抜きシステムが構築される。一旦、殺菌水供給バッグ１が空になるか、又はオーバーフローバッグ６が完全に一杯になると、３方向バルブ４を切り替えてプローブ回路１０２を殺菌水供給バッグ１から遮断し、そして真空ポンプ５を止める。これにより、図５に示すような液体システムが効率的に構築される。

蠕動ポンプ２０を続いて作動させて、殺菌脱気水を貯蔵容器８からチューブ１０８、１０４、１０及び１２６によりプローブヘッド１１に循環させ、そして高剛性貯蔵容器にチューブ１０６を介して戻るように循環させる。液体をポンプで送り込むと、全ての構成要素から空気が押し出され、貯蔵容器８に流れ込み、そして通気管路１２４を通ってオーバーフローバッグの中に上がる。

一旦、空気の全てがプローブヘッド１１及び流体回路１０２から排出されると、シャットオフバルブ１５及び１５ａを切り替えて、又は閉じて、オーバーフローバッグ６を分離する。オーバーフローバッグは、チューブから取り外される。

注入器１２は、注入器のプランジャー１３４を最後まで押し込んだ後に、オーバーフローバッグ６に取り付けられる。オーバーフローバッグ６は、空気が上部に位置し、そして液体が注入器接続部に隣接するように配置される。そして、注入器プランジャー１３４を引き出して、注入器１２に殺菌脱気液体を、空気を混入させることなく全体又は部分的に充填する。次に、注入器１２をバッグ６から取り外し、そして流体回路１０２、特にチューブ１０６に３方向バルブ１３を介して取り付ける。３方向バルブ１３を切り替えて、液体が注入器１２からプローブ流出チューブ１０６に流れ込むことができるようにする。

この時点で、図６に示すような、空気を含まない脱気液体殺菌システムが得られる。蠕動ポンプ２０を作動したままにした場合、脱気殺菌医療洗浄水がシステムを通って、特にプローブ１１を通って循環することになる。液体システムが圧縮空気を含むことがなく、かつ大気に対して閉じているので、プローブ１１を貯蔵容器８に対してどのような高さにも、液圧の変化を生じることなく配置することができる。これにより、ボーラス６２（図２Ｂ参照）の高さ又は膨張度を一定に維持することができる。

ボーラスの高さを調整する必要がある場合、注入器プランジャー１３４が出し入れされる。注入器１２内の水は、液体システムを加圧するために利用される。ボーラス６２は、可撓性の液体収容チャンバ又は液体収容ポーチであるので、大気圧より上昇したシステムの静圧に従って膨張又は収縮する。注入器プランジャー１３４でこの圧力差を調整することにより、ボーラス６２の膨張量を容易に設定することができる。

その後で、ＨＩＦＵシステムは、その仕様の通りに使用することができる。

このようにして、殺菌脱気した供給液体は、その場で比較的安価なコストで製造することができ、そしてチューブセットは予め殺菌することができ、かつ使い捨てにすることができるので、エンドユーザの手間及びコストを軽減することができる。

実際には、説明したチューブは、医用ポリマーで製造することができる。このようなポリマーは通常、高い表面張力を有し、この表面張力を利用して気泡を捕捉し、又はこの表面張力によって気泡をチューブの内部表面に付着させ得る。この性質は、必要に応じて、チューブ導管の全内部表面及びプローブアセンブリの内部表面を、前記表面張力を小さくし、かつ表面を効果的に滑らかにして、気泡排出速度を高めるように作用する作用物質で被覆することにより無くすことができる。このような作用物質の一つは、架橋ポリマーから成り、架橋ポリマーは、母材のプラスチックに結合し、チューブの表面摩擦又は表面張力を小さくする。他の市販製品を使用して同等の良い結果を得ることができる。この構成要素は、本発明の所望の目的を達成するために必須ではないが、脱気及びシステムをセットアップする時間を短縮するために利用することができる。

一旦、ＨＩＦＵプローブ１１、特にＨＩＦＵプローブのボーラス６２に脱気液体を充填すると、プローブは、組織を壊死させる治療に使用することができる。この治療では、組織壊死を、ボーラスが当接する臓器表面の所望距離内で誘発することができる。治療開始時に、アプリケータ表面１０５は、患者の臓器表面と接触するように配置される。発生源つまりトランスデューサ１０１を作動させて、臓器内部の所定の焦点領域に集束する所定周波数の超音波振動を発生させる。ボーラス６２内の液体の温度を、アプリケータ表面１０５が患者の臓器表面に接触している状態で制御して、焦点領域と臓器表面との間の組織の温度上昇を制御することにより、組織を臓器表面から所望距離のところまで壊死させる。

通常、発生源つまりトランスデューサ１０１の作動は、所定の焦点領域の組織を壊死させるために十分長い期間に亘って継続する。ボーラス６２内の液体の温度は、少なくとも焦点式超音波印加期間の初期部分に続く或る時間区間に亘って、そして場合によっては超音波印加の全期間に亘って、臓器の自然な体温にほぼ等しい事前選択温度に維持される。

別の構成として、ボーラス６２内の液体の温度は、少なくとも焦点式超音波印加期間の初期部分に続く或る時間区間に亘って、そして場合によっては超音波印加の全期間に亘って、おおよそ臓器の組織の壊死温度（約４２℃）とほぼ等しくかつ低い事前選択温度に維持することができる。

更に別の構成として、ボーラス６２内の液体の温度は、超音波発生源つまりトランスデューサ１０１の作動の初期時間区間の後に上昇させることができる。温度は通常、臓器の組織の壊死温度を大きく下回る（４２℃を大きく下回る）第１温度から壊死温度を大きく上回る第２温度（例えば、５５℃以上）に上昇する。この温度上昇は、超音波印加が終了した後に開始することができる。

熱発生源つまり加熱素子１０７（図１）をボーラス６２の内部に設けて、ボーラス内部の液体の温度を調整することができる。また、温度センサ１０９をボーラスの内部に、又はボーラスと熱接触させた状態で配置して、温度制御ユニット１１１にフィードバックを行なうことができる。制御ユニット１１１を、熱発生源つまり加熱素子１０７に操作可能に接続することにより、熱発生源つまり加熱素子１０７の熱出力を、ボーラス６２内部の液体の検出温度及びユーザがキーパッド１１３又は他のインターフェースを介して入力する指示に応じて、上げ下げする。

別の構成では、熱発生源つまり加熱素子１１５（図３）をプローブ１１の上流、従ってボーラス６２の上流に設けて、ボーラス内部の液体の温度を調整することができる。温度センサ１０９（図１）が、ボーラス６２の内部に、又はボーラス６２と熱接触させた状態で配置され、温度制御ユニット１１７にフィードバックを与える。制御ユニット１１７を、熱発生源つまり加熱素子１１５に操作可能に接続することにより、熱発生源つまり加熱素子１１５の熱出力を、ボーラス６２内部の液体の検出温度及びユーザがキーパッド１１９又は他のインターフェースを介して入力する指示に応じて、上げ下げする。追加される形で、又は別の構成として、制御ユニット１１７は、ポンプ流量コントローラ１２１に接続することができ、ポンプ流量コントローラ１２１がポンプ２０に操作可能に接続されて、ポンプ２０の作動を、温度センサ１０９（図１）からのフィードバック及びユーザがキーパッド１１９又は他のインターフェースを介して入力する指示に応じて変える。従って、ボーラス６２内の液体の温度の制御は、ボーラスを通って流れる液体流の流量を制御することにより行なうことができる。液体流の流量の制御では、供給回路（図６）及びボーラス６２を通って流れる液体流を停止するという選択が含まれる。

プローブ１１の一つの使用方法では、ボーラスつまり膨張型チャンバ６２内の流体の温度は通常、プローブ１１を用いたＨＩＦＵ治療の時間のほとんどの時間に亘って体温以下に維持される。特定の時間が経過した後、又は治療箇所の視覚診断により損傷が臓器表面と同時にボーラス６２のアプリケータ表面１０５から所望距離内に戻る方向に大きくなったことが判明した場合、発生源つまりトランスデューサ１０１の作動を停止又は中断して、ＨＩＦＵエネルギーの発生が一時的に停止される。次に、カップリング流体温度を、臓器組織の壊死温度を大きく上回る約５５〜７０℃に上昇させる。ボーラス６２は、組織が臓器表面から遠位のＨＩＦＵ焦点領域に亘って、生きている中間組織が残らずに壊死するまで、治療対象臓器に接触したままの状態にされる。熱的に引き起こされるこの損傷は、熱伝導によって、熱いボーラス６２から本来のＨＩＦＵ損傷の位置まで拡大する。

プローブ１１の他の使用方法では、ボーラス６２内部の流体は、体温又は臓器温度付近の温度に維持される。この温度は、ボーラス６２のアプリケータ表面１０５が対象の臓器表面に接触している全期間に亘って維持することができる。別の構成として、この温度は、アプリケータ表面１０５が対象の臓器表面に接触している時間の一部で、例えばこの時間の終了部分の間で維持することができる。

プローブ１１の更に別の使用方法では、ボーラス６２内部の流体の温度は、一般的に約４２℃と考えられる、組織の壊死温度よりも少しだけ低い温度に維持することができる。このようにして、ボーラス６２の熱吸収特性を低くすることで、焦点ゾーンから熱伝導により組織に入るいかなる熱であっても壊死温度より高く組織の温度を上昇させて、連続的な所望の損傷が形成される。さらに、ボーラス６２内部の流体の温度は、壊死温度又は壊死温度に近い温度に、ボーラス６２のアプリケータ表面１０５が標的臓器表面に接触している全時間に亘って維持されることができる。あるいは、ボーラス６２内部の流体の温度は、壊死温度又は壊死温度に近い温度に、アプリケータ表面１０５が標的臓器表面に接触している時間の一部のみで、例えば当該時間の終了部分で維持されることができる。

プローブ１１を使用する更に別の方法に従って、ボーラス６２内部の流体の温度は、温度制御ユニット１１１又は１１７によって、センサ１０９からのフィードバックに応じて制御される。センサ１０９は、最小限の入力が外科チームからキーパッド１１３又は１１９を介して行なわれる、熱電対、赤外線カメラ（ボーラス６２の外部に位置するが、ボーラス６２と操作可能に放射線によって接触する）の形態を採ることができる。キーパッド１１３及び１１９は制御パネルであり、これらの制御パネルは、ＨＩＦＵ発生器ユーザインターフェースに配置することができ、又はイーサネット（登録商標）若しくは他の電子的な媒体或いは無線周波数通信リンク１２３、１２５を利用して遠く離れた場所に配置することができる。

流体ラインにおいてＨＩＦＵ（高密度焦点式超音波）プローブハウジングへの入力位置に設置される直列接続加熱素子１１５（図３）は、流れるカップリング流体の温度を、ユーザが所望する温度まで上昇させる大きさにされる。フィードバック熱電対（１０９）は、カップリング流体と接触するようにして設けられて流体温度を監視する。そして、液体温度コントローラ１１７に信号を送信して加熱素子１１５をオン又はオフし、又はこの技術分野で公知の方法により加熱素子に印加される電気エネルギー量をＰＩＤ制御ループで制御することができる。

加熱素子１０７をボーラス６２の内部に配置することにより、ボーラス流体加熱のタイムラグを低減し、更にプローブ本体全体に亘ってチューブ導管を加熱することに起因する熱損失を小さくする。

プローブ１１の更に別の動作方法に従い、ボーラス６２を通って流れる液体流を、加熱が行なわれている間停止することができる。このようにして、流体を加熱するための熱エネルギーを最小限にする。更に重要なことであるが、加熱素子１０７をオフにし、ポンプ流量制御装置１２１を介して流体ポンプ２０をオンにすることにより即座に冷却を行なうことができる。このポンプ流量制御装置１２１は、ボーラス６２に大量の冷却流体を送り込み、過熱状態が発生する場合に組織の冷却を可能にし、又は損傷の大きさ及び形状を更に正確に制御することを可能にする。

Claims (20)

1. アプリケータ表面とヒートシンクとして作用するボーラスと超音波振動発生源とを有する高密度焦点式超音波治療器と、前記ボーラス内の液体の温度制御手段とを有する治療装置であって、
   前記アプリケータ表面が前記ボーラスに熱的かつ操作可能に接触し、前記超音波振動発生源が前記ボーラスに操作可能に接触し、前記温度制御手段は、前記ボーラス内の液体の温度を前記アプリケータ表面が臓器表面に接触している状態で制御して、焦点領域と前記臓器表面との間の前記臓器の組織の温度上昇を制御することにより、組織を前記臓器表面から所望距離のところまで壊死させる治療装置。
2. 更に、前記ボーラスに繋がって液体を前記ボーラスに循環させる液体供給回路を備え、前記温度制御手段が、前記ボーラスの上流の前記液体供給回路の中に配置される、請求項１に記載の治療装置。
3. 前記温度制御手段が、加熱素子に操作可能に接続される温度センサを更に含む、請求項２に記載の治療装置。
4. 前記温度制御手段が、前記ボーラス内に配置される前記加熱素子を含む、請求項１に記載の治療装置。
5. 前記温度制御手段が、前記加熱素子に操作可能に接続される温度センサを更に含む、請求項４に記載の治療装置。
6. 更に、前記ボーラスに繋がって液体を前記ボーラスに循環させる液体供給回路を備え、前記温度制御手段が、前記液体供給回路に操作可能に組み込まれた流量調整可能なポンプを含む、請求項１に記載の治療装置。
7. アプリケータ表面と、
   ヒートシンクとして作用する液体を収容するボーラスと、
   前記ボーラスに操作可能に接する超音波振動発生源と、
   前記超音波振動発生源に操作可能に接続されて、標的体の内部の所定の焦点領域に集束する超音波振動を生成するために前記超音波振動発生源を作動させる手段と、
   前記ボーラス内の液体の温度制御手段とを備える高密度焦点式超音波装置であって、
   前記アプリケータ表面は、前記ボーラスの可撓性壁の表面であって標的体の表面に接触することができ、前記温度制御手段は、前記アプリケータ表面が標的体の前記表面に接触している状態で、前記焦点領域と前記標的体の表面との間の前記標的体の温度上昇を制御する高密度焦点式超音波装置。
8. 前記超音波振動発生源を作動させる手段は、前記超音波振動発生源を或る期間に亘って作動させる手段を含み、前記温度制御手段は、前記ボーラス内の液体の温度を、前記標的体のそのままの温度にほぼ等しい事前選択温度に、少なくとも前記期間の初期部分に続く時間区間に亘って維持する手段を含む、請求項７に記載の高密度焦点式超音波装置。
9. 前記ボーラス内の液体の温度を制御する前記温度制御手段が、前記ボーラス内の液体の温度を、前記事前選択温度に、前記期間のほぼ全てに亘って維持する手段を含む、請求項８に記載の高密度焦点式超音波装置。
10. 前記超音波振動発生源を作動させる手段は、前記超音波振動発生源を或る期間に亘って作動させる手段を含み、前記温度制御手段は、前記ボーラス内の液体の温度を、所定の温度にほぼ等しくかつ低い事前選択温度に、少なくとも前記期間の初期部分に続く時間区間に亘って維持する手段を含む、請求項７に記載の高密度焦点式超音波装置。
11. 前記温度制御手段が、前記ボーラス内の液体の温度を前記事前選択温度に、前記期間のほぼ全てに亘って維持する手段を含む、請求項１０に記載の高密度焦点式超音波装置。
12. 更に、前記ボーラスを含む液体流回路を備え、前記温度制御手段が、前記液体流回路及び前記ボーラスを通って流れる液体流の流量を制御する手段を含む、請求項７に記載の高密度焦点式超音波装置。
13. 前記温度制御手段が、前記液体流回路及び前記ボーラスを通って流れる液体流を少なくとも一時的に停止する手段を含む、請求項７に記載の高密度焦点式超音波装置。
14. 前記超音波振動発生源を作動させる手段は、前記超音波振動発生源を或る期間に亘って作動させる手段を含み、前記温度制御手段は、前記ボーラス内の液体の温度を前記期間の初期部分が経過した後に上昇させる手段を含み、温度上昇が、所定温度よりも十分に高い温度への上昇である、請求項７に記載の高密度焦点式超音波装置。
15. 更に、前記超音波振動発生源の作動を、前記アプリケータ表面が前記標的体の前記表面に接触している状態を維持しながら終了させる手段を備え、前記温度制御手段は、前記ボーラス内の液体の温度を、前記終了させる手段が前記超音波振動発生源の作動を終了させた後に上昇させる手段を含み、温度上昇が、所定温度よりも十分に高い温度への上昇である、請求項７に記載の高密度焦点式超音波装置。
16. 前記温度制御手段が、熱発生源を前記ボーラス内で作動させることにより前記液体を加熱する手段を含む、請求項７に記載の高密度焦点式超音波装置。
17. 更に、前記ボーラスを含む液体流回路を備え、前記温度制御手段が、前記液体流回路の前記ボーラスの上流の部分に含まれる液体を加熱して前記ボーラスへの加熱液体の流入を可能にする手段を含む、請求項７に記載の高密度焦点式超音波装置。
18. 更に、前記ボーラスを含む液体流回路を備え、前記温度制御手段が、前記液体流回路及び前記ボーラスを通って流れる液体流を少なくとも一時的に停止する手段を含む、請求項７に記載の高密度焦点式超音波装置。
19. 前記超音波振動発生源を作動させる手段が前記超音波振動発生源を或る期間に亘って作動させる手段を含み、更に前記ボーラス内の液体の温度を第１温度に少なくとも前記期間の初期部分に亘って維持する手段を備え、前記温度制御手段は、前記ボーラス内の液体の温度を、前記期間の前記初期部分が経過した後に、前記第１温度よりも十分に高い第２温度に上昇させる手段を含む、請求項７に記載の高密度焦点式超音波装置。
20. 更に、温度センサ及び加熱素子を備え、前記温度制御手段は、前記加熱素子を前記温度センサからの信号に応答して自動的に作動させる、請求項７に記載の高密度焦点式超音波装置。

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