高周波治療器、高周波治療システムおよびそれらの使用方法
【課題】ＲＦアンテナアセンブリと少なくとも硬質材料製の切開刃１個を包含する鞘を有する治療用アンテナプローブなどのＲＦ治療器、ＲＦ治療器を内蔵するＲＦ治療システム、その使用方法を提供する。
【解決手段】 治療用アンテナプローブは、ダイポールアンテナアセンブリ４２０を形成するＲＦ電力伝送ケーブルと鞘４０１とから構成される。ＲＦ電力伝送手段は、中心導体と、円筒状誘電絶縁体４０３と、外部導体４０４とから構成され、これらが組み合わされてダイポールアンテナアセンブリとなる。ダイポールアンテナ４２０は、ダイポールアンテナアセンブリの部材であり、外部導体の一部から形成されかつ１本の中心導体に接続される第１および第２電極４０８，４０９と、両電極間に形成される絶縁手段４０７とから構成される。鞘４０１は、硬質材料製で、鋭利な辺部を有するヘッドエレメントを少なくとも１個収納する。
【解決手段】 治療用アンテナプローブは、ダイポールアンテナアセンブリ４２０を形成するＲＦ電力伝送ケーブルと鞘４０１とから構成される。ＲＦ電力伝送手段は、中心導体と、円筒状誘電絶縁体４０３と、外部導体４０４とから構成され、これらが組み合わされてダイポールアンテナアセンブリとなる。ダイポールアンテナ４２０は、ダイポールアンテナアセンブリの部材であり、外部導体の一部から形成されかつ１本の中心導体に接続される第１および第２電極４０８，４０９と、両電極間に形成される絶縁手段４０７とから構成される。鞘４０１は、硬質材料製で、鋭利な辺部を有するヘッドエレメントを少なくとも１個収納する。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、高周波（以下、ＲＦと言う）治療器およびそのシステムの構造と使用方法の全般に関する。具体的には、本発明は、ＲＦアンテナアセンブリと少なくとも硬質材料製の切開刃１個を包含する鞘とを有する治療用アンテナプローブなどのＲＦ治療器と、ＲＦ治療器を内蔵するＲＦ治療システムと、その使用方法とに関する。
【背景技術】
【０００２】
ＲＦ手術器は、腫瘍や病変組織を除去する目的で広く用いられている。ＲＦ手術器の特徴の一つとして、侵襲性が比較的低いことが挙げられる。これは、手術器を特殊な方法で使用し、病変腫瘍の特定領域に、または病変腫瘍と近接する組織の特定領域に挿入することによる。ＲＦ手術器は、腫瘍の内部において、または病変や癌の発現している病変組織の内部において熱を発生させることによって、病変がまさに発現している組織領域にＲＦ電力を吸収させ、その組織領域を温熱焼灼するものである。ＲＦ手術器による治療は経皮的に行うが、開腹範囲が比較的狭いため、治療に伴う侵襲性が比較的低く、患者の入院期間を短くすることができる。
【０００３】
ＲＦ手術器には、次の２種類がある。一方は、ＲＦ切除器であり、このＲＦ切除器が挿入された組織の内部において電流を誘起させ、その誘起電流が発生させる温熱によって組織を凝固させるというものである。これは、文献１の説明の通り、ＬｅＶｅｅｎが提案したものである。もう一方の種類のＲＦ手術器は、マイクロ波電力を放射し、その電力をRF手術器が挿入された組織の内部にある水分に吸収させるというものである。細胞内の水分に吸収させた電力によって、組織の蛋白質を分解し、かつ組織の細胞を壊死させるのに必要な温度以上に組織を加熱する。かねてよりマイクロ波の周波数としては、９４５ＭＨｚまたは２．４５ＧＨｚが用いられている。上記のようなＲＦ手術器を使用する治療方法は、ＲＦハイパーサーミアまたは経皮的マイクロ波凝固法と呼ばれている。
【０００４】
治療用製品としては、マイクロターゼ（アルフレッサファーマ社の登録商標、文献１）が有名である。この製品は、上記二つの治療効果を活用するものである。マイクロターゼに用いられる電気プローブ（以下、「プローブ」と略称する）は、同軸ケーブルと似た同軸構造を持つ。具体的には、同プローブは、図１および図２に示す通り、中心導線１０２（「中心導体」と略称する）と、その外周を取り巻く円筒形状の誘電絶縁体１０３と、外部導電性筒体１０４（「外部導体」と略称する）と、それを覆う外部被覆１０５とで構成される。外部導体１０４は一方の電極として、中心導体１０２は他方の電極として形成される。外科手術を行いやすくするため、プローブの先端は図１および図２に示すような針の先端として、または図３と図４に示す弾丸状頭部１０６として形成する。構造体全体については、温熱療法プローブと呼び、この電気プローブの電気的特性に基づいて特に温熱療法モノポールアンテナプローブ（ＴＴＭＰと略称する）と呼ぶ。
【０００５】
上記２番目の種類（文献３）に関して説明した温熱療法プローブの他にも、水がマイクロ波を吸収し、加熱することに特化した温熱療法プローブが新たに発表されている。このプローブは、セミリジッドな（Semi Rigid）同軸ケーブルで製作したものであるが、この同軸ケーブルはプローブの目的に合った同軸構造となっている。具体的には、図５および図６に示す通り、外部導体１０４はいくつかのセグメントに分割されており、隣接するセグメント２個それぞれの間に電気的絶縁間隙１０７が１個所設けられたものである。第１電極１０８は、一方の外部導体１０４であるとともに、隣接するセグメントのうち中心導体１０２に接続されている方のセグメントとなっているものであって、外部導体１０４用に形成されたものである。第２電極１０９は、もう一方の外部導体１０４であるととともに、隣接するセグメントのもう一方のセグメントであり、かつ第１電極１０８から絶縁されているものであって、外部導体１０４から形成されたものである。外部導体は、外部被覆１０５で覆われている。したがって、この温熱療法プローブの電極は、アンテナアセンブリの構造、特にダイポールアンテナの構造を有する。アンテナアセンブリ全体は、絶縁材料で覆うか、あるいは絶縁材料製の絶縁ケースに収納する。この構造体は、温熱療法ダイポールアンテナプローブ（以下、ＴＴＤＰと略称する）と呼ばれる。
【０００６】
文献１と文献２において説明されている絶縁ケース１１７または１１７Ａの外観は、図５および図６に示す通りであるが、これらは硬質ポリ塩化ビニール（ＰＶＣ）製、またはポリ四フッ化エチレン（ＰＴＦＥ）製である。絶縁ケース１１７はダイポールアンテナ全体を覆い、絶縁ケース１１７Ａはダイポールアンテナ全体を収納する。外部導体の構造体のもう一つ別の部分において、第１電極の一部が導電性円板１１０を介して中心導体に電気的に接続され、それによってプローブ構造体を円筒対称にしている構造が知られている。このようなＴＴＤＰは、具体的には図７および図８に示す通り、絶縁ケース１１７によって覆われている。
【０００７】
ＴＴＭＰとＴＴＤＰとによって得られる治療効果を比較して、使用時の実際の現象を確認してみると、ＴＴＭＰが挿入された病変組織がその領域で加熱され、中心導体とその近傍周辺の外部導体とに挟まれる領域がそこに流れ込む誘電電流によって加熱されることが分かる（図９）。したがって、ＴＴＭＰによって焼灼される（焼け焦げない程度に加熱される）領域は、中心導体１０２（ｔ０に位置する）からｒ１までの区間に局所化される。ここで、ｒ１は実線と点線が交差するＴＴＭＰからの離間距離である。一方、ＴＴＤＰの場合、第１電極と第２電極がダイポールアンテナを構成する。ＴＴＤＰが挿入された位置の周囲の病変組織領域の水分は、そのような位置から放射されたマイクロ波を吸収し、病変組織の蛋白質が分解する温度以上に加熱される。したがって、ＴＴＤＰによって治療する「焼灼」領域の面積は、ＴＴＭＰによる治療領域の面積よりも（図１０に示す通り）大きくなるが、これは、第１電極と第２電極とからなるダイポールアンテナを形成する同軸ケーブル内において、ＴＥＭモードからの変換後の水平方向マイクロ波伝播、すなわちマイクロ波放射の物理的特性に起因する。焼灼領域は、ｒ＝ｔｓ、すなわち絶縁ケース１１７または１１７Ａの表面からｒ＝ｒ２までの区間である。ここで、ｒ２は実線と点線が交差するＴＴＤＰからの離間距離である。特に、癌組織などの腫瘍は、蛋白質分解温度よりも若干高い程度の低温で容易に壊死する。したがって、ＴＴＤＰでは、正常な組織にほとんど負担を与えずに腫瘍を焼灼して壊死させることが可能である。腫瘍に対するこの治療効果は、ハイパーサーミアと同じものである。図１１および図１２に示すＴＴＭＰとＴＴＤＰとの細部構造は、図２および図６に示すものと同じである。図１１および図１２において、符号ＴＲは温熱療法領域を、符号ＴＩは組織を意味する。
【０００８】
【非特許文献１】“Microtaze” (Trade Mark), a corporate booklet of Alfresa Pharma (www.alfresa-pharma.co.jp/microtaze/520e.pdf).
【非特許文献２】医器学 ７４巻、Ｎｏ． ６、２００４年、２９２−３１４ページ
【非特許文献３】“Clinical Trials of Interstitial Microwave Hyperthermia by Use of Coaxial-Slot Antenna With Two Slots”, Kazuyuki Saito, Hiroyuki Yoshimura, Koichi Ito, Yutaka Aoyagi and Hirotoshi Horita, IEEE Transaction on Microwave Theory and Techniques, Vol. 52, No. 8, August 2004.
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
まず、本発明について以下に概説する。
【００１０】
ＴＴＭＰの表面は、銅製の外部導体で形成される。医療規制により、銅と組織とが直接接触することは許されない。したがって、文献３において説明されるＴＴＤＰの頭部は、硬質ＰＶＣ（ポリ塩化ビニール）製またはＰＴＦＥ製の絶縁ケースで覆われるか、またはその中に収納される。ただし、これらの材料は、ＴＴＤＰを組織に経皮的に挿入するには硬度不足である。外科医は、ＴＴＤＰを挿入してＲＦ温熱療法を行う前にメスまたは外科刃を使って、腫瘍に達する穴を開け、ＴＴＤＰを挿入する必要がある。したがって、外科医は、治療手術に先立ち、事前処置を行う必要がある。皮膚組織の「事前切開」によって案内溝を設けてＴＴＤＰを導くと、あとでそこから出血を誘発する可能性があるので、ＴＴＤＰを腫瘍内に経皮的に侵襲させ、加熱してＲＦ温熱療法を行える単一施術治療とする。このように単一施術とすることで、外科医の施術時間が短縮され、外科手術の安全性を高めることが可能となる。
【００１１】
本発明の第１の目的は、事前処置の必要性をなくし、ＲＦ温熱療法を迅速に行えるようにするための手段を提供することである。この目的のためには、ＴＴＤＰの絶縁ケースの前方頭部を鋭利にする必要がある。ＴＴＤＰの頭部を鋭利にすることにより、組織を経皮的に切開することが可能となり、外科医はＴＴＤＰの腫瘍への挿入を単一施術で行うことができる。
【００１２】
文献３中のＴＴＤＰについては、アンテナアセンブリを覆う絶縁ケースが強度不足であるため、同アセンブリの機械的安定性を維持できないという問題が別個に存在する。したがって、患者が手術台上で動いてその筋力でＴＴＤＰが曲がり、電気的絶縁間隙が若干歪めば、ダイポールアンテナからの、特に第１電極と第２電極との間の電気的絶縁間隙からのＲＦ電力放射の放射方向が逸れる。放射電力の方向が逸れるため、腫瘍に加熱むらが生じ、ＲＦ温熱療法の施術が不十分または不完全になる。この問題を解決するためには、アンテナアセンブリを堅固に保持する、ＴＴＤＰ全体の剛性を維持できる絶縁ケースが必要である。そのような絶縁ケースを実現するには、鋭利な頭部を組み込んだ鞘と、アンテナを堅固に保持するパイプとを使用し、手術中におけるＲＦ電力放射の方向の逸れを抑制できるようにすればよい。鋭利な頭部は、硬質材料製とする。したがって、本発明の第１の目的を達成するためには、鋭利な頭部を有する絶縁ケースと、アンテナアセンブリに十分な剛性または堅牢性を持たせる堅固なパイプとを使用すればよい。
【００１３】
文献１、文献２および文献３において説明されているＴＴＭＰおよびＴＴＤＰは、前者が中心導体と外部導体との間の電気的絶縁間隙から、後者が第１電極と第２電極との間の電気的絶縁間隙から、ＲＦ電力を放射するようになっている。したがって、誘起電流とＲＦ電力が上記の電気的絶縁間隙に局所化されるので、プローブ近傍の組織の温度はプローブからやや離れた組織の温度よりも高くなる傾向がある。ＴＴＭＰの使用目的は高温で腫瘍を凝固させることであるので、このような温度分布のむらはＴＴＭＰの使用に当たっては重大な問題とはならない。ただし、ＴＴＤＰを使用して、腫瘍の蛋白質が分解するに足るだけの温度に腫瘍を保とうとする場合、温度分布にむらがあると、プローブ近傍の組織が高温になる。高温だと、組織の焼殺が起こるのであって、焼灼による蛋白質の分解は起こらない。また、ＴＴＤＰには別の問題がある。すなわち、ＴＴＤＰの第１電極と第２電極との間の電気的絶縁間隙に近い組織は、電気的絶縁間隙から離れた領域内の他の組織よりも、加熱によって高温になりやすいが、これはマイクロ波放射電力密度がそのような電気的絶縁間隙から遠ざかるにつれて低下するためである。
【００１４】
ＴＴＤＰへ供給されるＲＦ電力を低減すれば、温度上昇を抑制することができる。そのようにＲＦ電力を抑制すれば、ＴＴＤＰ近傍の組織の温度を蛋白質分解温度に維持することは可能であるが、ＴＴＤＰからやや離れた組織の温度は蛋白質分解温度よりも低く保たれる。すると、広い領域内で成長した腫瘍を壊死させるというＴＴＤＰの利点が低減されてしまう。
【００１５】
本発明の第２の目的は、温度分布のむらを解消することである。この問題を解決するため、非導電性かつ高熱伝導性の材料製の鞘を絶縁ケースとして使用する。この鞘には、硬質材料を用いることができる。非導電性や高熱伝導性などの特性によって、鞘からのＲＦ放射が可能になり、また、鞘近傍に集中した熱が容易に拡がる。さらには、鞘の誘電率を大きくすることが望ましい。というのは、鞘の誘電率が大きければ、空気と腫瘍との誘電率の比が低減し、ＴＴＤＰからの有効電気長を大きく取って鞘の表面の過熱を防止することができるからである。
【００１６】
文献３中のＴＴＤＰには、電気的絶縁間隙は１個しかなく、それを通じてＲＦ電力を放射し、病変組織を加熱して壊死させるようになっている。したがって、これらのＴＴＤＰの場合、上述の通り放射間隙が１個しかないので、ＴＴＤＰの絶縁ケース沿いに腫瘍を均一に加熱することが難しいという別の問題が存在する。
【００１７】
本発明の第３の目的は、放射間隙が１個しかないことに起因する上記の問題を解決することである。そこで、新たなアンテナ構成を提案し、ＴＴＤＰ用のアンテナアセンブリの上部に電気的絶縁間隙を複数設けるようにする。これらの間隙は、アンテナアセンブリの長手方向沿いに設ける。
【００１８】
すなわち、これらのアンテナには、電気的絶縁間隙が複数あるので、電気的絶縁間隙相互の間隔が詰まっており、そのため、加熱の均一性がいっそう向上する。このように間隔を詰めるため、本発明はアンテナ内を伝播するマイクロ波の有効波長を縮めることのできるダイポールアンテナ構造を提供する。この新しいアンテナ構造によって、アンテナに沿った垂直方向のＲＦ電力を、軸方向に長くかつ均一に分布させることが可能となる。すると、ＴＴＤＰの長手方向において腫瘍を均一に加熱することが可能となる。
【００１９】
ＲＦ電力の放射は、アンテナに設けた電気的絶縁間隙から行われる。この電気的絶縁間隙は、外部導体から作った第２電極と中心導体に接続した第１電極との間に設ける。したがって、電気的絶縁間隙とアンテナの先端との距離が大きくなり、その結果、ＴＴＤＰの先端部領域へのＲＦ電力放射が十分に行われない。これを「灯台効果」と呼ぶが、その由来は、灯台の屋根からは光が照射されないがそれと同様、ＲＦ電力はアンテナの先端からは放射されないことのたとえからである。
【００２０】
そこで本発明の第４の目的は、第１電極を短縮してＲＦ電力をアンテナ先端部に回折させるか、または第１から第３の目的の発明において設けた放射間隙とは異なる放射間隙をアンテナの先端に別個設けることによって、灯台効果を解消することである。このようなアンテナの構造を、電気的絶縁間隙を複数備える先述の新しいアンテナアセンブリ用に追加採用することができる。こうすることにより、腫瘍におけるＲＦ電力の分布がいっそう均一になる。
【００２１】
本発明の第５の目的は、ＴＴＤＰに薬剤輸送送達機能を持たせ、ＴＴＤＰの挿入された病変組織内に薬剤を注入できるようにすることである。注入後の薬剤は、ＴＴＤＰから放射されるＲＦ電力による加熱によって播散させられ、または活性化（いわゆる薬剤への転換）することができる。ＴＴＤＰには、このような薬剤輸送送達用の経路を設ける。すると、ＴＴＤＰを経皮的に組織に挿入する単一施術によって病変組織の加熱処置、薬剤への転換および薬剤注入を順次または同時に行うことができるようになるので、腫瘍治療においてＴＴＤＰを効果的に使用できるようになる。制癌剤は、腫瘍の治療に見合う量が輸送送達される。
【００２２】
本発明の第６の目的は、本発明の第１から第５の目的の説明の通り、本発明において開示したＴＴＤＰを外科医が安全に使用できるようにする制御システムを提供することである。制御システムの操作は、本発明の第１から第５の目的において説明した基本構造を有するＴＴＤＰによる薬剤輸送送達とともに行われる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２３】
本発明は、第１の目的を達成するために、ＲＦ温熱療法用に改良型のＴＴＤＰを提供する。
【００２４】
改良型のＴＴＤＰ（以下、本ＴＴＤＰと略称する）は、アンテナアセンブリを形成するＲＦ電力伝送手段（同軸ケーブルなど）と、鋭利な辺部を有する頭部少なくとも１個が硬質材料製であってかつダイポールアンテナアセンブリ（以下、「アンテナアセンブリ」と略称する）を収納する硬質材料製の鞘と、から構成される。ＲＦ電力伝送手段は、中心導体１本と、中心導体の外周に形成した円筒状誘電絶縁体と、外部導体とで構成されるが、これらすべてが組み合わさってアンテナアセンブリとなり、そのダイポールアンテナは、外部導体の一部から形成されかつ少なくとも中心導体１本と電気的に接続される第１電極と、外部導体の他の一部から形成される第２電極と、第１電極と第２電極との間に形成される絶縁手段と、から構成される。頭部は、辺部と可撓性パイプとで構成されるヘッドエレメントであり、可撓性パイプはこのヘッドエレメントに内設した結合部に連結されている。
【００２５】
具体的には、本ＴＴＤＰは、サファイアなどの硬質材質製のヘッドエレメントが一部をなす頭部からなる鞘状の絶縁ケースを有する。鞘のヘッドエレメントは、先端の鋭利な辺部と、ヘッドエレメントに密着する可撓性パイプとを有する。鞘の頭部は、ヘッドエレメントと可撓性パイプとで構成される。鞘のヘッドエレメントは、以下、鋭利な辺部を有する頭部と呼ぶ。鋭利な辺部を有する頭部の機能の一つは、外科医が腫瘍や病変組織に本ＴＴＤＰを経皮的に貫入させるための刃物としての役割である。治療のためにプローブ挿入穴を組織に開ける事前処置が不要になるので、治療を迅速に行うことができる。サファイアは非導電性であるので、アンテナから放射されるマイクロ波の場が大きく減衰することはない。したがって、本ＴＴＤＰによる焼灼は、文献３において説明されているＰＶＣやＰＴＦＥを用いた従来のＴＴＤＰと比べて遜色ない。
【００２６】
アンテナを堅固に保持するパイプとしては、ＦＥＰ（フッ化エチレンプロピレン共重合体）製、ＰＴＦＥ（ポリ四フッ化エチレン）製、ＥＴＦＥ（エチレン四フッ化エチレン共重合体）製、ＰＦＡ（四フッ化エチレン・パーフロロアルキルビニルエーテル共重合体）製、熱収縮架橋ポリエチレン製、または熱収縮エチレンプロピレン製であって、アンテナアセンブリに機械的に堅固に接触する絶縁可撓性パイプを使用できる。アンテナアセンブリに対する堅固な接触は、上記の材料（以下、単に「熱収縮チューブ」と呼ぶ）の熱収縮効果によって実現するので、絶縁性パイプはまず成形工程で製作し、そのあと、鋭利な辺部を有する頭部付きの鞘を形成する。加熱工程は、鋭利な辺部を有する頭部、アンテナアセンブリ、およびその周りを覆う絶縁性パイプなどをあらかじめ組み込んだアセンブリについて行う。上記の工程において、絶縁性可撓性パイプは、熱収縮性により収縮し、アンテナアセンブリを堅固に保持する。したがって、本ＴＴＤＰの電気的絶縁間隙からのＲＦ電力放射を、手術中における患者の筋肉の曲げ力に抗して機械的に安定させることが可能になる。
【００２７】
上記の目的のための本ＴＴＤＰの構造は、図１３から図１５に示す通りである。アンテナアセンブリ２２０は、中心導体２０２と、中心導体２０２の外周を取り巻く円筒状誘電絶縁体２０３と、外部導体２０４とで構成される。この外部導体２０４は、中心導体２０２と電気的に接続される第１電極２０８がそれ自身の一部であり、また、第１電極２０８から電気的に絶縁される第２電極２０９がそれ自身の別の一部となっている。ＴＴＤＰ２２４は、アンテナアセンブリ２２０と、頭部を収納する鞘２３０とで構成される。頭部は、ｉ）鋭利な辺部と結合部２９２とで構成されるヘッドエレメント（以下、「鋭利な辺部を有する頭部」と呼ぶ）２９３と、ｉｉ）結合部２９２に連結する熱収縮チューブ２９４とを有する。鋭利な辺部を有する頭部２９３は、サファイアなどの非導電性かつ硬質の材料で作られ、辺部２９１と、熱収縮チューブ２９４に連結する結合部２９２とで形成される。第１電極２０８と第２電極２０９は電気的絶縁間隙２０７によって絶縁されており、これらすべてをもってアンテナアセンブリ２２０の部材であるダイポールアンテナが構成される。電気的絶縁間隙２０７は、外部導体２０４の一部を加工により除去して形成する。中心導体２０２は、図１３および図１４に示すアンテナアセンブリ２２０用の導電性円板２１０を介して第１電極２０８に接続される。図１５に示す別タイプのＴＴＤＰ２２４の場合、中心導体２０２は、第１電極２０８に直結される。図１３は、第１電極２０８と第２電極２０９との外観ならびに鞘２３０の断面を示す。熱収縮チューブ２９４は、周囲から加熱されるとアンテナアセンブリ２２０を堅固に保持するようになっている。したがって、アンテナアセンブリは、容易に曲がらない。鋭利な辺部を有する頭部２９３の辺部２９１によって、組織を容易に切開できるので、単一施術による処置でＴＴＤＰ２２４を腫瘍に経皮的に容易に侵入させることができる。このとき、ＴＴＤＰ２２４は、外科医が押し込んでも、曲がらずに、腫瘍に向かってまっすぐ貫入する。熱収縮チューブ２９４の締め付けにより、アンテナアセンブリ２２０が安定し、ＴＴＤＰが揺れても第１電極２０８と、第２電極２０９と、電気的絶縁間隙２０７とからなるダイポールアンテナ構成体からのＲＦ電力放射は不安定にならない。
【００２８】
本発明の第１の目的のＴＴＤＰ２２４には、上述の利点以外にも利点が多数あり、さらなる利点については個別実施例の記述を通じて説明する。
【００２９】
本発明の２番目の目的は、温度むらを解消することである。
【００３０】
具体的には、１）ＴＴＤＰの表面（したがって、鞘の表面）とその周囲の組織との温度差が大きくならないようにすること、２）ＴＴＤＰの表面の温度を、特にその裏面が第１電極と第２電極との間の電気的絶縁空隙に面する高温部分の表面の温度を、効果的に抑制すること、３）ＴＴＤＰの表面上およびその近傍の組織内の温度と、病変組織の蛋白質が分解する温度との差が大きくならないようにすること、ならびに４）剛性に富んだ鞘を設け、単一操作治療によってＴＴＤＰを経皮的に容易に腫瘍に貫入させられるようにすることである。
【００３１】
本発明の２番目の目的のため、ＴＴＤＰは、アンテナアセンブリを形成する電力伝送手段（同軸ケーブルなど）と、鋭利な辺部を有する単一体として形成されていてサファイアなどの硬質材料で作られていてアンテナアセンブリを収納する鞘と、から構成される。このＲＦ電力伝送手段は、中心導体１本と、中心導体の外周に形成した円筒状誘電絶縁体と、外部導体とで構成されるが、これらすべてが組み合わさってアンテナアセンブリとなり、そのダイポールアンテナは、外部導体の一部から形成されかつ少なくとも中心導体１本に電気的に接続される第１電極と、外部導体の別の一部から形成される第２電極と、第１電極と第２電極との間に形成される絶縁手段と、から構成される。
【００３２】
具体的には、この目的に供せられるＴＴＤＰの構造は図１６から図１８に示す通りである。アンテナアセンブリ３２０は、中心導体３０２と、中心導体３０２の外周を取り巻く円筒状誘電絶縁体３０３と、外部導体３０４とで構成されるが、この３０４の一部は中心導体３０２に電気的に接続された第１電極３０８を形成しており、またその別の一部は第１電極から電気的に絶縁された第２電極を形成している。ＴＴＤＰ３２４は、アンテナアセンブリ３２０と、サファイアなどの誘電性の単一材を材料とする単一体鞘３０１と、から構成される。第１電極３０８と第２電極３０９は、電気的絶縁空隙３０７を介して電気的に絶縁されているが、これらすべてが組み合わさってアンテナアセンブリ３２０の部材であるダイポールアンテナとなっている。中心導体３０２は、図１６および図１７に示すアンテナアセンブリ３２０においては導電性円板３１０を介して第１電極３０８に接続され、また、図１８に示す別タイプのＴＴＤＰ３２４においては第１電極３０８に直結される。図１６は、第１電極３０８と第２電極３０９との外観図であるが、単一体鞘３０１については断面図となっている。
【００３３】
単一体鞘３０１の材質がサファイアである場合、ＴＴＤＰ３２４の回転軸に対応する原点における放射平面では、ＳＡＲ（Specific Absorption Rate（比吸収率））によって定まる温度分布は図１０に示す通りとなる。実線は組織の温度を、破線は単一体鞘３０１の温度を示す。ゼロ点は、外部導体３０４の表面（したがって、第１電極３０８の表面と第２電極３０９の表面）に対応する。温度Ｔｓは、蛋白質の分解が始まる４２℃を示す。鞘２０１の材質の誘電率は、サファイアの結晶の向きにより変わるが、９．４から１１．６とかなり高めになっている。この数値は、ガラスの場合と比べ、はるかに大きい。
【００３４】
比較のため、図５、図６、図７および図８に示す従来型のＴＴＤＰについて、ＳＡＲによって定まる温度分布を図９に示す。実線は組織の温度を、破線はＴＴＤＰの絶縁ケース１１７の温度を示す。図９（また、後述する通り、図１０）においては、水平方向の破線沿いの符号ＴＴは温熱療法温度を、垂直方向の線沿いのＴＤはＳＡＲによって定まる温度をセ氏で示している。
【００３５】
絶縁ケース１１７または１１７Ａの比誘電率は、絶縁ケース１１７または１１７Ａに用いられる硬質ＰＶＣや硬質ＰＴＦＥなどの材料によって異なる。前者の範囲は２．３から３．１であり、後者の範囲は２．２から２．９である。いずれの誘電率も、組織内の水の誘電率（体温で約８０℃）よりもはるかに低い。したがって、誘電率の２乗を乗じた絶縁ケース１１７または１１７Ａの貫通電界経路によって定まる電気的経路はかなり短く、ＴＴＭＰから放射されるＲＦ電力の減衰は軽微である。病変組織の水の誘電率によって、電気的経路の長さは物理的な長さよりも大きくなる。したがって、温度は、絶縁ケース１１７または１１７Ａの表面（すなわち図９におけるｒ ＝ ｔ０）から病変組織に向かうに連れて急激に低下する。蛋白質分解温度であるＴｓよりも病変組織の温度を高く保つため、ｒ ＝ ｔ０における絶縁ケース１１７の表面温度は十分に高くなる。
【００３６】
本発明のＴＴＤＰの場合、ｔｓにおける鞘表面は原点ｒ ＝ ０からの電気的距離（図１０参照）が、図９に示すケース１１７または１１７Ａ付きのＴＴＤＰ（以下、従来型ＴＴＤＰと呼ぶ）よりも大きい。これは、サファイア製の単一体鞘３０１は従来型の絶縁鞘１１７よりも誘電率が高いからである。ＴＴＤＰ３２４の鞘の表面はアンテナアセンブリ３２０の表面からの電気的距離が大きいので、アンテナアセンブリＴＴＤＰ３２４の表面温度がＲＦ電力によって大幅に上昇しても、ＴＴＤＰ３２４の表面温度を抑制することは可能である。すなわち、蛋白質分解温度Ｔｓを大幅に超えない程度にＴＴＤＰの表面付近の組織の温度を抑えることによって、ＲＦ電力によって加熱しても組織が焼け焦げることがないようにすることができる。
【００３７】
単一体鞘３０１の位置はｒ ＝ ｔｓであるので、組織の温度がＴｓよりも高くなるＲＦ吸収領域は従来型のＴＴＤＰを使用した場合よりも狭くなる。ただし、単一体鞘３０１によってＴＴＤＰに供給されるＲＦ電力を増せば、温度がＴｓよりも高くなるＲＦ吸収領域を、従来型のＴＴＤＰを用いる絶縁ケースのＲＦ吸収領域よりも大幅に拡げることができる。例えば、ＲＦ電力を２０％増加させると、ＲＦ吸収領域は６０％拡がる。
【００３８】
本発明のＴＴＤＰの発熱源は、第１電極３０８と第２電極３０９との間の電気的絶縁間隙３０７である。単一体鞘３０１に使用するサファイアの熱伝導率は２５Ｗ／ｍ／Ｋであるが、これは従来型のＴＴＤＰに用いるＰＶＣの熱伝導率を大幅に上回る。したがって、電気的絶縁間隙３０７に近い領域で発生したこのような熱は、単一体鞘３０１の軸方向の熱伝導性が大きいので、抑制することができる。したがって、ＳＡＲによって定まる温度Ｔの分布は、図１９に示す実線のようになる。図１９においては、符号ＴＴは温熱療法温度を、符号ＴＤはＳＡＲによって定まる組織温度をセ氏で示している。図１９における点線は、図９で組織の熱吸収における温度分布を示す実線と同じものである。図１９からサファイアが高い熱伝導効果を持つことが容易に見て取れる。単一体鞘３０１内の電気的絶縁間隙３０７に近い位置で発生する熱は単一体鞘３０１に沿ってＴＴＤＰの軸方向に拡がるので、鞘方向に沿って長手方向に均一に加熱できる。
【００３９】
本発明の第２の目的に係るＴＴＤＰ３２４は、モース硬度９のサファイア製の単一体鞘３０１に収納される。この値は、例えば、ＰＴＦＥ製であるためモース硬度が１から２である従来型の絶縁鞘１１７の材料の値を大幅に上回る。サファイアの剛性は非常に高いので、単一体鞘３０１は変形せず、また、その生体組織中の切開能力はＲＦ電力をＴＴＤＰ３２４に供給したときの高温環境においてさえも低下しない。したがって、外科手術に時間がかからず、術後の回復もかなり早くなる。
【００４０】
ＴＴＤＰ３２４の寸法を定量的に分析するため、以下、ダイポールアンテナ構造について電気的構造の観点から論じる。ここでは、ＴＴＤＰ３２４が有するダイポールアンテナは、同軸ケーブルなどのＲＦ電力伝送手段から形成されるものとする。ダイポールアンテナは、アンテナアセンブリの部材であるが、以下、これをアンテナアセンブリ（３２０）と呼ぶ。電気的絶縁間隙３０７における電界強度を（図１６から図１８に示すように）最高にするには、第１電極３０８と第２電極３０９との有効長を１／４波長にする必要がある。Lを第１電極の物理長、aを同軸ケーブルの長手方向における間隙３０７の物理長、dを円筒状誘電絶縁体３０３の直径とすると、下記の式が成り立つ。
【数１】
【００４１】
ここで、λはマイクロ波の波長（２．４５ ＧＨｚのマイクロ波を用いた場合、λ ＝ １２２．４ ｍｍ）、kは同軸ケーブルを伝播する伝送波の短縮係数である。 ＴＴＤＰからの最大電力放射は、絶縁ケースの側壁の誘電率εs（絶縁ケースがサファイア製の場合、εsの値は約１１．６）を考慮に入れると、下記の範囲内の値において得られる。
【数２】
【００４２】
式（２）によれば、サファイア製の絶縁ケースの場合、ＴＴＤＰ３２４から得られる電力が最大となるのは、各電極の長さの範囲が ＝ ４．９〜９．７ ｍｍのときである。この長さは、マイクロ波の１／４波長（３０．６ ｍｍ）よりもはるかに短い。したがって、寸法的に短いアンテナアセンブリを製作すれば、小型のプローブを実現できる。したがって、ＴＴＤＰ３２４は、従来型のＴＴＭＰよりも、小さな腫瘍の手術に適していることになる。
【００４３】
本発明のＴＴＤＰ３２４の利点は、上述の利点以外にも多数あり、それらについては個別実施例の記述を通じて説明する。
【００４４】
本発明の第３の目的は、放射間隙が１個しかないという問題を解決することである。この問題については、電気的絶縁間隙を複数有して構成した、配列したアンテナアセンブリを用いる。これらの電気絶縁間隙は、そのようなアンテナアセンブリの長手方向沿いに形成する。
【００４５】
本発明の第３の目的のため、ＴＴＤＰは、アンテナアセンブリを形成するＲＦ電力伝送手段（結合線路など）と、鋭利な辺部を有する頭部少なくとも１個が硬質材料製であってかつアンテナアセンブリを収納する硬質材料製の鞘と、から構成される。ＲＦ電力伝送手段は、少なくとも、中心導体１本と、中心導体の外周に形成した円筒状誘電絶縁体と、外部導体とで構成されるが、これらすべてが組み合わさってアンテナアセンブリとなり、そのダイポールアンテナのうち少なくとも１本は、外部導体の一部から形成されかつ少なくとも中心導体１本と電気的に接続される第１電極と、外部導体の他の一部から形成される第２電極と、第１電極と第２電極との間に形成される絶縁手段と、から構成される。頭部は、辺部と可撓性パイプとで構成されるヘッドエレメントであり、可撓性パイプはこのヘッドエレメント内に形成した結合部に連結される。鞘は、サファイアなどの硬質材料製で、単一体として形成することもできる。
【００４６】
ＴＴＤＰの構造として、第１ダイポールアンテナが電力供給点を介して第１中心導体と第２中心導体とを第１電極と第２電極とにそれぞれ接続する構造で形成され、かつ電力供給点において第１電極と第２電極を隣り合わせに対面させる配置で形成され、第２ダイポールアンテナが電力供給点を介して第１中心導体と第２中心導体とを第２電極と第１電極とにそれぞれ接続する構造で形成され、かつ電力供給点において第１電極と第２電極を隣り合わせに対面させる配置で形成されるように第１ダイポールアンテナと第２ダイポールアンテナが組み立てられている構造とすることもできる。この場合において、一つ目の電極対と二つ目の電極対は、アンテナアセンブリ内において交互に形成するものとする。
【００４７】
さらに、ＴＴＤＰのダイポールアンテナは結合線路の終端に形成してもよい。この場合、ダイポールアンテナは、折り曲げた第１電極と折り曲げた第２電極とで構成され、これらの電極の有する外部電極は外部導体から形成された第１電極と第２電極とにそれぞれ電気的に接続される。
【００４８】
具体的には、図２０および図２１に示すアンテナアセンブリ４２０は、アンテナアセンブリを複数並べた構成となっている。図１１および図１２においては、符合Ｌ、Ｅ、およびＩはそれぞれ有効４／１波長、電界強度、電流強度を表し、また、図１１および図１２においては、符号ＴＲは温熱療法領域を、符号ＴＩは組織を示している。アンテナアセンブリ４２０から放射されるマイクロ波の有効長は、式（２）で与えられる関係を満足する。これらは、図２２および図２３に示すように結合線路４３５から作られる。具体的には、第１電極４０８と第２電極４０９との対が複数形成されており、ＲＦ電力伝送ケーブルである結合線路４３５に第１中心導体４０２ａと第２中心導体４０２ｂとが設けられている。これらの中心導体は、電力供給点４３４ａおよび４３４ｂを介して第１電極４０８と第２電極４０９に接続され、電力供給点４３４ａおよび４３４ｂにおいて第１電極４０８と第２電極４０９が隣り合わせに対面するようにそれぞれ配置される。各第１電極４０８と各第２電極４０９は、電気的絶縁間隙４０７によって絶縁されている。
【００４９】
本発明のＴＴＤＰ４２４は（図２４から図２６に示す通り）、少なくとも、複数の中心導体を第１中心導体４０２ａおよび第２中心導体４０２ｂとして有するアンテナアセンブリ４２０（中心導体の本数は３本以上も可）と、その外周を取り巻く円筒状誘電絶縁体４０３と、円筒状誘電絶縁体４０３の表面上に形成される外部導体４０４と、アンテナアセンブリ４２０の部材である複数のダイポールアンテナ４３６ａおよび４３６ｂと、から構成される。ダイポールアンテナ４３６ａおよび４３６ｂにおいては、第１電極４０８と第２電極４０９はどちらとも外部導体４０４の一部から形成され、互いに絶縁される。第１電極４０８は第１中心導体に、第２電極４０９は第２中心導体に接続される。各第１電極４０８と各第２電極４０９は、電気的絶縁間隙４０７によって絶縁される。外部導体４０４は、略円筒形である。ダイポールアンテナを４３６ａ、４３６ｂ、４３６ｃといった具合に複数有するアンテナアセンブリ４２０は、単一体鞘４０１に収納される。アンテナアセンブリ４２０と単一体鞘４０１とをこのように組み合わせることによって、ＴＴＤＰ４２４を提供する。
【００５０】
図２０と図２１との間、または図２４と図２６との間におけるアンテナアセンブリ４２０の違いは、各中心導体４０２ａと各中心導体４０２ｂとを接続するとともに各第１電極４０８と各第２電極４０９とを接続する電力供給点４３４ａおよび４３４ｂの違いである。各第１電極４０８と各第２電極４０９との長手方向の長さは、ＴＴＤＰ４２４から放射されるＲＦ波の１／４波長に対応する。複数のダイポールアンテナは物理的に直列に配置されているので、各第１中心導体４０２ａは各第１電極４０８に、各第２中心導体４０２ｂは各第２電極４０９に接続される。この構成の場合、ＲＦ電力の電界と電流はそれぞれ電力供給点４３４ａと４３４ｂにおいて節と腹を有する。というのは、ＲＦ波は、対でダイポールアンテナとして機能する第１電極４０８と第２電極の中で定常波となるからである。これらの電力供給点４３４ａおよび４３４ｂは電流の腹であるので、外部導体４０４への最大電流の供給が可能になる。その結果、アンテナアセンブリ４２０は、第１ダイポールアンテナ４３６ａ、第２ダイポールアンテナ４３６ｂ、第３ダイポールアンテナ４３６ｃといった具合に複数のダイポールアンテナを具備できる（図２４から図２６において、ダイポールアンテナ３個の全体像を示す）。このようにダイポールアンテナが複数あるので、温熱療法による病変組織の手術においてＲＦ電力放射による均一な加熱が可能となる。
【００５１】
ＴＴＤＰ４２４においては、上記のダイポールアンテナ４３６ａ、４３６ｂ、４３６ｃ等から放射されるＲＦ波の結合線路４３５における有効波長は、中心導体４０２ａと４０２ｂとの相互結合によってかなり短くなっている。したがって、電極の物理長を結合線路４３５の軸方向において短くすることができる。この短縮効果により、電気的絶縁間隙であるＲＦ放射源を密に配置して、ＴＴＤＰ４２４の単位長さ当たりの間隔を詰め、加熱の均一性を高めて病変組織を焼灼することによって、外科手術の所要時間を短縮することができる。
【００５２】
従来型のＲＦ電力伝送ケーブルについて、中心導体と、その外周を取り巻く円筒状誘電絶縁体と、外部導体とが構成要素となっている場合、同軸ケーブルを使用する。第１電極と第２電極との軸方向の長さは、同軸ケーブル構造を有する従来型のＲＦ電力伝送ケーブルの有効波長λeの４分の１である。有効波長λeは下記の式（３）によって表される。
【数３】
【００５３】
ここで、λ0は真空下での波長、εrは誘電絶縁体の比誘電率、Dは誘導絶縁体の直径、そしてaは中心導体の直径である。例えば実際の数値として、ＲＦ周波数を２．４５ ＧＨｚ、比誘電率を2.3とすると、第１電極と第２電極との長さは４．９５ ｃｍとなる。
【００５４】
ＴＴＤＰ４２４については、図２２および図２３に示す通り、２本の中心導体４０２ａおよび４０２ｂと、円筒状誘電絶縁体４０３と、外部導体４０４とが用いられている結合線路４３５がＲＦ電力伝送ケーブルとして使用される。有効波長は、中心導体４０２ａと４０２ｂとの結合インピーダンスによってさらに短くなるが、この結合インピーダンスは式（２）で表される。
【数４】
【００５５】
ここで、図２３に示す通り、dは２本の中心導体４０２ａと４０２ｂとの間の離間距離（両者の中心間の距離）である。したがって、有効波長全体は式（５）で表される。
【数５】
【００５６】
ここで、kおよびαはそれぞれ下記の式で表される。
【数６】
【数７】
【００５７】
式（６）は、ある中心導体の他の中心導体に対するシールド効果kを表す。kの値は、通常、０．３から０．５である。したがって、結合線路４３５の短縮効果は式（８）で表される係数によって高められる。
【数８】
【００５８】
D ＝ １．１ ｍｍ、d/a ＝ ０．２ ｍｍ／０．１８ ｍｍである絶縁ケースの場合、式（８）の値を式（５）に代入することによって短縮効果の値は０．２８となる。第１電極と第２電極との長さはともに２．４ ｃｍである。アンテナアセンブリ４２０についても、同じ短縮効果が得られる。
【００５９】
複数の中心導体の短縮効果は、中心導体の数量によって高められる。例えば、中心導体が３本使用されている場合、１／４波長は下記の式のようになり、
【数９】
電極の長さは、下記の式の係数によって短縮できる。
【数１０】
【００６０】
上記の短縮効果は、電力供給点４３４ａと４３４ｂとの位置に影響されない。中心導体が３本ある場合、各中心導体は、２本の中心導体が第１中心導体４０２ａとして、残りの１本の中心導体が第２中心導体４０２ｂとして機能するように用いられる。上記２本の中心導体は、隣接し合う２個の電力供給点４３４ａによって定まる各セグメントの中心導体３本の中から選択される。
【００６１】
本発明のＴＴＤＰ４２４の利点は、上述の利点以外にも多数あり、それらについては個別実施例の記述を通じて説明する。
【００６２】
本発明の第４の目的は、灯台効果を解消することである。本発明の第４の目的のため、ＴＴＤＰは、アンテナアセンブリを形成するＲＦ電力伝送手段（連結線路など）と、鋭利な辺部を有する頭部少なくとも１個が硬質材料製であってかつアンテナアセンブリを収納する硬質材料製の鞘と、から構成される。ＲＦ電力伝送手段（連結線路など）は、中心導体２本と、中心導体の外周を取り巻く円筒状誘電絶縁体と、外部導体とで構成されるが、これらすべてが組み合わさってアンテナアセンブリとなり、そのダイポールアンテナのうち少なくとも１本は、外部導体の一部から形成されかつ中心導体１本と電気的に接続される第１電極と、外部導体の別の一部から形成される第２電極と、第１電極と第２電極との間に形成される絶縁手段と、から構成される。結合線路の終端に形成されるもう１本のダイポールアンテナにおいては、半円環状の電極２個１対が円筒状誘電絶縁体の周りに設けられる。この円筒状誘電絶縁体は、上記の半円環状電極２個が電気的絶縁間隙を介して絶縁され、かつ中心導体が上記の半円環状電極に電気的に接続される構造になっている。頭部は、辺部と可撓性パイプとで構成されるヘッドエレメントであり、可撓性パイプはこのヘッドエレメントに内設した結合部に連結される。鞘は、サファイアなどの硬質材料で製作し、単一体として形成することができる。
【００６３】
アンテナアセンブリ内に配置されるダイポールアンテナのいずれにおいても、ＲＦ電力放射は第１電極と第２電極との間に形成される電気的絶縁間隙から行われる。第１電極と第２電極をこのように配置して、ダイポールアンテナを形成する。結合線路は、中心導体２本によってＲＦ電力を先端のダイポールアンテナに供給でき、先端のダイポールアンテナに伝送されたＲＦ電力がそこから放射される。結合線路に形成された単数または複数のダイポールアンテナは、このようなアンテナ構造にすることもできる。
【００６４】
上記の構成は、図２７から図２９に示す通りである。図２７から図２９に示すアンテナアセンブリの基本的な配置は、図２４から図２６に示すアンテナアセンブリの配置と同じである。このアンテナ構成の詳細な構造は、図２４から図２６に示すものと類似している。ただし、アンテナアセンブリ５２０の部材である追加ダイポールアンテナは、アンテナアセンブリ５２０の先端に取り付けられる。図２２に示す結合線路４３５は、外部導体５０４を介してダイポールアンテナ５３６ａ、５２６ｂおよび５３６ｃを形成するために用いられる。ＲＦ電力を伝送する２本の中心導体５０２ａおよび５０２ｂは、前方ダイポールアンテナ５３８で終端処理されているので、アンテナアセンブリ５２０の部材である他のダイポールアンテナ５３６ａ、５３６ｂ、５３６ｃ等とともにそこで均等な励振を行うことができる。最終電力供給点５３４ａおよび５３４ｂから見た場合に最も近いダイポールアンテナ５３６ａまでの前方ダイポールアンテナ５３８の有効電気長は、１／２波長に設定されている。この物理長の場合、前方ダイポールアンテナ５３８による終端処理によって反射が抑制され、ＲＦ電力が前方ダイポールアンテナ５３８に伝送され、その結果、伝送されたＲＦ電力は最終的に前方ダイポールアンテナから組織領域に放射される。
【００６５】
本発明のＴＴＤＰ５２４の利点は、上述の利点以外にも多数あり、それらについては個別実施例の記述を通じて説明する。
【００６６】
本発明の第１から第４の目的は、従来型のＴＴＭＰよりもはるかに進歩したＴＴＤＰを好適に実施することである。以下に説明する通り、ＴＴＤＰの表面の温度制御機能を追加することによって、さらに好適なＴＴＤＰを実施することができる。
【００６７】
ＴＴＤＰ３２４、４２４および５２４の絶縁ケースがサファイア製の単一体鞘からなる場合、単一体鞘３０１、４０１および５０１の温度制御は、鞘内部に冷却液を循環させることによって容易に実現できる。こうすれば、ＴＴＤＰ３２４、４２４および５２４によるＲＦ放射によって病変組織を加熱しても、単一体鞘３０１、４０１および５０１の表面温度は低く保たれる。したがって、病変組織の温度は均一に制御され、図３０に示す通り、加熱しても病変組織の壊死を引き起こす温度を大きく超えることはない。図３０において、符号ＴＴは温熱療法温度を、符号ＴＤはＳＡＲによって定まる組織温度をセ氏で示している。点線（訳者注：原文ではdotted lineとなっていますが、これはsolid lineの間違いではないでしょうか？とりあえずそのまま訳しておきます）は病変組織の温度が低く抑えられていることを、破線はＴＴＤＰの表面からの距離に対するＴＴＤＰの温度変化を示している。単一体鞘３０１、４０１および５０１の温度を大幅に下げることができるので、ＴＴＤＰ３２４、４２４および５２４が挿入された病変組織の凝固は抑制されるが、これらの組織の壊死は阻害されず、またＴＴＤＰ３２４、４２４および５２４の組織への固着も防止される。この温度制御により、外科医は高出力ＲＦを利用できるようになるが、組織の壊死などの治療効果ならびにＴＴＤＰの組織への固着の防止により、温熱療法において従来よりも広い領域の病変組織を加熱できるようになる。
【００６８】
本発明の第５の目的は、ＴＴＤＰに薬剤輸送送達機能を持たせ、ＴＴＤＰを経皮的に挿入した病変組織内に薬剤を注入できるようにすることである。
【００６９】
さらに、本発明の第５の目的のため、本発明の第１から第４の目的において説明したＴＴＤＰが有する単一体鞘には、自身の辺部を貫く穴が鋭利な辺部に開けられているか、または自身の頭部から穴が開けられている。この鞘の円筒状の表面には、内側から外側に向かって穴が穿たれている。
【００７０】
本発明の第５の目的であるＴＴＤＰの利点は、下記の通りである。例えば、図１０６から図１１０に示すように、薬剤を注入した後、組織内部に分散させることができる。または、拡散させた後、ＴＴＤＰ６２４から放射されるＲＦ電力による加熱によって活性化させることができる。このＴＴＤＰには、このような薬剤輸送送達用の経路が物理的に設けられる。薬剤は、熱感応性ゲル製のカプセルに封入されており、ＲＦ放射によって加熱すれば、このゲルカプセルが破れ、薬剤が腫瘍内に分散する。あるいは、加熱によって薬剤が特定腫瘍の細胞の蛋白質の受容性を変化させ、その結果、薬剤がその腫瘍の一部を構成する細胞に浸透する。ＴＴＤＰは、単一操作による組織への経皮的侵襲によって病変組織の加熱処置、薬剤への変換、および薬剤の注入を行えるので、カプセルまたは薬剤の種類によっては、ＴＴＤＰが腫瘍の治療において有効である。
【００７１】
本発明のＴＴＤＰ６２４の利点は、上述の利点以外にも多数あり、それらについては個別実施例の記述を通じて説明する。
【００７２】
本発明の第６の目的は、本発明の第１から第５の目的において開示したＴＴＤＰを外科医が安全に使用するための制御システムを提供することである。ＲＦ電力をＲＦ電源からＴＴＤＰに導く際、ＴＴＤＰでの電力反射がＲＦ電源に戻らないようにして、戻り電力によるＲＦ電源でのＲＦ発電の不安定化を防止する必要がある。制御システムには、ＴＴＤＰにおいて反射されるＲＦ電力がＲＦ電源に戻らないようにするためのサーキュレータを設ける。この制御システムは、ＲＦ電力の出力レベルを制御し、ＲＦ電力を適切なレベルに保ち、ＴＴＤＰの挿入された病変組織の過熱を防止する。
【００７３】
本発明の第６の目的のため、治療用アンテナプローブシステムは、ＲＦ電源と、同ＲＦ電源に接続されるサーキュレータと、本発明の第１から第５の目的に係るＴＴＤＰのうちから選択されかつ同軸ケーブルや結合線路などのＲＦ電力伝送手段を介して上記サーキュレータに接続されたＴＴＤＰと、電力結合器を介して上記ＲＦ電源に接続されたＲＦ電力メータと、から構成される。このＲＦ電力メータは、ＲＦ電源が発生させるＲＦ電力を電力メータの出力信号によって制御する制御器に接続される。
【００７４】
治療用アンテナプローブシステムに熱変換器を組み込んで、この熱変換器からの出力信号を上記制御器への入力とし、その結果、同出力信号によって上記ＲＦ電源が発生させたＲＦ電力を制御し、温熱療法の制御を改善することもできる。
【００７５】
本発明の第６の目的の治療用アンテナプローブシステムの利点は、上述の利点以外にも多数あり、それらについては個別実施例の記述を通じて説明する。
【００７６】
本発明の第７の目的は、本発明の第６の目的で説明した治療用アンテナプローブシステムと、制癌効果および抗癌効果をもたらす一群の薬効から選択されたある特定の薬効を有する制癌剤と、を併用できるようにすることである。
【００７７】
本発明の治療用アンテナプローブシステムと制癌剤との併用の利点は、上述の利点以外にも多数あり、それらについては個別に実施例の記述を通じて説明する。
【実施例】
【００７８】
ここで図面に立ち戻り、多数のＴＴＤＰの実施例について、本発明の第１から第６の目的に沿って説明する。
【００７９】
まず、本発明の第１の目的のためサファイア製の頭部と可撓性絶縁チューブとを用いたＴＴＤＰについて、以下に説明する。
【００８０】
図１３から図１５は、本発明の第１の目的の好適な実施例を示す。アンテナアセンブリは、中心導体２０２と、中心導体２０２の外周に形成した円筒状誘電絶縁体２０３と、外部導体２０４とで構成され、外部導体２０４の一部から形成される第１電極２０８が中心導体２０２に電気的に接続され、外部導体２０４の別の一部から形成される第２電極２０９が第１電極２０８から電気的に絶縁されている。第１電極２０８と第２電極２０９は、同軸ケーブルなどのＲＦ電力伝送ケーブルを介してＲＦ電力を供給するダイポールアンテナを形成する。中心導体２０２、円筒状誘電絶縁体２０３および外部導体２０４は、同軸ケーブルの終端部に形成してもよい。ＴＴＤＰは、アンテナアセンブリ２２０と、鋭利な辺部を有する頭部２９３を特徴とする鞘２３０と、から構成され、鋭利な辺部を有する頭部２９３は、辺部２９１と、可撓性絶縁パイプ２９４に堅固に結合される結合部２９２と、からなる。鋭利な辺部を有する頭部２９３の辺部２９１については、その先端部を機械加工によって鋭い刃物とし、組織を経皮的に切開し、その内部に挿入できるようにする。
【００８１】
第１電極２０８と第２電極２０９との電気的絶縁は、外部導体２０４の一部を切除しその切除部として電気的絶縁間隙２０７は外部導体２０４に形成される。中心導体２０２と第１電極２０８との電気的接続は、図１３および図１４に示す通り、導電性円板２１０を介して行うことが望ましい。図１３は、アンテナアセンブリ２２０の断面図である。図１４は、図１３に示すアンテナアセンブリ２２０の別の断面図である。
【００８２】
さらに図１５は、本発明の第１の目的に係るもう一つ別の好適な実施例を示す。中心導体と第１電極との電気的接続は、中心導体２０２を延長し、折り曲げて第１電極２０８と電気的に接触させることによって行う。導電性円板２１０は、この実施例には使用しない。したがって、この実施例は、アンテナアセンブリ２２０に必要な構成部品が従来よりも少ない場合に向いている。
【００８３】
さらに図３１は、本発明に係るもう一つ別の好適な実施例を示す。第１電極２０８と第２電極２０９の構造は、金属パイプから、または外部導体２０４に巻き付けた金属板から作られ、かつ第１電極２０８と第２電極２０９に電気的に接触する追加電極２１８と２１９を、第１電極２０８と第２電極２０９に追加したものである。外部導体２０４が、金属メッシュ（可撓性同軸ケーブルに用いられる）から、または錫または半田で固めた金属メッシュ（セミリジッドな同軸ケーブルに用いられる）から、作られる場合、電極２０８および２０９が軟らかすぎて機械的に正確に成形できないので、電気的絶縁間隙２０７について、カットラインの明瞭な、または物理的精度の高い電極構造にすることはできない。したがって、第１電極２０８および第２電極２０９の代わりに追加電極２１８および２１９によってカットラインを明瞭にし、これら追加電極の輪郭線によって電気的絶縁間隙２０７を電気的に定義する。
【００８４】
図３２から図３４は、本発明の第１の目的に係るその他の好適な実施例を示す。第１電極２０８と第２電極２０９とを電気的に絶縁するために設ける電気的絶縁間隙には、両電極間の電気絶縁体となり、好ましくは円筒状誘電絶縁体２０３と同一または類似の材質から作られる絶縁環２１１をはめ込む。この絶縁環２１１を使うと、電気的絶縁間隙が単なる切除によって設けられた場合よりも第１電極２０８と第２電極２０９との間の絶縁破壊電圧を高くすることができる。したがって、ＲＦ電力の供給量を増し、ＲＦ電力放射の量を増すことができる。曲げ力による電気的絶縁間隙の歪みについては、上記の絶縁環２１１の機械的剛性によって抑制できる。図３４に示す絶縁環２１１は円筒状誘電絶縁体２０３に設けた間隙に埋め込まれるので、第１電極２０８と第２電極２０９とのエッジライン上の余計な材料が取り除かれて、電気的絶縁間隙における外部導体２０４のエッジが明瞭になる。
【００８５】
図３５および図３６は、図１４および図３３に示すＴＴＤＰアンテナアセンブリ２２０を先端に形成する同軸ケーブル２３３を覆って保護する外部被覆２０５にＴＴＤＰ２２４が繋がっていることを特徴とする、本発明の第１の目的に係るその他の好適な実施例をそれぞれ示す。追加収縮チューブ２１２を追加することによって、収縮チューブ２９４の内側を気密にして外気から遮断し、アンテナアセンブリ２２０から雑菌が漏れ出すことを抑制できる構造としている。当然、ＴＴＤＰアンテナアセンブリ２２０を覆う熱収縮チューブ２９４で外部被覆２０５を直接覆ってもよいが、その構成の場合、追加収縮チューブ２１２は不要である。
【００８６】
図３７は、図３５および図３６に示す追加収縮チューブ２１２を使わず、熱収縮チューブ２９４を引き伸ばして露出同軸ケーブルを覆うことを特徴とする、本発明の第１の目的に係るもう一つ別の好適な実施例を示す。この熱収縮チューブ２９４は、露出同軸ケーブルの保護被覆となり、アンテナアセンブリ２２０から雑菌が漏れ出すのを効果的に抑制できる。
【００８７】
ＴＴＤＰを容易に取り扱えるようにすることを意図する場合、ＴＴＤＰの構成をセミリジッドな同軸ケーブルまたは可撓性同軸ケーブルから分離したものとすることが、ＲＦ電源からＴＴＤＰへの電力伝送上、望ましい場合もある。図３８に示す通り、アンテナアセンブリ２２０は、上記ケーブルから分離されているが、コネクタ２１４を介して結合されている。ＲＦ電力は、ＲＦ電力伝送線を介してコネクタ２１４に供給される。このＴＴＤＰ２２４は、上記ケーブルが外れるので、殺菌装置の容器に入れて殺菌できる。これにより、術後の感染のおそれを低減することが可能となる。
【００８８】
図３９および図４０は、追加電極２２１が第１電極２０８と第２電極２０９との間に追加されることを特徴とする、本発明の第１の目的に係るもう一つ別の好適な実施例を示す。ＳＡＲの分布が追加電極において伸び、ＴＴＤＰ２２４に沿って長い範囲に渡って焼灼することが可能になり、それによって、焼灼を複数回行うのではなく、ＴＴＤＰ２２４を病変組織に経皮的に挿入する深さで治療を１回行うだけで済ませられる。
【００８９】
図４１から図４８は、辺部２９１と熱収縮チューブ２９４に密着する結合部とからなる、鋭利な辺部を有する頭部２９３の刃先の形状が一枚刃プローブ形状の鞘２３０を形成することを特徴とする、本発明の第１の目的に係るその他の好適な実施例を示す。結合部２９２を熱収縮チューブ２９４に接合する方法がよく分かるように、熱収縮チューブ２９４を断面図に示す。何れも若干テーパ状になっていて、右側の直径が左側の直径よりもやや大きくなる。したがって、サファイア製の頭部２９３を結合部２９２において熱収縮チューブ２９４に固く接合できるので、熱収縮チューブ２９４を引き抜く際にサファイア製の頭部２９３が組織に取り残されるといった事故を起さずにＴＴＤＰ２２４を引き抜くことができる。辺部２９１と結合部２９２は、一塊のサファイアまたはサファイア原石を切断または削摩して作る。図４１および図４２は、直線状の刃先を示す。図４３および図４４は、先細り状の刃先を示す。図４５および図４６は、円錐状の刃先を示す。図４７および図４８は、矢状の刃を示す。
【００９０】
図４９から図５１は、結合部２９２が有するカット面２９５が熱収縮チューブと密着しており、同チューブ内での辺部２９１の回転が防止されるようになっていることを特徴とする、本発明の第１の目的に係るその他の好適な実施例を示す。図５０および図５１は、辺部２９１付きの結合部２９２の断面図を示す。図５１に示す切り込み２９６も、図４９と図５０に示すカット面と同じく、本発明の第１の目的に対して好適である。
【００９１】
本発明の第２の目的は、温度むらを低減することである。本発明の第２の目的のためにサファイア製の鞘によってアンテナアセンブリを覆うＴＴＤＰについて、以下、図１６から図１８を用いて説明する。
【００９２】
本発明の第２の目的に供せられるＴＴＤＰの構造は、図１６から図１８に示す通りである。アンテナアセンブリ３２０は、中心導体３０２と、中心導体３０２の外周に形成される円筒状誘電絶縁体３０３と、外部導体３０４とから構成されており、第１電極３０８が外部導体３０４の一部から形成されかつ中心導体３０２と電気的に接続され、第２電極３０９が第１電極３０８から電気的に絶縁された外部導体３０４の別の部分から形成されることを特徴とする。第１電極３０８と第２電極３０９は、同軸ケーブルを介してＲＦ電力の供給を受けるダイポールアンテナを形成する。中心導体３０２、円筒状誘電絶縁体３０３および外部導体３０４は、同軸ケーブルの終端部に形成してもよい。ＴＴＤＰ３２４は、アンテナアセンブリ３２０と、サファイア製の単一体鞘３０１とから構成される。単一体鞘３０１の頭部は、機械加工によって鋭い刃物となっており、組織を経皮的に切開し、その内部に挿入できるようになっている。
【００９３】
第１電極３０８と第２電極３０９との電気的絶縁は、外部導体３０４の一部の切除跡として外部導体３０４に形成される電気的絶縁間隙３０７によって行う。中心導体３０２と第１電極３０８との電気的接続は、図１６および図１７に示す通り、導電性円板３１０を介して行う。図１６は、アンテナアセンブリ３２０の外観図と単一体鞘３０１の断面図を示す。さらに図１７は、図１６に示すアンテナアセンブリの断面図を示す。
【００９４】
さらに図１８は、本発明の第２の目的に係るもう一つ別の好適な実施例を示す。中心導体と第１電極との電気的接続は、中心導体３０２を延長し、折り曲げて第１電極３０８と電気的に接触させることによって行う。導電性円板３１０は使用しないので、この実施例は、アンテナアセンブリ３２０用の構成部品が従来よりも少ない場合に適している。
【００９５】
さらに図５２は、本発明の第２の目的に係るもう一つ別の好適な実施例を示す。金属パイプから、または外部導体３０４に巻き付けた金属板から作った追加電極３１８と３１９とを、第１電極３０８と第２電極３０９に追加する。外部導体３０４が金属メッシュパイプ（可撓性同軸ケーブルに用いられる）から、または錫または半田で固めた金属メッシュ（セミリジッドな同軸ケーブルに用いられる）から作られる場合、電極３０８および３０９が軟らかすぎて機械的に正確に成形できないので、電気的絶縁間隙３０７について、カットラインの明瞭な、または物理的精度の高い電極構造にすることはできない。したがって、第１電極３０８および第２電極３０９の代わりに追加電極３１８および３１９によってカットラインを明瞭にし、これら追加電極の輪郭線によって電気的絶縁間隙３０７を電気的に形状の確定をする。
【００９６】
図５３から図５５は、本発明の第２の目的に係るその他の好適な実施例を示す。第１電極３０８と第２電極３０９とを電気的に絶縁するために設ける電気的絶縁間隙には、円筒状誘電絶縁体３０３と同一または類似の材質から作られる絶縁環３１１を詰める。この絶縁環３１１を使うと、電気的絶縁間隙が単なる切除した部分である場合よりも第１電極３０８と第２電極３０９との間の絶縁破壊電圧を高くすることができる。したがって、ＲＦ電力の供給量を増し、ＲＦ電力放射の量を増すことができる。曲げ力による電気的絶縁間隙の歪みについては、上記の絶縁環３１１の機械的剛性によって抑制できる。図５５に示す絶縁環３１１は、円筒状誘電絶縁体３０３に設けた間隙に埋め込まれるので、第１電極３０８と第２電極３０９とのエッジライン上の余計な材料が取り除かれ、電気的絶縁間隙における外部導体３０４の辺が明瞭になる。
【００９７】
図５６と図５７は、図１７および図５４に示すＴＴＤＰアンテナアセンブリ３２０を先端に形成する同軸ケーブル３３３を覆って保護する外部被覆３０５にＴＴＤＰ３２４が繋がっていることを特徴とする、本発明の第２の目的に係るその他の好適な実施例をそれぞれ示す。追加収縮チューブ３１２を追加することによって、単一体鞘３０１の内側を気密化して外気から遮断し、アンテナアセンブリ３２０から雑菌が漏れ出すことを抑制することができる。当然、ＴＴＤＰアンテナアセンブリ３２０を収納する単一体鞘３０１は、図５６および図５７に示す通り、追加収縮チューブ３１２と外部被覆３０５とで覆われる。
【００９８】
図５８は、金属パイプから、または外部導体３０４に巻き付けた金属板から作られ、図５２に示す通り、第１電極３０８と第２電極３０９に電気的に接触する追加電極３１８と３１９を第１電極３０８と第２電極３０９に追加することを特徴とする、本発明の第２の目的に係るもう一つ別の好適な実施例を示す。追加収縮チューブ３１２は、同軸ケーブル３３３の保護被覆となり、アンテナアセンブリ３２０から雑菌が漏れ出すのを効果的に抑制することができる。
【００９９】
ＴＴＤＰを容易に取り扱えるようにすることを意図する場合、ＴＴＤＰの構成をセミリジッドな同軸ケーブルから、または可撓性同軸ケーブルから分離したものとすることが望ましい場合もある。図５９に示す通り、アンテナアセンブリ３２０は、上記ケーブルから分離されているが、コネクタ３１４を介して結合されている。ＲＦ電力は、ＲＦ電力伝送線を介してコネクタ３１４に供給される。このＴＴＤＰ３２４は、上記ケーブルが外れるので、殺菌装置の容器に入れて殺菌することができる。これにより、術後感染のおそれを低減することが可能となる。
【０１００】
図６０および図６１は、第１電極３０８と第２電極３０４との間に第３電極３２１が追加された、本発明の第２の目的に係るその他の好適な実施例を示す。ＳＡＲ分布が追加電極によって伸びるので、ＴＴＤＰ３２４に沿って長い範囲に渡って焼灼することが可能になり、それによって、焼灼を複数回行うのではなく（文献３を参照）、ＴＴＤＰ３２４を病変組織に経皮的に挿入する深さで１回治療を行うだけで済ませられる（文献３を参照）。
【０１０１】
図６２から図６９は、単一体鞘３０１の頭部が機械加工によって鋭い刃物となっており、組織を経皮的に切開し、その内部に挿入することのできる、本発明の第２の目的に係るその他の好適な実施例を示す。単一体鞘３０１は、この好適な実施例ではサファイア製であるが、その刃先の形状は、図６２および図６３に示す通り、直線状になっている。図６４および図６５に示すサファイア製の頭部３０１の刃先の形状は、テーパ状になっている。図６６および図６７に示すサファイア製の頭部３０１の刃先の形状は、円錐状になっている。図６８および図６９に示すサファイア製の頭部３０１の刃先の形状は、槍の穂先状になっている。
【０１０２】
本発明の第３の目的は、放射間隙が１個しかないという問題、すなわち、組織に対してただ一つの間隙からしかＲＦ放射が行われず、焼灼を均一に行うことが難しいという問題、を解決することである。ここで提供するアンテナ構造では、複数の電気的絶縁間隙がＴＴＤＰ用のアンテナ上に形成されている。
【０１０３】
図２４から図２６は、本発明の第３の目的に係る一連の好適な実施例を示す。第１電極４０８と第２電極４０９とからなる各電極対には、結合線路の外部導体４０４の一部を除去して電気的絶縁間隙４０７を設ける。図２５は、アンテナアセンブリの正面図を示す。第１電極４０８、第２電極４０９、ならびに中心導体４０２ａおよび４０２ｂは、図２４から図２６に示す通り、結合線路４３５の構造内で電気的に接続される。ただし、第１中心導体４０２ａと第２中心導体４０２ｂとの間の電気的接続方法および第１電極４０８と第２電極４０９との間の電気的接続方法は、それぞれの図ごとに異なる。第１電極４０８と第２電極４０９との各対は、ダイポールアンテナ４３６ａ、４３６ｂおよび４３６ｃを形成する。ＴＴＤＰ４２４は、ダイポールアンテナ４３６ａ、４３６ｂおよび４２６ｃからなるアンテナアセンブリと、サファイア製の単一体鞘４０１とで構成される。鞘については、サファイア製の頭部とポリマー製のパイプとを組み合わせた絶縁材料からなるものを使用することもできる。
【０１０４】
図２４に示す実施例は、第１中心導体４０２ａと第２中心導体４０２ｂとを有する結合線路によるものである。第１電極４０８と第２電極４０９は、それぞれ電力供給点４３４ａと４３４ｂを介して第１中心導体４０２ａと第２中心導体４０２ｂに接続され、それぞれ電力供給点４３４ａと４３４ｂに近接して対面している。図２６に示す実施例は、第１中心導体４０２ａと第２中心導体４０２ｂとを有する結合線路によるものである。第１中心導体４０２ａと第２中心導体４０２ｂは、第１電極対をなす第１電極４０８と第２電極４０９とにそれぞれ電力供給点４０３ａおよび４０３ｂを経由して接続され、第１電極４０８と第２電極４０９は、電力供給点４０３ａと４０３ｂに近接して対面する。第１および第２中心導体は、第２電極対をなす第２電極４０９と第１電極４０８とにそれぞれ電力供給点４０３ｂおよび４０３ａ経由で接続され、第１電極４０８と第２電極４０９は電力供給点４０３ｂと４０３ａに近接して対面する。第１電極対と第２電極対は、アンテナアセンブリ４２０内に交互に形成される。
【０１０５】
さらに、単一体鞘３０１は、サファイアから作ることもできる。さらに、この鞘は、辺部と、可撓性絶縁パイプ（TEFLON（商標）製、またはＰＴＦＥ以外のポリエチレン製）に堅固に結合される結合部と、から構成されるサファイア製の頭部を有する鞘として形成される。サファイア製の頭部の辺部は、その先端部を機械加工によって鋭い刃物とすることによって、組織を経皮的に切開し、その内部に挿入できるようになっている。
【０１０６】
図７０から図７２は、本発明の第３の目的に係る、もう一つ別の一連の好適な実施例を示す。結合線路４３５は、ＲＦ電源と接続することによりＲＦ電力伝送ケーブルとして機能し、２本の中心導体４０２ａと４０２ｂに電気的に接続される。アンテナアセンブリ４２０は、複数のダイポールアンテナ対からなり、第１電極と第２電極との間および中心導体４０２ａと４０２ｂとの間を結ぶその電気接続構成は、図２４および図２６に示す構成と同じである。ただし、第１中心導体４０２ａと第２中心導体４０２ｂとの間の電気的接続方法および第１電極と第２電極との間の電気的接続方法は、図ごとに異なる。一方、結合線路４３５は、図７０および図７２（両者ともこの一連の好適な実施例の断面図）ならびに図７１（この一連の好適な実施例の正面図）に示す通り、電力伝送ケーブルとして機能し、外部被覆４０５によって覆われる。追加収縮チューブ４１２を追加することによって、外部被覆４０５と単一体鞘４０１との間の気密性を確保する。この気密性の高い構成によって、手術中におけるＴＴＤＰアンテナアセンブリからの雑菌の漏出を防止する。第１電極と第２電極との間、または中心導体の間のどちらの電気的接続でも、図７０または図７２に示す方法で行うことができる。追加収縮チューブ４１２は熱収縮チューブとし、外部被覆４０５は非収縮被覆としてよい。
【０１０７】
図７３から図７９は、本発明の第３の目的に係り、特に二つの中心導体４０２ａおよび４０２ｂと外部導体４０４との接続に係る、もう一つ別の一連の好適な実施例を示す。さらに、電気的絶縁間隙４０７を介して第１電極４０８と第２電極４０９を絶縁する構造においては、第１電極４０８と第２電極４０９を中心導体４０２ａと４０２ｂに接続することによって電気的接続を行う。第１電極と第２電極は、結合線路４３５を切って小部品にしたものである。中心導体４０２ａおよび４０２ｂは、向かい合った小部品の第１電極４０８と第２電極４０９との終端面から引き出される。図７３と図７４に示す通り、電気的絶縁間隙４０７は、導電層４３８ａと４３８ｂを有するプリント基板（ＰＣＢと略称する）から製作可能な絶縁間隙片４３７によって与えられる。絶縁間隙片４３７は、結合線路４３５の断面の形状に似た円板状に成形されており、中心導体４０２ａと４０２ｂを通す貫通穴４３９を２個有する。絶縁間隙片４３７の導電層４３８ａと４３８ｂについては、貫通穴４３９の直径に比して大きな穴を開け、貫通穴４３９において中心導体４０２ａと４０２ｂが導体層４３８ａと４３８ｂに接触することがないようにする。第２電極４０９側の第１中心導体４０２ａは、第１電極４０８に接触する絶縁間隙片４３７の導電層４３８ａの方向へ引き出される。第１電極４０８側の第２中心導体４０２ｂは、第２電極４０９に接触する絶縁間隙片４３７の他方の導電層４３８ｂの方向へ引き出される。図７３と図７４に示す通り（図７３は斜視図、図７４は断面図）、第１中心導体４０２ａは第２電極４０９に、そして第２中心導体４０２ｂは第１電極４０８に、半田４４５を使って半田付けされる。結合線路４３５に沿って電気的絶縁間隙４０７の長手方向の長さを短くして、第１電極４０８と第２電極４０９とによって構成されるダイポールアンテナ内に組み込めるようにするために、第１中心導体４０２ａと第２中心導体４０２ｂとの捩り部分を外部導体４０４から引き出す。第１中心導体４０２ａと第２中心導体４０２ｂとの捩り部分が外部導体４０４の表面からはみ出る場合、図７５に示すように、半田で固めた後のはみ出し部分を除去する。中心導体４０２ａと４０２ｂがそれぞれ絶縁間隙片４３７上の導電層４３８ａと４３８ｂに不必要に接触するのを防止するため、図７６（断面図）に示すように、絶縁間隙片４３７の一部について導電層４３８ａおよび４３８ｂを部分的に残し、第２電極４０９と第１電極４０８とにそれぞれ半田付けし、不要な部分を除去する。中心導体４０２ａおよび４０２ｂと、絶縁間隙片４３７と、第１電極４０８および第２電極４０９とを半田付けする場合、結合線路４３５の円筒状誘電絶縁体４０３と異なる誘電絶縁材料（樹脂など）で絶縁片４４３を別途製作し、図７７に示すように、この絶縁片を中心導体４０２ａと４０２ｂとの周りの隙間に詰めることができる。
【０１０８】
絶縁間隙片４３７を使用する代わりに、中心導体４０２ａと４０２ｂとの捩り部分を引き出し、外部導体４０４に半田付けし、捩り部分のうち結合線路の表面からはみ出す部分を除去し、図７８に示すように第１電極４０８と第２電極との間に位置し、捩り部分を収めるスロットに上記の絶縁片４４３を挿入するかまたは詰め込む。
【０１０９】
電気的絶縁間隙４０７は、外部導体４０４の一部を除去して第１電極４０８と第２電極４０９との間に設ける。したがって、中心導体４０２ａと４０２ｂとの電気的接続部４３４ａおよび４３４ｂのためにアンテナアセンブリ４２０に隙間を設ける必要がある。電気的接続部４３４ａと４３４ｂの接続を良好に行うため、外部導体４０４の表面にスロット４４２を設け、図７９に示す通り、中心導体４０２ａと４０２ｂならびに第１電極４０８と第２電極４０９を確実に半田付けできるようにする。
【０１１０】
図８０から図８２は、本発明の第２の目的に係り、特にアンテナアセンブリ４２０と電力伝送ケーブルとして機能する結合線路４３５との接続に係る、もう一つ別の一連の好適な実施例を示す。結合線路４３５は、２本の中心導体４０２ａおよび４０２ｂと、円筒状誘電絶縁体４０３と、外部導体４０４とから構成されており、その終端にはアンテナアセンブリ４２０を設ける。結合線路４３５は、従来型のＲＦ電力伝送ケーブルと同じものであってもよい。本実施例では、第１中心導体４０２ａと第２中心導体４０２ｂが互いに接続される。片側に導電層４３８ｃを有する絶縁間隙片４４０は、電気的絶縁間隙４０７のために使用される。この絶縁間隙片４４０は、結合線路４３５の断面の形状に類似した円板状に成形されており、中心導体４０２ａと４０２ｂを通す貫通穴４３９を２個有する。中心導体４０２ａついては、第１電極４０８内から引き出し、結合線路４３５の外部導体４０４に半田付けする。電力伝送ケーブルとして機能する結合線路４３５の中心導体４０２ａとアンテナアセンブリ４２０内の中心導体４０２ａ（図７０から図７３を参照）とは、絶縁間隙片４４０の導電層４３８ｃに接続され、図８０に示す通り、第１電極に半田４４５で半田付けされる。
【０１１１】
中心導体４０２ａおよび４０２ｂと絶縁間隙片４４０の導電層４３８ｃとを不必要に接触させることなく、確実に外部導体４０４と第１電極４０８の中心導体４０２ｂとを電気的に接触させるため、貫通穴４３９の直径と比較して大きな穴を導電層４３８ｃに開ける代わりに、図８１（主要部分の斜視図）に示すように導電層４３８ｃの大部分を除去し、第１電極４０８と向き合う導電層４３８ｃの一部を第１電極４０８に半田付けする。中心導体４０２ｂと、絶縁間隙片４４０と、第１電極４０８とを半田付けする際に中心導体４０２ｂの周りに生じる隙間を埋めるため、図８２に示す通り、上記の絶縁片４４３を絶縁間隙片４４０と第１電極４０８との間の隙間に挿入する。結合線路４３５の中心導体２本は、結合線路４３５の中心導体２本の接続点４３４ｃで終端処理されるので、中心導体２本を１本の中心導体として使用してＲＦ電源からＲＦ給電を行うことができる。
【０１１２】
従来型のＲＦ電力伝送ケーブルは、単一中心導体４０２ｄと、単一中心導体４０２ｄの外周に形成した円筒状誘電絶縁体４０３と、さらにその周りを覆う外部導体４０４とからなる同軸ケーブル４３５ｄであり、図８３に示す通り、中心導体４０２ｄが第１中心導体４０２ａに、そして外部導体４０４が第２導体４０２ｂに電気的に接続された電力伝送ケーブルとして使用できる。
【０１１３】
絶縁間隙片４４０については、半田付けによって第１電極４０８と第２電極４０９に接触する部分に導電層４３８ａを設けてもよい。具体的には、導体４０２ａと４０２ｂとの捩り部分を収納する隙間をアンテナアセンブリ４２０に設ける必要がある。電気的接続を良好に行うため、外部導体４０４の表面にスロット４４２を設け、図８４に示す通り、中心導体４０２ａと４０２ｂならびに第１電極４０８と第２電極４０９を確実に半田付けできるようにする。
【０１１４】
図８５から図８７は、本発明の第３の目的に係るもう一つ別の一連の好適な実施例を示す。アンテナアセンブリ４２０は、両方とも第１電極４０８と第２電極４０９とからなるダイポールアンテナ４３６ａおよび４３６ｂと、各電極が互い違いに長手方向に折り曲げられている別の電極対４３６ｅとから構成されている。第１電極４０８と第２電極４０９は、外部導体４０４から形成される。その他の外部導体４０８ａと４０９ａは、第１電極４０８と第２電極４０９にそれぞれ電気的に接続され、両電極は図８５と図８７の断面図に示す形状に折り曲げられる。図８５および図８７に示すダイポールアンテナ４３６ａと４３６ｂとの構造は、図２４に示すダイポールアンテナ４３６ａと４３６ｂとの構造と同じであり、電極対４３６ｂと４３６ｃとの構造はそれぞれ図２６に示す通りである。電力供給点４３４ｂと４３４ｅは、ＴＴＤＰ４２４が挿入された外側の組織領域へのＲＦ電力放射量が、アンテナアセンブリ４２０の各電極上の他の場所と比べ、電気的絶縁間隙４０７ａにおいて多くなるように定める。電極対４３６ｅは、ダイポールアンテナとして機能する。電気的絶縁間隙４０７ａは結合線路４３５の外部導体４０４の一部を除去して形成し、２本の外部電極４０８ａおよび４０９ａは外部導体４０４上で折り曲げて形成され、同外部導体の一部は第１電極４０８として、同外部導体の別の一部は第２電極４０９として形成される。第２中心導体４０２ｂと曲がり電極４０９ａとの電気的接続構造は、第２導体４０２ａと外部導体４０４について図７３から図７９に示す電気的接続構造と同じである。第１中心導体４０２ａともう一つ別の外部電極４０８ａ（折り曲げ構造）との電気的接続は、図１３に示す導電性円板２１０と類似した導電性円板４１０を介して行う。図８６は、アンテナアセンブリの正面図である。第１電極４０８、第２電極４０９および中心導体は、図８５および図８７に示す通り、結合線路４３５（図８５から図８７では特に図示しない）の内部で電気的に接続される。ただし、第１中心導体４０２ａと第２中心導体４０２ｂとの間の電気的接続方法および第１電極４０８と第２電極４０９との間の電気的接続方法は、それぞれの図によって異なる。対をなす第１電極４０８と第２電極４０９はダイポールアンテナ４３６ａおよび４３６ｂを形成し、もう一つ別の対をなす外部電極４０９ａと４０８ａ（折り曲げ構造）はダイポールアンテナ４３６ｄを形成する。ＴＴＤＰ４２４は、ダイポールアンテナ４３６ａ、４３６ｂおよび４２６ｄからなるアンテナアセンブリ４２０と、絶縁材料製の単一体鞘４０１とで構成される。
【０１１５】
図８８から図９０は、本発明の第３の目的に係るもう一つ別の一連の好適な実施例を示す。結合線路４３５は、ＲＦ電源との接続によりＲＦ電力伝送ケーブルとして機能し、２本の中心導体４０２ａと４０２ｂに電気的に接続される。アンテナアセンブリ４２０は、複数のダイポールアンテナ対５３６ａ、５３６ｂ、５３６ｃおよび５３６ｄからなり、第１電極４０８と第２電極４０９との間、および中心導体４０２ａと４０２ｂとの間を結ぶその電気接続構成は図２４および図２６に示す構成と同じである。一方、結合線路４３５は、図７０および図７２（両者ともこの一連の好適な実施例の断面図）ならびに図７１（この一連の好適な実施例の正面図）に示す通り、電力伝送ケーブルとして機能し、外部被覆４０５によって覆われる。図８９も、この一連の好適な実施例の正面図である。追加収縮チューブ４１２を追加することによって、外部被覆４０５と単一体鞘４０１との間の気密性が確保される。この気密性の高い構成によって、手術中におけるＴＴＤＰアンテナアセンブリからの雑菌の漏出を防止する。第１電極４０８と第２電極４０９との間、または中心導体４０２ａと４０２ｂとの間の電気的接続を図８８または図９０のどちらにしたがって実施するにせよ、その方法は図７０または図７２に示すものと同じとする。追加収縮チューブ４１２は熱収縮チューブ、外部被覆４０５は非収縮被覆としてよい。
【０１１６】
本発明の第３の目的の単一体鞘４０１は、図２４その他に示す単一体構造に代えて、ＴＴＤＰ２２４用の鞘２３０と同じもの、例えば、鋭利な辺部と熱収縮チューブとで構成される、鋭利な辺部を有する頭部２９３を有する鞘としてよい。
【０１１７】
図２７から図２９は、本発明の第４の目的に係る一連の好適な実施例を示す。アンテナアセンブリ５２０は、前方ダイポールアンテナ５３８を形成する電極対５３７ａと５３７ｂを自身の先端に有する。中心導体５０２ａと５０２ｂは、それぞれ電極対５３７ａと５３７ｂに接続される。電極対５３７ａと５３７ｂは、二つの電気的絶縁間隙５０７ａと５３９を共有し、それらによって各電極が互いに絶縁される。ＲＦ電極は、電気的絶縁間隙５３９から外側に向かって放射される。各間隙は、ダイポールアンテナ５３６ａ、５３６ｂおよび５３６ｃのインピーダンスが同じになるように電気的絶縁間隙５０７ａと電気的絶縁間隙５３９を形成することによって決定する。その結果、ＲＦ電力がダイポールアンテナ５３６ａ、５３６ｂおよび５３６ｃを介して外側の組織領域に放射されると、ＲＦ電力の一部が円筒状の組織領域に対して水平に放射され、また、ＲＦ電力が前方ダイポールアンテナ５３８を介して外側の組織領域に放射されると、ＲＦ電力の残りの部分はＴＴＤＰ５２４の挿入された前方組織領域に対して垂直に放射される。図９１は、前方ダイポールアンテナ５３８の拡大図である。電気的絶縁間隙５０７ａは、結合線路５３５の外部導体５０４の一部を除去して形成される。二つの電極対５３７ａと５３７ｂについては、半円環状電極２個（各電極については半円環状電極と呼ぶ）が円筒状誘電絶縁体５０３の周りに取り付くようにして形成する。二つの電気的絶縁間隙５３９は、半円環状に形成した一対の電極５３７ａと５３７ｂとの間に形成される。中心導体５０２ａと５０２ｂは、それぞれ電極対５３７ａと５３７ｂに電気的に接続される。電極対５３７ａと５３７ｂとの結合線路５３５の軸に沿った長さは、もっとも近い電力供給点５３４ａおよび５３４ｂから電気的絶縁間隙５３９までの中心導体５０２ａと５０２ｂとの有効長がＲＦ波の１／２波長となるように定める。すると、最大電流が電気的絶縁間隙５３９において、また、一定レベルの電流が電気的絶縁間隙５０７ａにおいて発生し、残りのＲＦ電力が電気的絶縁間隙５３９と電気的絶縁間隙５０７ａから放射される。電極対５３７ａと５３７ｂは、ダイポールアンテナ、特に前方ダイポールアンテナ５３８に合わせて形成される。電気的絶縁間隙５３９からの放射は、灯台効果の軽減に特に有効である。図２８は、アンテナアセンブリの正面図と単一体鞘５０１の断面図とを示す。第１電極５０８、第２電極５０９ならびに中心導体５０２ａおよび５０２ｂは、図２７および図２９に示す通り、結合線路５３５内で電気的に接続される。ただし、第１中心導体５０２ａと第２中心導体５０２ｂとの間の電気的接続方法および第１電極５０８と第２電極５０９との間の電気的接続方法は、それぞれの図によって異なる。対をなす第１電極５０８と第２電極５０９はダイポールアンテナ５３６ａ、５３６ｂおよび５３６ｃに合わせて形成され、電極対５３７ａと５３７ｂはダイポールアンテナ５３８に合わせて形成される。ＴＴＤＰ５２４は、ダイポールアンテナ５３６ａ、５３６ｂ、５３６ｃおよび５３８からなるアンテナアセンブリ５２０と、サファイアなどの絶縁材料製の単一体鞘５０１と、から構成される。
【０１１８】
図９２から図９４は、本発明の第４の目的に係るもう一つ別の一連の好適な実施例を示す。結合線路５３５は、ＲＦ電源（上記図に図示せず）との接続によりＲＦ電力伝送ケーブルとして機能し、２本の中心導体５０２ａと５０２ｂに電気的に接続される。アンテナアセンブリ５２０は、複数のダイポールアンテナ対からなり、第１電極と第２電極との間、中心導体５０２ａと５０２ｂとの間を結ぶその電気接続構成は図２７および図２９に示す構成と同じである。一方、結合線路５３５は、図９２および図９４（両者ともこの一連の好適な実施例の断面図）ならびに図９３（この一連の好適な実施例の正面図と単一体鞘５０１の断面図）に示す通り、電力伝送ケーブルとして機能し、外部被覆４０５によって覆われる。追加収縮チューブ５１２を追加することによって、外部被覆５０５と単一体鞘５０１との間の気密性が確保される。この気密性の高い構成によって、手術中におけるＴＴＤＰアンテナアセンブリ５２０からの雑菌の漏出を防止する。第１電極５０８と第２電極５０９との間、または中心導体５０２ａと５０２ｂとの間の電気的接続を図９２または図９４のどちらにしたがって実施するにせよ、その方法は図７０または図７２に示すものと同じである。追加収縮チューブ５１２は熱収縮チューブ、外部被覆５０５は非収縮被覆としてよい。
【０１１９】
図９５から図９７は、本発明の第４の目的に係るもう一つ別の一連の好適な実施例を示す。アンテナアセンブリ５２０は、前方ダイポールアンテナ５３８を形成する電極対５３７ａと５３７ｂを自身の先端に有する。中心導体５０２ａと５０２ｂは、それぞれ電極対５３７ａと５３７ｂに接続される。電極対５３７ａと５３７ｂは、図９８に示す通り、半分に切ったカップ状の構造を有する。これらは、前方ダイポールアンテナ５３８を構成要素とする。電極対５３７ａと５３７ｂは、半円環状電極２個が円筒状誘電絶縁体５０３の周りに取り付くようにして形成される。中心導体５０２ａと５０２ｂは、導電性上面５４０ａおよび５４０ｂと埋め込み半田５４１とを介してそれぞれ電極対５３７ａと５３７ｂに電気的に接続される。電極対５３７ａと５３７ｂは、二つの電気的絶縁間隙５３９を有し、それらによって各電極が互いに絶縁される。ＲＦ電力は、これらの間隙から外側に向かって放射される。電気的絶縁間隙５３９は、ダイポールアンテナ５３６ａ、５３６ｂ、５３６ｃおよび５３６ｄのインピーダンスが同じになるように電気的絶縁間隙５０７ａと電気的絶縁間隙５３９を形成することによって決定する。その結果、ＲＦ電力がダイポールアンテナ５３８を介して外側の組織領域に放射されると、ＲＦ電力の一部が円筒状の組織領域に対して水平に放射され、ＲＦ電力の残りの部分はＴＴＤＰ５２４の挿入された前方組織領域に対して垂直に放射される。図９８は、前方ダイポールアンテナ５３８の拡大図である。電気的絶縁間隙５０７ａは、結合線路５３３の外部導体５０４の一部を除去して形成する。電極対５３７ａと５３７ｂとの結合線路５３５の軸に沿った長さは、もっとも近い電力供給点５３４ａおよび５３４ｂから電気的絶縁間隙５３９までの中心導体５０２ａと５０２ｂとの有効長がＲＦ電力のＲＦ波の１／２波長となるように定める。すると、最大電流が電気的絶縁間隙５３９において、また、一定レベルの電流が電気的絶縁間隙５０７ａにおいて発生し、間隙５０７からのＲＦ放射電力とは別のＲＦ電力が電気的絶縁間隙５３９と電気的絶縁間隙５０７ａから放射される。電気的絶縁間隙５３９からの放射は、灯台効果の軽減に特に有効である。図９６は、アンテナアセンブリの正面図と単一体鞘の断面図を示す。第１電極５０８、第２電極５０９ならびに中心導体５０２ａおよび５０２ｂは、図９５および図９７に示す通り、結合線路５３５内で電気的に接続される。ただし、第１中心導体５０２ａと第２中心導体５０２ｂとの間の電気的接続方法および第１電極５０８と第２電極５０９との間の電気的接続方法は、それぞれの図によって異なる。第１電極５０８と第２電極５０９からなる各対、５３６ａ、５３６ｂ、５３６ｃおよび５３６ｄ、はダイポールアンテナであり、それぞれ半円環状に成形された電極対５３７ａと５３７ｂもダイポールアンテナである。ＴＴＤＰ５２４は、ダイポールアンテナ５３６ａ、５３６ｂ、５３６ｃおよび５３６ｄと前方ダイポールアンテナ５３８とからなるアンテナアセンブリ５２０と、サファイアなどの絶縁材料製の単一体鞘５０１と、から構成される。
【０１２０】
図９９から図１０１は、本発明の第４の目的に係るもう一つ別の一連の好適な実施例を示す。ＲＦ電力伝送ケーブルとして機能する結合線路５３５は、２本の中心導体５０２ａと５０２ｂに電気的に接続されるＲＦ電源に接続される。アンテナアセンブリ５２０は、複数のダイポールアンテナ対からなり、第１電極と第２電極との間、および中心導体５０２ａと５０２ｂとの間を結ぶ電気接続構成は、図７０および図７２に示す構成と同じである。一方、結合線路５３５は、図７０および図７２（両者ともこの一連の好適な実施例の断面図）ならびに図７１（この一連の好適な実施例の正面図と単一体鞘５０１の断面図）に示す通り、電力伝送ケーブルとして機能し、外部被覆５０５によって覆われる。追加収縮チューブ５１２を追加することによって、外部被覆５０５と単一体鞘５０１との間の気密性が確保される。この気密性の高い構成によって、手術中におけるＴＴＤＰアンテナアセンブリからの雑菌の漏出を防止する。第１電極と第２電極との間、または中心導体の間の電気的接続を図８８または図９０のどちらにしたがって実施するにせよ、その方法は図７０または図７２に示すものと同じである。追加収縮チューブ５１２は熱収縮チューブとし、外部被覆５０５は非収縮被覆としてよい。
【０１２１】
ＴＴＤＰの絶縁ケースがサファイア製の単一体鞘である場合、サファイアの温度制御はサファイア内に冷却液を循環させることによって容易に実現できる。図１０２と図１０３は、さらに本発明の第２の目的に係る好適な実施例を示す。図１０３は、線１０３で切断したＴＴＤＰ３２４の断面図である。ＴＴＤＰ３２４は、ＴＴＤＰ３２４の内部に、特に単一体鞘３０１の内面とアンテナアセンブリ３２０との間の間隙に、冷却液を出入りさせるためのチューブ３１３ａを有する。溝３１３ｃは、ＴＴＤＰ３２４の内部に液体を流入させやすくするための経路として単一体鞘３０１の内面に設けられる。単一体鞘３０１の表面温度は、ＴＴＤＰ３２４によるＲＦ放射によって病変組織を加熱しても低く保たれる。したがって、病変組織の温度は、均一に制御され、図３０に示す通り病変組織の壊死を引き起こす温度を大幅に超えることはない。したがって、ＴＴＤＰ３２４の挿入された病変組織の凝固は抑制されるが、これらの組織の壊死は阻害されず、またＴＴＤＰ３２４の組織への固着も防止される。この温度制御により、外科医は高出力ＲＦを利用できるようになるが、組織の壊死などの治療効果ならびにＴＴＤＰの組織への焼着の防止により、従来よりも広い領域の病変組織を加熱できるようになる。チューブ３１３ａおよび３１３ｂや単一体鞘３０１内の溝３１３ｃなどと同じ冷却手段を、本発明の第２、第３および第４の目的である他のＴＴＤＰ、すなわちＴＴＤＰ２２４、ＴＴＤＰ４２４およびＴＴＤＰ５２４、にも適用できる。上記の冷却手段の追加による改造によって本発明の第２、第３、第４の目的について得られる個別の実施例は図示しない。というのは、上記のチューブ３１３ａおよび３１３ｂや溝３１３ｃを追加して単一体鞘３０１、４０１および５０１内に冷却液を流入させるための改造は容易に理解できるからである。図５６、５７、５８、６０および６１に示すＴＴＤＰ３２４、図７０、７２、８８および９０に示すＴＴＤＰ４２４、ならびに図９２、９４、９９および１０１に示すＴＴＤＰ５２４については、改造により冷却液循環機能を追加できる。
【０１２２】
本発明の第４の目的の単一体鞘５０１は、図９２などに示す単一体構造に代えて、ＴＴＤＰ２２４用の鞘２３０と同じもの、例えば、鋭利な辺部と熱収縮チューブとで構成される、鋭利な辺部を有する頭部２９３からなる鞘としてよい。
【０１２３】
図１０４から図１０７は、本発明の第５の目的に係り、特に好ましくはサファイア製で鋭利な辺部を有する頭部６９３またはサファイア製の単一体鞘３０１を備え、薬剤送達経路を設けることが可能なＴＴＤＰ６２４、に係る一連の好適な実施例を示す。図１０４および図１０５は、鋭利な先端から辺部を貫く穴が開けられている単一体鞘３０１の刃先を示す。この穴は薬剤注入用先端穴６１８ｈと言い、この穴からＴＴＤＰ６２４の挿入された病変組織に薬剤を注入する。図１０６は、薬剤輸送送達機能を有するＴＴＤＰ６２４を示す。この流路は、単一体鞘６０１とアンテナアセンブリ６２０との間の間隙に設けたチューブ６１３ｄと、薬剤注入用先端穴６１８ｈと、から構成される。本構造の他の部分は、図５７に示すＴＴＤＰ３２４と同じである。薬剤は、シリンジポンプなどの注射手段に入れられそこから供給されるが、その際、流路であるチューブ６１３ｄを通って病変組織へ注入される。図１０７は、もう一つ別の種類の薬剤輸送送達機能、具体的には薬剤を病変組織に水平に注入する機能、を有するＴＴＤＰ６２４を示す。単一体鞘６０１の刃先に設ける薬剤注入用先端穴６１８ｈに加え、単一体鞘６０１の円筒面に内側から外側に抜ける穴を追加する。これらの穴は薬剤注入用側面穴６１８ａと言い、これらの穴を介して単一体鞘の内部からＴＴＤＰ６２４の挿入された組織へと薬剤を流出させる。薬剤が薬剤注入用側面穴６１８ａから流出しやすいように、チューブ６１３ｄを短くしている。本構造の他の部分は、図５７に示すＴＴＤＰ３２４と同じである。アンテナアセンブリ６２０の表面との接触による薬剤の汚染を防止するには、アンテナアセンブリ６２０の表面をフォトレジンまたはフォトポリマーでコーティングしてアンテナアセンブリ６２０の金属表面から薬剤へのイオン溶出を防止すればよい。この薬剤輸送送達方法の特徴は、図１０６に示すＴＴＤＰよりも短時間でかつ均一に薬剤を病変組織部に輸送送達できるということである。この違いは、この薬剤輸送送達機能の優れていることのみを意味するものではなく、薬剤を内包する各種カプセルを多種多様な選択肢から選んで使用する能力を有することを意味する。
【０１２４】
図１０８は、本発明の第５の目的に係るもう一つ別の好適な実施例を示す。単一体鞘６０１ではなく鞘６３０内に熱収縮チューブ６９４を有するＴＴＤＰ６２４に上記の流路を設ける。薬剤の輸送送達方法は、図１０６に示すＴＴＤＰ６２４による場合と同じである。
【０１２５】
図１０９および図１１０は、本発明の第５の目的に係るもう一つ別の一連の好適な実施例を示す。本発明の第３の目的のために実施するＴＴＤＰ４２４には、薬剤輸送送達用の流路が追加される。この流路は、単一体鞘６０１内を縦貫するチューブ６１３ｄと、単一体鞘６０１の刃先に形成される薬剤注入用先端穴６１８ｈとから構成される。
【０１２６】
上記の流路を設ける改造を行えば、本発明の第４の目的に適用する薬剤輸送送達機能と同じ薬剤輸送送達機能を実施できることは自明である。ただし、病変組織への薬剤輸送送達を可能にするために上記の流路を追加するための改造は容易に理解できるので、これらの実施例については図示しない。図３５、３７、３９および４０に示すＴＴＤＰ２２４、図５６、５８、６０および６１に示すＴＴＤＰ３２４、図７０、７２、８８および９０に示すＴＴＤＰ４２４、ならびに図９２、９４、９９および１０１に示すＴＴＤＰ５２４を改造して冷却液を循環させる機能を持たせることもできる。
【０１２７】
制癌効果または抗癌効果を有する制癌剤、例えば、ミトマイシンＣ、アドリアマイシン、エピルビシン、ピラルビチン、シスプラチン、メトレザーテ、５−ＦＵ（ＦＵまたは５−ＦＵ）、テガフル、ＵＦＴ、カルモフル、ドキシフルリダイン、ＴＳ−１、イリノテカン、ドセタゼル、リュコヴォリン（全て商標）等を病変組織に注入するには、液相運搬体または薬剤運搬体、すなわち、感熱自壊型薬剤搬送体や、高分子ミセルや、感熱性ナノミセルや、感温疎水性・感温親水性ヒドロゲル微粒子や、シスジクロロジアミンプラチンを内包させた反応性ＰＥＧ（ポリエチレングリコール）鎖を有するドラッグキャリヤ様の新型重合ミセルや、シスジクロロジアミンプラチンを内包するブロック共重合体ミセルなどを用いる。制癌剤は、正常な細胞を直接攻撃しない。薬剤の注入後、ＴＴＤＰ６２４によって組織が加熱されると、制癌剤を内包する運搬体または搬送体の分解が始まる。その後、制癌剤は腫瘍内に留まるので、ＴＴＤＰ６２４による熱壊死と、薬剤によるアポトーシスの促進とが各所で同時に発生し、温熱治療領域全体に拡がる。したがって、癌治療の実施に伴う人体への負担が軽減される。その他の制癌剤、例えば、抗癌剤−ＤＮＡ複合体、化学抗癌剤、高分子抗癌剤などを上記のカプセル化技術と組み合わせて使用することもできる。このＴＴＤＰ６２４を癌治療に応用すると、薬物活性の効果を高め、かつ長期間持続させることができる。その結果、細胞内の水分のＲＦ加熱機能と特定の病変細胞への薬剤注入機能との複合効果が期待できる。
【０１２８】
図１１１は、本発明の第６の目的に係る好適な実施例を示す。治療用アンテナプローブシステム７３１Ａは、ＲＦ電源７２１（または、マイクロ波周波数を有するマイクロ波電力を使用する場合、マイクロ波電源と呼ばれる）と、ＲＦ電源７２１に接続されるサーキュレータ７２２と、同軸ケーブル２３３および３３３や結合線路４３５、５３５および６３５などのＲＦ電力伝送手段である送電ケーブル７２９と、電力結合器７２８を介してＲＦ電源７２１に接続される電力メータ７２３と、ＲＦ電力を測定する電力メータ７２３の出力信号によってＲＦ電源７２１の発生させるＲＦ電力を制御する制御器７２５と、から構成される。電力結合器７２８の目的は、ＲＦ電源７２１からのＲＦ電力出力強度レベルを監視することであり、ＲＦ電力出力からのＲＦ電力の電力結合器７２８への割当量は少量でよい。というのは、電力結合器７２８の使用目的は、ＲＦ電力出力に対する比例関係があることにより、ＲＦ電力出力を監視することができるからである。サーキュレータ７２２は、負荷７４４に接続されているのでＴＴＤＰ７２４からの反射電力を吸収し、ＲＦ電源７２１に逆流させず、治療用アンテナプローブシステム７３１の動作を安定させることができる。
【０１２９】
上記の治療用アンテナプローブシステム７３１Ａの場合、ＴＴＤＰ７２４への送電ケーブル７２９の接続をコネクタ、同軸ケーブル２３３および３３３、または結合線路４３５および５３５のいずれで行うかは、ＴＴＤＰの種類がＴＴＤＰ２２４、３２４、４２４、５２４、６２４のいずれであるかによって決まる。送電ケーブル７２９の外部導体は、同軸ケーブル２３３または３３３の、または結合線路４３５、５３５または６３５の、外部導体を介して最終的には第１電極２０８、３０８、４０８、５０８または６０８と、第２電極２０９、３０９、４０９、５０９または６０９とに接続される。
【０１３０】
治療用アンテナプローブシステム７３１Ａが、ＴＴＤＰ７２４とは別個の機器、例えば熱電対や白金製温度センサなどである熱変換器７２６と、ＴＴＤＰ７２４とを備えていれば、ＲＦ電源７２１からの出力電力が制御され、ＲＦ電力による病変組織の過熱による凝固が防止されるのでさらに望ましい。また、この制御方法では、ＴＴＤＰ７２４によって加熱される病変組織の温度を監視することにより、ＲＦ電源７２１からのＲＦ電力を治療手術中に適正レベルに維持できる。
【０１３１】
ＲＦ電源７２１は、２．４５ ＧＨｚのマイクロ波または９４５ ＭＨｚのいわゆるＵＨＶを発生させる。ＲＦ電力の周波数が異なっている場合、９４５ ＭＨｚのときの電気的絶縁間隙２０７、３０７、４０７、４０７ａ、５０７、５０７ａ、５３９および６０７を修正して、２.４５ ＧＨｚのときの２.６倍になるようにしなければならない。
【０１３２】
図１１２は、本発明の第６の目的に係るもう一つ別の好適な実施例を示す。治療用アンテナプローブシステム７３１Ｂは、ＴＴＤＰ７２４を備え、その鞘の中には熱変換器７２６ａが組み込まれる。熱変換器７２６ａは、熱電対または白金製温度センサであることが望ましい。図１１３から図１１６は、辺部７９１、すなわち鞘７３０の先端に加工された穴７２６ｃに熱変換器７２６ａが挿入されていることを特徴とする、本発明の第１、第３、および第４の目的の各種ＴＴＤＰの断面図を示す。熱変換器７２６ａと辺部７９３は、熱伝導性のセメントまたはヒートシンクオイルによって接触させる。その他のＴＴＤＰについても、その単一体鞘３０１、４０１、５０１および６０１に熱変換器７２６ａを組み込めることが望ましい。
【０１３３】
図１１７および図１１８は、本発明の第６の目的に係るその他の好適な実施例を示す。符号Ｐ２は、差分電力信号を意味する。具体的には、電力メータ７２３への入力信号は、ＲＦ電源７２１からの出力電力と、サーキュレータ７２２の残りのポートが発生させる電力とによって発生する。この残りのポートからの電力を監視することによってＴＴＤＰ７２４からの反射電力（Ｐ１）の測定が可能である。ＲＦ電源７２１からの出力電力と反射電力（Ｐ１）との差分電力が測定できる。ＲＦ電源７２１の出力電力（Ｐ０）が制御器７２５によって制御されることにより、組織への入力（Ｐ０−Ｐ１）が適切に制御される。
【０１３４】
その結果、ＲＦ電源７２１の出力電力（Ｐ０）とＴＴＤＰ７２４からの反射電力との差分電力の信号が差分電力（Ｐ２）として測定される。この差分電力（P２）は、TTPD ７２４の挿入された組織に実際に送られる電力とみなされる。したがって、差分電力（P２）の信号によって制御器７２５を制御することにより、ＲＦ電源７２１が、組織に対して適切なレベルのＲＦ電力を出力できるようになっている。
【０１３５】
図１１９は、本発明の第６の目的に係るもう一つ別の好適な実施例を示す。この実施例は、熱変換器７２６または７２６ａの信号が制御器７２５への入力となり、ＲＦ電源７２１のＯＮ／ＯＦＦ切り換えを制御することを特徴とする、ＲＦ電源７２１からのＲＦ電力の制御シーケンスに関する。具体的には、ＲＦ電源７２１からの出力電力は、断続的な給電期間と、時間ｔで表される無給電期間という形で表される。給電期間におけるＲＦ電力レベルは一定であるが、差分電力（Ｐ２）を監視することによりＲＦ電力レベルが組織の過熱レベルを超えたと判定されると、給電停止となる。給電期間の監視および制御は、熱変換器７２６または７２６ａの出力信号によって行われる。この制御方法を用いれば、ＴＴＤＰ７２４が挿入された組織の温度を、温熱療法によって局所的な凝固を起さずに病変領域を壊死させる範囲内に適切に維持できる。
【０１３６】
制御器７２５に設定する制御温度の下限ＴＬは、細胞の壊死が始まる蛋白質分解温度（４２．５℃）に近い温度である。温度が制御温度の下限ＴＬよりも低くなると、熱変換器７２６から信号が送られて、ＲＦ電源７２１の出力が再開される。ＲＦ電源７２１からの平均出力電力は１０ Ｗで、負荷サイクルは５０％（給電期間と無給電期間はどちらも１繰り返し期間の５０％である）で、合計ＲＦ給電（負荷率５０％未満）時間は本温熱療法による手術の焼灼単位である６００秒である。ＴＴＤＰ７２４の挿入された組織の温度が４４℃を超えると、制御器７２１がＲＦ電源７２１を制御し、その出力を遮断する。
【０１３７】
制御温度の上限ＴＨは、制御器７２５で設定する。熱変換器７２６または７２６ａの出力信号は、制御温度ＴＬとＴＨに基づいて評価される。熱変換器７２６または７２６ａからの出力信号がいったんＴＨを示すと、先述の通り、ＲＦ電源７２１からの出力電力は遮断される。すると、ＴＴＤＰの挿入された病変組織の温度が下がり始め、病変組織周辺の正常な細胞の温度に達する。病変組織の温度がＴＬまで下がると、制御器７２５はＲＦ電源７２１を再起動し、出力電力を供給する。制御器７２５は、上記のような履歴シーケンスで電力のＯＮ／ＯＦＦ切り換えを制御する。
【０１３８】
図１１９は、ＲＦ電源７２１を制御する制御器７２５の動作シーケンスを示す。符号ＴＭＰはセ氏表示の温度を、符号ｔは秒単位の時間を、符号ＴＬおよびＴＨは制御温度を、符号OTTは熱温度出力を、符号ＰＳは給電期間を、そして符号ＮＰＳは無給電期間を表す。ＲＦ電力の出力電力レベルは一定に維持され、ＴＴＤＰからのＲＦ電力出力のＯＮおよびＯＦＦは、それぞれ１サイクルの５０％になるように制御される。組織の温度がＴＨ（４４℃）を超えると、電力出力が遮断され、組織の温度がＴＬ（４２．５℃）まで下がると電力出力が再開される。
【０１３９】
図１２０は、本発明の第６の目的に係るもう一つ別の好適な実施例を示す。符号Ｐ２は、差分電力信号を表す。治療用アンテナプローブシステム７３２Ｃは、薬剤輸送送達システムを含む。このシステムは、供給チューブ７１３ｅを介して薬剤を注入するためのシリンジポンプを内蔵する注入ユニット７３０からなり、この供給チューブ７１３ｅは、延長されてＴＴＤＰ６２４のチューブ６１３ａに接続されている。
【０１４０】
注入ユニット７３０は、薬剤注入用先端穴６１８ｈおよび側面穴６１８ａを有する上記のＴＴＤＰ７２４が挿入された病変組織に薬剤を供給する。注入ユニット７３０については、手動操作、または電動機による自動動作が行えることが望ましい。本治療用アンテナプローブシステム７３１Ｃの他の部分は、治療用アンテナプローブシステム７３１Ａまたは７３１Ｂのものと同じである。病変組織に注入する薬剤を活性化するために、ＴＴＤＰ７２４による焼灼を行う前、最中、または後のうち、どのタイミングでＴＴＤＰ７２４への薬剤注入を行うかどうかは制癌剤などの薬効によって異なる。
【０１４１】
図１２１は、本発明の第６の目的に係るもう一つ別の好適な実施例を示す。このＴＴＤＰ７２４の構成は、本発明の第１の目的のＴＴＤＰの構成と同じであり、辺部７９１、すなわち、鞘７３０の先端、に加工した穴７２６ｃに熱変換器７２６ａが挿入されることを特徴とする。熱変換器７２６ａと辺部７９３は、熱伝導性のセメントまたはヒートシンクオイルによって接触させる。さらにＴＴＤＰ７２４は、図１０６に示すものと同じ薬物輸送送達機能を有する。このＴＴＤＰ７２４により、ＴＴＤＰ７２４の挿入された組織の温度を監視すること、ならびに組織の温度が適切な状態で制癌剤を輸送送達することが可能になる。
【０１４２】
その他のＴＴＤＰについても、単一体鞘３０１、４０１、５０１および６０１にも熱変換器７２６ａを組み込めることが望ましい。
【０１４３】
単一体鞘３０１、４０１、５０１、６０１および７０１の構造は、曲げおよび加圧に対する機械的耐久性が高い単体構造とする。
【０１４４】
熱収縮チューブ２９４と単一体鞘３０１は、一部または全体を着色してよい。ＴＴＤＰの色を目視確認することにより、治療過程と外科手術方法を管理できる。
【０１４５】
本発明の範囲は、上記の各図面に示した実施例に限定されるものではない。本発明の概念と同じ概念の範囲に収まる変形例も、本発明と同一または等価の発明に含まれる。
【産業上の利用可能性】
【０１４６】
本発明は、産業上の実用性を有する。本発明の第１から第６の目的は、いずれも産業技術によって実施するものであって、各種産業分野に、具体的には、高周波治療器、高周波治療システムおよびそれらの使用方法に関する医療技術に、応用できる。
【図面の簡単な説明】
【０１４７】
本発明の目的と利点について理解を深めるには、添付図面とともに以下の詳細説明を参照する必要がある。互いに類似した部品には互いに類似した参照番号が割り当てられている：
【図１】マイクロターゼ用の電気プローブの側面図である。
【図２】マイクロターゼ用の電気プローブの断面図である。
【図３】頭部が弾丸形状のマイクロターゼ用の電気プローブの断面図である。
【図４】頭部が弾丸形状のマイクロターゼ用の電気プローブの断面図である。
【図５】文献２における研究対象である新しい温熱療法プローブの図である。
【図６】文献２における研究対象である新しい温熱療法プローブの図である。
【図７】文献２における研究対象である新しい温熱療法プローブの図である。
【図８】文献２における研究対象である新しい温熱療法プローブの図である。
【図９】組織内におけるＳＡＲによって定まる温度分布図である。
【図１０】組織内におけるＳＡＲによって定まる温度分布図である。
【図１１】従来技術の温熱療法プローブによる温熱療法が有効な領域の模式図である。
【図１２】従来技術の温熱療法プローブによる温熱療法が有効な領域の模式図である。
【図１３】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１４】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１５】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１６】本発明の第２の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１７】本発明の第２の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１８】本発明の第２の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１９】本発明の第２の目的に係るＴＴＤＰを使用する場合において、ＳＡＲによって定まる組織内の温度分布図である。
【図２０】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰのアンテナアセンブリの断面図である。
【図２１】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰのアンテナアセンブリの断面図である。
【図２２】本発明の第３の目的に用いる結合線路の斜視図および断面図である。
【図２３】本発明の第３の目的に用いる結合線路の斜視図および断面図である。
【図２４】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図２５】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図２６】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図２７】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図２８】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図２９】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図３０】本発明の第１から第３の目的に係るＴＴＤＰが冷却液を内部で循環させる構造を備える場合において、組織内におけるＳＡＲによって定まる温度分布図である。
【図３１】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。
【図３２】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。
【図３３】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。
【図３４】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。
【図３５】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。
【図３６】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。
【図３７】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。
【図３８】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。
【図３９】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。
【図４０】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。
【図４１】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。
【図４２】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。
【図４３】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。
【図４４】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。
【図４５】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。
【図４６】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。
【図４７】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。
【図４８】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。
【図４９】ＴＴＤＰのヘッドエレメントの結合部に形成されるカット面である。
【図５０】ＴＴＤＰのヘッドエレメントの結合部に形成するカット面と切り込みとを示す図である。
【図５１】ＴＴＤＰのヘッドエレメントの結合部に形成するカット面と切り込みとを示す図である。
【図５２】本発明の第２の目的のＴＴＤＰにおいてアンテナアセンブリに変更を加えた変形例の図である。
【図５３】本発明の第２の目的のＴＴＤＰにおいてアンテナアセンブリに変更を加えた変形例の図である。
【図５４】本発明の第２の目的のＴＴＤＰにおいてアンテナアセンブリに変更を加えた変形例の図である。
【図５５】本発明の第２の目的のＴＴＤＰにおいてアンテナアセンブリに変更を加えた変形例の図である。
【図５６】本発明の第２の目的のＴＴＤＰにおいてアンテナアセンブリに変更を加えた変形例の図である。
【図５７】本発明の第２の目的のＴＴＤＰにおいてアンテナアセンブリに変更を加えた変形例の図である。
【図５８】本発明の第２の目的のＴＴＤＰにおいてアンテナアセンブリに変更を加えた変形例の図である。
【図５９】本発明の第２の目的のＴＴＤＰにおいてアンテナアセンブリに変更を加えた変形例の図である。
【図６０】本発明の第２の目的のＴＴＤＰにおいてアンテナアセンブリに変更を加えた変形例の図である。
【図６１】本発明の第２の目的のＴＴＤＰにおいてアンテナアセンブリに変更を加えた変形例の図である。
【図６２】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの頭部の形状を示す図である。
【図６３】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの頭部の形状を示す図である。
【図６４】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの頭部の形状を示す図である。
【図６５】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの頭部の形状を示す図である。
【図６６】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの頭部の形状を示す図である。
【図６７】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの頭部の形状を示す図である。
【図６８】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの頭部の形状を示す図である。
【図６９】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの頭部の形状を示す図である。
【図７０】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図７１】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図７２】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図７３】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図７４】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図７５】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図７６】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図７７】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図７８】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図７９】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図８０】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図８１】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図８２】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図８３】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図８４】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図８５】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図８６】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの変形例の断面図である。
【図８７】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの変形例の断面図である。
【図８８】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの変形例の断面図である。
【図８９】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの変形例の断面図である。
【図９０】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの変形例の断面図である。
【図９１】本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの追加ダイポールアンテナの斜視図である。
【図９２】本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図９３】本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図９４】本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図９５】本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図９６】本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図９７】本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図９８】本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの追加ダイポールアンテナの斜視図である。
【図９９】本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１００】本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１０１】本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１０２】本発明の第１の目的に係る、冷却液循環構造を内蔵するＴＴＤＰの断面図である。
【図１０３】本発明の第２の目的に係る、冷却液循環構造を内蔵するＴＴＤＰの断面図である。
【図１０４】本発明の第５の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。
【図１０５】本発明の第５の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。
【図１０６】本発明の第５の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１０７】本発明の第５の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１０８】本発明の第５の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１０９】本発明の第５の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１１０】本発明の第５の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１１１】本発明の第６の目的に係る治療用アンテナプローブシステムの回路図である。
【図１１２】本発明の第６の目的に係る治療用アンテナプローブシステムの回路図である。
【図１１３】本発明の第６の目的に係る治療用アンテナプローブシステムに使用するＴＴＤＰの断面図である。
【図１１４】本発明の第６の目的に係る治療用アンテナプローブシステムに使用するＴＴＤＰの断面図である。
【図１１５】本発明の第６の目的に係る治療用アンテナプローブシステムに使用するＴＴＤＰの断面図である。
【図１１６】本発明の第６の目的に係る治療用アンテナプローブシステムに使用するＴＴＤＰの断面図である。
【図１１７】本発明の第６の目的に係る治療用アンテナプローブシステムの回路図である。
【図１１８】本発明の第６の目的に係る治療用アンテナプローブシステムの回路図である。
【図１１９】本発明の第６の目的に係る治療用アンテナプローブシステムの制御方法を示す制御シーケンスである。
【図１２０】本発明の第６の目的に係る治療用アンテナプローブシステムのブロック図である。
【図１２１】本発明の第６の目的に係る治療用アンテナプローブシステムに使用するＴＴＤＰの断面図である。
【符号の説明】
【０１４８】
１０２ 中心導体
１０３、２０３、４０３、５０３ 円筒状誘電絶縁体
１０４ 外部導体
１０５、２０５、３０５、４０５、５０５、６０５ 外部被覆
１０６ 弾丸状頭部
１０７、２０７、３０７、４０７、４０７ａ、５０７、５０７ａ、６０７ 電気的絶縁間隙
１０８、２０８、３０８、４０８、５０８、６０８ 第１電極
１０９、２０９、３０９、４０９、５０９、６０９ 第２電極
１１７ 従来型絶縁用鞘
１１７Ａ 絶縁ケース
２０２、３０２ 中心導体
２０４、３０４、４０４、５０４ 外部導体
２０８、３０８、４０８、５０８、６０８ 第１電極
２１０、３１０、４１０ 導電性円板
２１１、３１１ 絶縁環
２１２、３１２、４１２、５１２ 追加熱収縮チューブ
２１４、３１４ コネクタ
２１８、２１９、３１８、３１９、６１８、６１９ 追加電極
２２０、３２０、４２０、５２０、６２０ アンテナアセンブリ
２２４、３２４、４２４、５２４、６２４、７２４ ＴＴＤＰ（温熱療法用ダイポールアンテナ）
２３０、６３０、７３０ 鞘
２３３、３３３、４３５ｄ、５３３ 同軸ケーブル
２９１、６９１、７９１ 辺部
２９２、６９２、７９２ 結合部
２９３、６９３、７９３ 鋭利な辺部を有する頭部
２９４、６９４、７９４ 熱収縮チューブ
２９５ カット面
２９６ 切り込み
３０１、４０１、５０１、６０１、７０１ 単一体鞘
３０３、４０３、５０３ 円筒状誘電絶縁体
３１３ａ、６１３ｄ チューブ
３１３ｃ 溝
３２０、４２０、５２０、６２０、７２０ アンテナアセンブリ
３２１ 第３電極
４０２ａ、５０２ａ 第１中心導体
４０２ｂ、５０２ｂ 第２中心導体
４０４、５０４ 外部導体
４０８ａ、４０９ａ 外部電極
４３４ａ、４３４ｂ、５３４ａ、５３４ｂ 給電点
４３５、５３５、６３５ 結合線路
４３６ａ、４３６ｂ、４３６ｃ、４３６ｄ、５３６ａ、５２６ｂ、５３６ｃ、５３６ｄ ダイポールアンテナ
４３６ｅ 電極対
４３７、４４０ 絶縁間隙片
５３７ａ、５３７ｂ 電極対
４３８ａ、４３８ｂ、４３８ｃ 導電層
４３９ 貫通穴
５３８ 前方ダイポールアンテナ
４４３ 絶縁片
４３４ｃ 接続点
４０２ｄ シングル中心導体
４４２ 溝
４３６ｅ 他方の電極対
５３９ 電気的絶縁間隙
５４０ａ、５４０ｂ 導電性端部
５４１ 埋め込み式半田付け
６１３ａ チューブ
６１８ａ、６１８ｈ 薬剤注入用側面穴および先端穴
７１３ｅ 供給チューブ
７３１Ａ、７３１Ｂ、７３１Ｃ 治療用アンテナプローブシステム
７２１ ＲＦ電源
７２２ サーキュレータ
７２９ 電力伝送ケーブル
７２３ 電力メータ
７２８ 電力結合器
７２５ 制御器
７２２ サーキュレータ
７２９ 送電ケーブル
７３１ 治療用アンテナプローブシステム
７４４ 負荷
７２６、７２６ａ 熱変換器
７３１Ｂ 治療用アンテナプローブシステム
７２６ｃ 穴
７２５ 制御器
７３０ 注入ユニット
【技術分野】
【０００１】
本発明は、高周波（以下、ＲＦと言う）治療器およびそのシステムの構造と使用方法の全般に関する。具体的には、本発明は、ＲＦアンテナアセンブリと少なくとも硬質材料製の切開刃１個を包含する鞘とを有する治療用アンテナプローブなどのＲＦ治療器と、ＲＦ治療器を内蔵するＲＦ治療システムと、その使用方法とに関する。
【背景技術】
【０００２】
ＲＦ手術器は、腫瘍や病変組織を除去する目的で広く用いられている。ＲＦ手術器の特徴の一つとして、侵襲性が比較的低いことが挙げられる。これは、手術器を特殊な方法で使用し、病変腫瘍の特定領域に、または病変腫瘍と近接する組織の特定領域に挿入することによる。ＲＦ手術器は、腫瘍の内部において、または病変や癌の発現している病変組織の内部において熱を発生させることによって、病変がまさに発現している組織領域にＲＦ電力を吸収させ、その組織領域を温熱焼灼するものである。ＲＦ手術器による治療は経皮的に行うが、開腹範囲が比較的狭いため、治療に伴う侵襲性が比較的低く、患者の入院期間を短くすることができる。
【０００３】
ＲＦ手術器には、次の２種類がある。一方は、ＲＦ切除器であり、このＲＦ切除器が挿入された組織の内部において電流を誘起させ、その誘起電流が発生させる温熱によって組織を凝固させるというものである。これは、文献１の説明の通り、ＬｅＶｅｅｎが提案したものである。もう一方の種類のＲＦ手術器は、マイクロ波電力を放射し、その電力をRF手術器が挿入された組織の内部にある水分に吸収させるというものである。細胞内の水分に吸収させた電力によって、組織の蛋白質を分解し、かつ組織の細胞を壊死させるのに必要な温度以上に組織を加熱する。かねてよりマイクロ波の周波数としては、９４５ＭＨｚまたは２．４５ＧＨｚが用いられている。上記のようなＲＦ手術器を使用する治療方法は、ＲＦハイパーサーミアまたは経皮的マイクロ波凝固法と呼ばれている。
【０００４】
治療用製品としては、マイクロターゼ（アルフレッサファーマ社の登録商標、文献１）が有名である。この製品は、上記二つの治療効果を活用するものである。マイクロターゼに用いられる電気プローブ（以下、「プローブ」と略称する）は、同軸ケーブルと似た同軸構造を持つ。具体的には、同プローブは、図１および図２に示す通り、中心導線１０２（「中心導体」と略称する）と、その外周を取り巻く円筒形状の誘電絶縁体１０３と、外部導電性筒体１０４（「外部導体」と略称する）と、それを覆う外部被覆１０５とで構成される。外部導体１０４は一方の電極として、中心導体１０２は他方の電極として形成される。外科手術を行いやすくするため、プローブの先端は図１および図２に示すような針の先端として、または図３と図４に示す弾丸状頭部１０６として形成する。構造体全体については、温熱療法プローブと呼び、この電気プローブの電気的特性に基づいて特に温熱療法モノポールアンテナプローブ（ＴＴＭＰと略称する）と呼ぶ。
【０００５】
上記２番目の種類（文献３）に関して説明した温熱療法プローブの他にも、水がマイクロ波を吸収し、加熱することに特化した温熱療法プローブが新たに発表されている。このプローブは、セミリジッドな（Semi Rigid）同軸ケーブルで製作したものであるが、この同軸ケーブルはプローブの目的に合った同軸構造となっている。具体的には、図５および図６に示す通り、外部導体１０４はいくつかのセグメントに分割されており、隣接するセグメント２個それぞれの間に電気的絶縁間隙１０７が１個所設けられたものである。第１電極１０８は、一方の外部導体１０４であるとともに、隣接するセグメントのうち中心導体１０２に接続されている方のセグメントとなっているものであって、外部導体１０４用に形成されたものである。第２電極１０９は、もう一方の外部導体１０４であるととともに、隣接するセグメントのもう一方のセグメントであり、かつ第１電極１０８から絶縁されているものであって、外部導体１０４から形成されたものである。外部導体は、外部被覆１０５で覆われている。したがって、この温熱療法プローブの電極は、アンテナアセンブリの構造、特にダイポールアンテナの構造を有する。アンテナアセンブリ全体は、絶縁材料で覆うか、あるいは絶縁材料製の絶縁ケースに収納する。この構造体は、温熱療法ダイポールアンテナプローブ（以下、ＴＴＤＰと略称する）と呼ばれる。
【０００６】
文献１と文献２において説明されている絶縁ケース１１７または１１７Ａの外観は、図５および図６に示す通りであるが、これらは硬質ポリ塩化ビニール（ＰＶＣ）製、またはポリ四フッ化エチレン（ＰＴＦＥ）製である。絶縁ケース１１７はダイポールアンテナ全体を覆い、絶縁ケース１１７Ａはダイポールアンテナ全体を収納する。外部導体の構造体のもう一つ別の部分において、第１電極の一部が導電性円板１１０を介して中心導体に電気的に接続され、それによってプローブ構造体を円筒対称にしている構造が知られている。このようなＴＴＤＰは、具体的には図７および図８に示す通り、絶縁ケース１１７によって覆われている。
【０００７】
ＴＴＭＰとＴＴＤＰとによって得られる治療効果を比較して、使用時の実際の現象を確認してみると、ＴＴＭＰが挿入された病変組織がその領域で加熱され、中心導体とその近傍周辺の外部導体とに挟まれる領域がそこに流れ込む誘電電流によって加熱されることが分かる（図９）。したがって、ＴＴＭＰによって焼灼される（焼け焦げない程度に加熱される）領域は、中心導体１０２（ｔ０に位置する）からｒ１までの区間に局所化される。ここで、ｒ１は実線と点線が交差するＴＴＭＰからの離間距離である。一方、ＴＴＤＰの場合、第１電極と第２電極がダイポールアンテナを構成する。ＴＴＤＰが挿入された位置の周囲の病変組織領域の水分は、そのような位置から放射されたマイクロ波を吸収し、病変組織の蛋白質が分解する温度以上に加熱される。したがって、ＴＴＤＰによって治療する「焼灼」領域の面積は、ＴＴＭＰによる治療領域の面積よりも（図１０に示す通り）大きくなるが、これは、第１電極と第２電極とからなるダイポールアンテナを形成する同軸ケーブル内において、ＴＥＭモードからの変換後の水平方向マイクロ波伝播、すなわちマイクロ波放射の物理的特性に起因する。焼灼領域は、ｒ＝ｔｓ、すなわち絶縁ケース１１７または１１７Ａの表面からｒ＝ｒ２までの区間である。ここで、ｒ２は実線と点線が交差するＴＴＤＰからの離間距離である。特に、癌組織などの腫瘍は、蛋白質分解温度よりも若干高い程度の低温で容易に壊死する。したがって、ＴＴＤＰでは、正常な組織にほとんど負担を与えずに腫瘍を焼灼して壊死させることが可能である。腫瘍に対するこの治療効果は、ハイパーサーミアと同じものである。図１１および図１２に示すＴＴＭＰとＴＴＤＰとの細部構造は、図２および図６に示すものと同じである。図１１および図１２において、符号ＴＲは温熱療法領域を、符号ＴＩは組織を意味する。
【０００８】
【非特許文献１】“Microtaze” (Trade Mark), a corporate booklet of Alfresa Pharma (www.alfresa-pharma.co.jp/microtaze/520e.pdf).
【非特許文献２】医器学 ７４巻、Ｎｏ． ６、２００４年、２９２−３１４ページ
【非特許文献３】“Clinical Trials of Interstitial Microwave Hyperthermia by Use of Coaxial-Slot Antenna With Two Slots”, Kazuyuki Saito, Hiroyuki Yoshimura, Koichi Ito, Yutaka Aoyagi and Hirotoshi Horita, IEEE Transaction on Microwave Theory and Techniques, Vol. 52, No. 8, August 2004.
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
まず、本発明について以下に概説する。
【００１０】
ＴＴＭＰの表面は、銅製の外部導体で形成される。医療規制により、銅と組織とが直接接触することは許されない。したがって、文献３において説明されるＴＴＤＰの頭部は、硬質ＰＶＣ（ポリ塩化ビニール）製またはＰＴＦＥ製の絶縁ケースで覆われるか、またはその中に収納される。ただし、これらの材料は、ＴＴＤＰを組織に経皮的に挿入するには硬度不足である。外科医は、ＴＴＤＰを挿入してＲＦ温熱療法を行う前にメスまたは外科刃を使って、腫瘍に達する穴を開け、ＴＴＤＰを挿入する必要がある。したがって、外科医は、治療手術に先立ち、事前処置を行う必要がある。皮膚組織の「事前切開」によって案内溝を設けてＴＴＤＰを導くと、あとでそこから出血を誘発する可能性があるので、ＴＴＤＰを腫瘍内に経皮的に侵襲させ、加熱してＲＦ温熱療法を行える単一施術治療とする。このように単一施術とすることで、外科医の施術時間が短縮され、外科手術の安全性を高めることが可能となる。
【００１１】
本発明の第１の目的は、事前処置の必要性をなくし、ＲＦ温熱療法を迅速に行えるようにするための手段を提供することである。この目的のためには、ＴＴＤＰの絶縁ケースの前方頭部を鋭利にする必要がある。ＴＴＤＰの頭部を鋭利にすることにより、組織を経皮的に切開することが可能となり、外科医はＴＴＤＰの腫瘍への挿入を単一施術で行うことができる。
【００１２】
文献３中のＴＴＤＰについては、アンテナアセンブリを覆う絶縁ケースが強度不足であるため、同アセンブリの機械的安定性を維持できないという問題が別個に存在する。したがって、患者が手術台上で動いてその筋力でＴＴＤＰが曲がり、電気的絶縁間隙が若干歪めば、ダイポールアンテナからの、特に第１電極と第２電極との間の電気的絶縁間隙からのＲＦ電力放射の放射方向が逸れる。放射電力の方向が逸れるため、腫瘍に加熱むらが生じ、ＲＦ温熱療法の施術が不十分または不完全になる。この問題を解決するためには、アンテナアセンブリを堅固に保持する、ＴＴＤＰ全体の剛性を維持できる絶縁ケースが必要である。そのような絶縁ケースを実現するには、鋭利な頭部を組み込んだ鞘と、アンテナを堅固に保持するパイプとを使用し、手術中におけるＲＦ電力放射の方向の逸れを抑制できるようにすればよい。鋭利な頭部は、硬質材料製とする。したがって、本発明の第１の目的を達成するためには、鋭利な頭部を有する絶縁ケースと、アンテナアセンブリに十分な剛性または堅牢性を持たせる堅固なパイプとを使用すればよい。
【００１３】
文献１、文献２および文献３において説明されているＴＴＭＰおよびＴＴＤＰは、前者が中心導体と外部導体との間の電気的絶縁間隙から、後者が第１電極と第２電極との間の電気的絶縁間隙から、ＲＦ電力を放射するようになっている。したがって、誘起電流とＲＦ電力が上記の電気的絶縁間隙に局所化されるので、プローブ近傍の組織の温度はプローブからやや離れた組織の温度よりも高くなる傾向がある。ＴＴＭＰの使用目的は高温で腫瘍を凝固させることであるので、このような温度分布のむらはＴＴＭＰの使用に当たっては重大な問題とはならない。ただし、ＴＴＤＰを使用して、腫瘍の蛋白質が分解するに足るだけの温度に腫瘍を保とうとする場合、温度分布にむらがあると、プローブ近傍の組織が高温になる。高温だと、組織の焼殺が起こるのであって、焼灼による蛋白質の分解は起こらない。また、ＴＴＤＰには別の問題がある。すなわち、ＴＴＤＰの第１電極と第２電極との間の電気的絶縁間隙に近い組織は、電気的絶縁間隙から離れた領域内の他の組織よりも、加熱によって高温になりやすいが、これはマイクロ波放射電力密度がそのような電気的絶縁間隙から遠ざかるにつれて低下するためである。
【００１４】
ＴＴＤＰへ供給されるＲＦ電力を低減すれば、温度上昇を抑制することができる。そのようにＲＦ電力を抑制すれば、ＴＴＤＰ近傍の組織の温度を蛋白質分解温度に維持することは可能であるが、ＴＴＤＰからやや離れた組織の温度は蛋白質分解温度よりも低く保たれる。すると、広い領域内で成長した腫瘍を壊死させるというＴＴＤＰの利点が低減されてしまう。
【００１５】
本発明の第２の目的は、温度分布のむらを解消することである。この問題を解決するため、非導電性かつ高熱伝導性の材料製の鞘を絶縁ケースとして使用する。この鞘には、硬質材料を用いることができる。非導電性や高熱伝導性などの特性によって、鞘からのＲＦ放射が可能になり、また、鞘近傍に集中した熱が容易に拡がる。さらには、鞘の誘電率を大きくすることが望ましい。というのは、鞘の誘電率が大きければ、空気と腫瘍との誘電率の比が低減し、ＴＴＤＰからの有効電気長を大きく取って鞘の表面の過熱を防止することができるからである。
【００１６】
文献３中のＴＴＤＰには、電気的絶縁間隙は１個しかなく、それを通じてＲＦ電力を放射し、病変組織を加熱して壊死させるようになっている。したがって、これらのＴＴＤＰの場合、上述の通り放射間隙が１個しかないので、ＴＴＤＰの絶縁ケース沿いに腫瘍を均一に加熱することが難しいという別の問題が存在する。
【００１７】
本発明の第３の目的は、放射間隙が１個しかないことに起因する上記の問題を解決することである。そこで、新たなアンテナ構成を提案し、ＴＴＤＰ用のアンテナアセンブリの上部に電気的絶縁間隙を複数設けるようにする。これらの間隙は、アンテナアセンブリの長手方向沿いに設ける。
【００１８】
すなわち、これらのアンテナには、電気的絶縁間隙が複数あるので、電気的絶縁間隙相互の間隔が詰まっており、そのため、加熱の均一性がいっそう向上する。このように間隔を詰めるため、本発明はアンテナ内を伝播するマイクロ波の有効波長を縮めることのできるダイポールアンテナ構造を提供する。この新しいアンテナ構造によって、アンテナに沿った垂直方向のＲＦ電力を、軸方向に長くかつ均一に分布させることが可能となる。すると、ＴＴＤＰの長手方向において腫瘍を均一に加熱することが可能となる。
【００１９】
ＲＦ電力の放射は、アンテナに設けた電気的絶縁間隙から行われる。この電気的絶縁間隙は、外部導体から作った第２電極と中心導体に接続した第１電極との間に設ける。したがって、電気的絶縁間隙とアンテナの先端との距離が大きくなり、その結果、ＴＴＤＰの先端部領域へのＲＦ電力放射が十分に行われない。これを「灯台効果」と呼ぶが、その由来は、灯台の屋根からは光が照射されないがそれと同様、ＲＦ電力はアンテナの先端からは放射されないことのたとえからである。
【００２０】
そこで本発明の第４の目的は、第１電極を短縮してＲＦ電力をアンテナ先端部に回折させるか、または第１から第３の目的の発明において設けた放射間隙とは異なる放射間隙をアンテナの先端に別個設けることによって、灯台効果を解消することである。このようなアンテナの構造を、電気的絶縁間隙を複数備える先述の新しいアンテナアセンブリ用に追加採用することができる。こうすることにより、腫瘍におけるＲＦ電力の分布がいっそう均一になる。
【００２１】
本発明の第５の目的は、ＴＴＤＰに薬剤輸送送達機能を持たせ、ＴＴＤＰの挿入された病変組織内に薬剤を注入できるようにすることである。注入後の薬剤は、ＴＴＤＰから放射されるＲＦ電力による加熱によって播散させられ、または活性化（いわゆる薬剤への転換）することができる。ＴＴＤＰには、このような薬剤輸送送達用の経路を設ける。すると、ＴＴＤＰを経皮的に組織に挿入する単一施術によって病変組織の加熱処置、薬剤への転換および薬剤注入を順次または同時に行うことができるようになるので、腫瘍治療においてＴＴＤＰを効果的に使用できるようになる。制癌剤は、腫瘍の治療に見合う量が輸送送達される。
【００２２】
本発明の第６の目的は、本発明の第１から第５の目的の説明の通り、本発明において開示したＴＴＤＰを外科医が安全に使用できるようにする制御システムを提供することである。制御システムの操作は、本発明の第１から第５の目的において説明した基本構造を有するＴＴＤＰによる薬剤輸送送達とともに行われる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２３】
本発明は、第１の目的を達成するために、ＲＦ温熱療法用に改良型のＴＴＤＰを提供する。
【００２４】
改良型のＴＴＤＰ（以下、本ＴＴＤＰと略称する）は、アンテナアセンブリを形成するＲＦ電力伝送手段（同軸ケーブルなど）と、鋭利な辺部を有する頭部少なくとも１個が硬質材料製であってかつダイポールアンテナアセンブリ（以下、「アンテナアセンブリ」と略称する）を収納する硬質材料製の鞘と、から構成される。ＲＦ電力伝送手段は、中心導体１本と、中心導体の外周に形成した円筒状誘電絶縁体と、外部導体とで構成されるが、これらすべてが組み合わさってアンテナアセンブリとなり、そのダイポールアンテナは、外部導体の一部から形成されかつ少なくとも中心導体１本と電気的に接続される第１電極と、外部導体の他の一部から形成される第２電極と、第１電極と第２電極との間に形成される絶縁手段と、から構成される。頭部は、辺部と可撓性パイプとで構成されるヘッドエレメントであり、可撓性パイプはこのヘッドエレメントに内設した結合部に連結されている。
【００２５】
具体的には、本ＴＴＤＰは、サファイアなどの硬質材質製のヘッドエレメントが一部をなす頭部からなる鞘状の絶縁ケースを有する。鞘のヘッドエレメントは、先端の鋭利な辺部と、ヘッドエレメントに密着する可撓性パイプとを有する。鞘の頭部は、ヘッドエレメントと可撓性パイプとで構成される。鞘のヘッドエレメントは、以下、鋭利な辺部を有する頭部と呼ぶ。鋭利な辺部を有する頭部の機能の一つは、外科医が腫瘍や病変組織に本ＴＴＤＰを経皮的に貫入させるための刃物としての役割である。治療のためにプローブ挿入穴を組織に開ける事前処置が不要になるので、治療を迅速に行うことができる。サファイアは非導電性であるので、アンテナから放射されるマイクロ波の場が大きく減衰することはない。したがって、本ＴＴＤＰによる焼灼は、文献３において説明されているＰＶＣやＰＴＦＥを用いた従来のＴＴＤＰと比べて遜色ない。
【００２６】
アンテナを堅固に保持するパイプとしては、ＦＥＰ（フッ化エチレンプロピレン共重合体）製、ＰＴＦＥ（ポリ四フッ化エチレン）製、ＥＴＦＥ（エチレン四フッ化エチレン共重合体）製、ＰＦＡ（四フッ化エチレン・パーフロロアルキルビニルエーテル共重合体）製、熱収縮架橋ポリエチレン製、または熱収縮エチレンプロピレン製であって、アンテナアセンブリに機械的に堅固に接触する絶縁可撓性パイプを使用できる。アンテナアセンブリに対する堅固な接触は、上記の材料（以下、単に「熱収縮チューブ」と呼ぶ）の熱収縮効果によって実現するので、絶縁性パイプはまず成形工程で製作し、そのあと、鋭利な辺部を有する頭部付きの鞘を形成する。加熱工程は、鋭利な辺部を有する頭部、アンテナアセンブリ、およびその周りを覆う絶縁性パイプなどをあらかじめ組み込んだアセンブリについて行う。上記の工程において、絶縁性可撓性パイプは、熱収縮性により収縮し、アンテナアセンブリを堅固に保持する。したがって、本ＴＴＤＰの電気的絶縁間隙からのＲＦ電力放射を、手術中における患者の筋肉の曲げ力に抗して機械的に安定させることが可能になる。
【００２７】
上記の目的のための本ＴＴＤＰの構造は、図１３から図１５に示す通りである。アンテナアセンブリ２２０は、中心導体２０２と、中心導体２０２の外周を取り巻く円筒状誘電絶縁体２０３と、外部導体２０４とで構成される。この外部導体２０４は、中心導体２０２と電気的に接続される第１電極２０８がそれ自身の一部であり、また、第１電極２０８から電気的に絶縁される第２電極２０９がそれ自身の別の一部となっている。ＴＴＤＰ２２４は、アンテナアセンブリ２２０と、頭部を収納する鞘２３０とで構成される。頭部は、ｉ）鋭利な辺部と結合部２９２とで構成されるヘッドエレメント（以下、「鋭利な辺部を有する頭部」と呼ぶ）２９３と、ｉｉ）結合部２９２に連結する熱収縮チューブ２９４とを有する。鋭利な辺部を有する頭部２９３は、サファイアなどの非導電性かつ硬質の材料で作られ、辺部２９１と、熱収縮チューブ２９４に連結する結合部２９２とで形成される。第１電極２０８と第２電極２０９は電気的絶縁間隙２０７によって絶縁されており、これらすべてをもってアンテナアセンブリ２２０の部材であるダイポールアンテナが構成される。電気的絶縁間隙２０７は、外部導体２０４の一部を加工により除去して形成する。中心導体２０２は、図１３および図１４に示すアンテナアセンブリ２２０用の導電性円板２１０を介して第１電極２０８に接続される。図１５に示す別タイプのＴＴＤＰ２２４の場合、中心導体２０２は、第１電極２０８に直結される。図１３は、第１電極２０８と第２電極２０９との外観ならびに鞘２３０の断面を示す。熱収縮チューブ２９４は、周囲から加熱されるとアンテナアセンブリ２２０を堅固に保持するようになっている。したがって、アンテナアセンブリは、容易に曲がらない。鋭利な辺部を有する頭部２９３の辺部２９１によって、組織を容易に切開できるので、単一施術による処置でＴＴＤＰ２２４を腫瘍に経皮的に容易に侵入させることができる。このとき、ＴＴＤＰ２２４は、外科医が押し込んでも、曲がらずに、腫瘍に向かってまっすぐ貫入する。熱収縮チューブ２９４の締め付けにより、アンテナアセンブリ２２０が安定し、ＴＴＤＰが揺れても第１電極２０８と、第２電極２０９と、電気的絶縁間隙２０７とからなるダイポールアンテナ構成体からのＲＦ電力放射は不安定にならない。
【００２８】
本発明の第１の目的のＴＴＤＰ２２４には、上述の利点以外にも利点が多数あり、さらなる利点については個別実施例の記述を通じて説明する。
【００２９】
本発明の２番目の目的は、温度むらを解消することである。
【００３０】
具体的には、１）ＴＴＤＰの表面（したがって、鞘の表面）とその周囲の組織との温度差が大きくならないようにすること、２）ＴＴＤＰの表面の温度を、特にその裏面が第１電極と第２電極との間の電気的絶縁空隙に面する高温部分の表面の温度を、効果的に抑制すること、３）ＴＴＤＰの表面上およびその近傍の組織内の温度と、病変組織の蛋白質が分解する温度との差が大きくならないようにすること、ならびに４）剛性に富んだ鞘を設け、単一操作治療によってＴＴＤＰを経皮的に容易に腫瘍に貫入させられるようにすることである。
【００３１】
本発明の２番目の目的のため、ＴＴＤＰは、アンテナアセンブリを形成する電力伝送手段（同軸ケーブルなど）と、鋭利な辺部を有する単一体として形成されていてサファイアなどの硬質材料で作られていてアンテナアセンブリを収納する鞘と、から構成される。このＲＦ電力伝送手段は、中心導体１本と、中心導体の外周に形成した円筒状誘電絶縁体と、外部導体とで構成されるが、これらすべてが組み合わさってアンテナアセンブリとなり、そのダイポールアンテナは、外部導体の一部から形成されかつ少なくとも中心導体１本に電気的に接続される第１電極と、外部導体の別の一部から形成される第２電極と、第１電極と第２電極との間に形成される絶縁手段と、から構成される。
【００３２】
具体的には、この目的に供せられるＴＴＤＰの構造は図１６から図１８に示す通りである。アンテナアセンブリ３２０は、中心導体３０２と、中心導体３０２の外周を取り巻く円筒状誘電絶縁体３０３と、外部導体３０４とで構成されるが、この３０４の一部は中心導体３０２に電気的に接続された第１電極３０８を形成しており、またその別の一部は第１電極から電気的に絶縁された第２電極を形成している。ＴＴＤＰ３２４は、アンテナアセンブリ３２０と、サファイアなどの誘電性の単一材を材料とする単一体鞘３０１と、から構成される。第１電極３０８と第２電極３０９は、電気的絶縁空隙３０７を介して電気的に絶縁されているが、これらすべてが組み合わさってアンテナアセンブリ３２０の部材であるダイポールアンテナとなっている。中心導体３０２は、図１６および図１７に示すアンテナアセンブリ３２０においては導電性円板３１０を介して第１電極３０８に接続され、また、図１８に示す別タイプのＴＴＤＰ３２４においては第１電極３０８に直結される。図１６は、第１電極３０８と第２電極３０９との外観図であるが、単一体鞘３０１については断面図となっている。
【００３３】
単一体鞘３０１の材質がサファイアである場合、ＴＴＤＰ３２４の回転軸に対応する原点における放射平面では、ＳＡＲ（Specific Absorption Rate（比吸収率））によって定まる温度分布は図１０に示す通りとなる。実線は組織の温度を、破線は単一体鞘３０１の温度を示す。ゼロ点は、外部導体３０４の表面（したがって、第１電極３０８の表面と第２電極３０９の表面）に対応する。温度Ｔｓは、蛋白質の分解が始まる４２℃を示す。鞘２０１の材質の誘電率は、サファイアの結晶の向きにより変わるが、９．４から１１．６とかなり高めになっている。この数値は、ガラスの場合と比べ、はるかに大きい。
【００３４】
比較のため、図５、図６、図７および図８に示す従来型のＴＴＤＰについて、ＳＡＲによって定まる温度分布を図９に示す。実線は組織の温度を、破線はＴＴＤＰの絶縁ケース１１７の温度を示す。図９（また、後述する通り、図１０）においては、水平方向の破線沿いの符号ＴＴは温熱療法温度を、垂直方向の線沿いのＴＤはＳＡＲによって定まる温度をセ氏で示している。
【００３５】
絶縁ケース１１７または１１７Ａの比誘電率は、絶縁ケース１１７または１１７Ａに用いられる硬質ＰＶＣや硬質ＰＴＦＥなどの材料によって異なる。前者の範囲は２．３から３．１であり、後者の範囲は２．２から２．９である。いずれの誘電率も、組織内の水の誘電率（体温で約８０℃）よりもはるかに低い。したがって、誘電率の２乗を乗じた絶縁ケース１１７または１１７Ａの貫通電界経路によって定まる電気的経路はかなり短く、ＴＴＭＰから放射されるＲＦ電力の減衰は軽微である。病変組織の水の誘電率によって、電気的経路の長さは物理的な長さよりも大きくなる。したがって、温度は、絶縁ケース１１７または１１７Ａの表面（すなわち図９におけるｒ ＝ ｔ０）から病変組織に向かうに連れて急激に低下する。蛋白質分解温度であるＴｓよりも病変組織の温度を高く保つため、ｒ ＝ ｔ０における絶縁ケース１１７の表面温度は十分に高くなる。
【００３６】
本発明のＴＴＤＰの場合、ｔｓにおける鞘表面は原点ｒ ＝ ０からの電気的距離（図１０参照）が、図９に示すケース１１７または１１７Ａ付きのＴＴＤＰ（以下、従来型ＴＴＤＰと呼ぶ）よりも大きい。これは、サファイア製の単一体鞘３０１は従来型の絶縁鞘１１７よりも誘電率が高いからである。ＴＴＤＰ３２４の鞘の表面はアンテナアセンブリ３２０の表面からの電気的距離が大きいので、アンテナアセンブリＴＴＤＰ３２４の表面温度がＲＦ電力によって大幅に上昇しても、ＴＴＤＰ３２４の表面温度を抑制することは可能である。すなわち、蛋白質分解温度Ｔｓを大幅に超えない程度にＴＴＤＰの表面付近の組織の温度を抑えることによって、ＲＦ電力によって加熱しても組織が焼け焦げることがないようにすることができる。
【００３７】
単一体鞘３０１の位置はｒ ＝ ｔｓであるので、組織の温度がＴｓよりも高くなるＲＦ吸収領域は従来型のＴＴＤＰを使用した場合よりも狭くなる。ただし、単一体鞘３０１によってＴＴＤＰに供給されるＲＦ電力を増せば、温度がＴｓよりも高くなるＲＦ吸収領域を、従来型のＴＴＤＰを用いる絶縁ケースのＲＦ吸収領域よりも大幅に拡げることができる。例えば、ＲＦ電力を２０％増加させると、ＲＦ吸収領域は６０％拡がる。
【００３８】
本発明のＴＴＤＰの発熱源は、第１電極３０８と第２電極３０９との間の電気的絶縁間隙３０７である。単一体鞘３０１に使用するサファイアの熱伝導率は２５Ｗ／ｍ／Ｋであるが、これは従来型のＴＴＤＰに用いるＰＶＣの熱伝導率を大幅に上回る。したがって、電気的絶縁間隙３０７に近い領域で発生したこのような熱は、単一体鞘３０１の軸方向の熱伝導性が大きいので、抑制することができる。したがって、ＳＡＲによって定まる温度Ｔの分布は、図１９に示す実線のようになる。図１９においては、符号ＴＴは温熱療法温度を、符号ＴＤはＳＡＲによって定まる組織温度をセ氏で示している。図１９における点線は、図９で組織の熱吸収における温度分布を示す実線と同じものである。図１９からサファイアが高い熱伝導効果を持つことが容易に見て取れる。単一体鞘３０１内の電気的絶縁間隙３０７に近い位置で発生する熱は単一体鞘３０１に沿ってＴＴＤＰの軸方向に拡がるので、鞘方向に沿って長手方向に均一に加熱できる。
【００３９】
本発明の第２の目的に係るＴＴＤＰ３２４は、モース硬度９のサファイア製の単一体鞘３０１に収納される。この値は、例えば、ＰＴＦＥ製であるためモース硬度が１から２である従来型の絶縁鞘１１７の材料の値を大幅に上回る。サファイアの剛性は非常に高いので、単一体鞘３０１は変形せず、また、その生体組織中の切開能力はＲＦ電力をＴＴＤＰ３２４に供給したときの高温環境においてさえも低下しない。したがって、外科手術に時間がかからず、術後の回復もかなり早くなる。
【００４０】
ＴＴＤＰ３２４の寸法を定量的に分析するため、以下、ダイポールアンテナ構造について電気的構造の観点から論じる。ここでは、ＴＴＤＰ３２４が有するダイポールアンテナは、同軸ケーブルなどのＲＦ電力伝送手段から形成されるものとする。ダイポールアンテナは、アンテナアセンブリの部材であるが、以下、これをアンテナアセンブリ（３２０）と呼ぶ。電気的絶縁間隙３０７における電界強度を（図１６から図１８に示すように）最高にするには、第１電極３０８と第２電極３０９との有効長を１／４波長にする必要がある。Lを第１電極の物理長、aを同軸ケーブルの長手方向における間隙３０７の物理長、dを円筒状誘電絶縁体３０３の直径とすると、下記の式が成り立つ。
【数１】
【００４１】
ここで、λはマイクロ波の波長（２．４５ ＧＨｚのマイクロ波を用いた場合、λ ＝ １２２．４ ｍｍ）、kは同軸ケーブルを伝播する伝送波の短縮係数である。 ＴＴＤＰからの最大電力放射は、絶縁ケースの側壁の誘電率εs（絶縁ケースがサファイア製の場合、εsの値は約１１．６）を考慮に入れると、下記の範囲内の値において得られる。
【数２】
【００４２】
式（２）によれば、サファイア製の絶縁ケースの場合、ＴＴＤＰ３２４から得られる電力が最大となるのは、各電極の長さの範囲が ＝ ４．９〜９．７ ｍｍのときである。この長さは、マイクロ波の１／４波長（３０．６ ｍｍ）よりもはるかに短い。したがって、寸法的に短いアンテナアセンブリを製作すれば、小型のプローブを実現できる。したがって、ＴＴＤＰ３２４は、従来型のＴＴＭＰよりも、小さな腫瘍の手術に適していることになる。
【００４３】
本発明のＴＴＤＰ３２４の利点は、上述の利点以外にも多数あり、それらについては個別実施例の記述を通じて説明する。
【００４４】
本発明の第３の目的は、放射間隙が１個しかないという問題を解決することである。この問題については、電気的絶縁間隙を複数有して構成した、配列したアンテナアセンブリを用いる。これらの電気絶縁間隙は、そのようなアンテナアセンブリの長手方向沿いに形成する。
【００４５】
本発明の第３の目的のため、ＴＴＤＰは、アンテナアセンブリを形成するＲＦ電力伝送手段（結合線路など）と、鋭利な辺部を有する頭部少なくとも１個が硬質材料製であってかつアンテナアセンブリを収納する硬質材料製の鞘と、から構成される。ＲＦ電力伝送手段は、少なくとも、中心導体１本と、中心導体の外周に形成した円筒状誘電絶縁体と、外部導体とで構成されるが、これらすべてが組み合わさってアンテナアセンブリとなり、そのダイポールアンテナのうち少なくとも１本は、外部導体の一部から形成されかつ少なくとも中心導体１本と電気的に接続される第１電極と、外部導体の他の一部から形成される第２電極と、第１電極と第２電極との間に形成される絶縁手段と、から構成される。頭部は、辺部と可撓性パイプとで構成されるヘッドエレメントであり、可撓性パイプはこのヘッドエレメント内に形成した結合部に連結される。鞘は、サファイアなどの硬質材料製で、単一体として形成することもできる。
【００４６】
ＴＴＤＰの構造として、第１ダイポールアンテナが電力供給点を介して第１中心導体と第２中心導体とを第１電極と第２電極とにそれぞれ接続する構造で形成され、かつ電力供給点において第１電極と第２電極を隣り合わせに対面させる配置で形成され、第２ダイポールアンテナが電力供給点を介して第１中心導体と第２中心導体とを第２電極と第１電極とにそれぞれ接続する構造で形成され、かつ電力供給点において第１電極と第２電極を隣り合わせに対面させる配置で形成されるように第１ダイポールアンテナと第２ダイポールアンテナが組み立てられている構造とすることもできる。この場合において、一つ目の電極対と二つ目の電極対は、アンテナアセンブリ内において交互に形成するものとする。
【００４７】
さらに、ＴＴＤＰのダイポールアンテナは結合線路の終端に形成してもよい。この場合、ダイポールアンテナは、折り曲げた第１電極と折り曲げた第２電極とで構成され、これらの電極の有する外部電極は外部導体から形成された第１電極と第２電極とにそれぞれ電気的に接続される。
【００４８】
具体的には、図２０および図２１に示すアンテナアセンブリ４２０は、アンテナアセンブリを複数並べた構成となっている。図１１および図１２においては、符合Ｌ、Ｅ、およびＩはそれぞれ有効４／１波長、電界強度、電流強度を表し、また、図１１および図１２においては、符号ＴＲは温熱療法領域を、符号ＴＩは組織を示している。アンテナアセンブリ４２０から放射されるマイクロ波の有効長は、式（２）で与えられる関係を満足する。これらは、図２２および図２３に示すように結合線路４３５から作られる。具体的には、第１電極４０８と第２電極４０９との対が複数形成されており、ＲＦ電力伝送ケーブルである結合線路４３５に第１中心導体４０２ａと第２中心導体４０２ｂとが設けられている。これらの中心導体は、電力供給点４３４ａおよび４３４ｂを介して第１電極４０８と第２電極４０９に接続され、電力供給点４３４ａおよび４３４ｂにおいて第１電極４０８と第２電極４０９が隣り合わせに対面するようにそれぞれ配置される。各第１電極４０８と各第２電極４０９は、電気的絶縁間隙４０７によって絶縁されている。
【００４９】
本発明のＴＴＤＰ４２４は（図２４から図２６に示す通り）、少なくとも、複数の中心導体を第１中心導体４０２ａおよび第２中心導体４０２ｂとして有するアンテナアセンブリ４２０（中心導体の本数は３本以上も可）と、その外周を取り巻く円筒状誘電絶縁体４０３と、円筒状誘電絶縁体４０３の表面上に形成される外部導体４０４と、アンテナアセンブリ４２０の部材である複数のダイポールアンテナ４３６ａおよび４３６ｂと、から構成される。ダイポールアンテナ４３６ａおよび４３６ｂにおいては、第１電極４０８と第２電極４０９はどちらとも外部導体４０４の一部から形成され、互いに絶縁される。第１電極４０８は第１中心導体に、第２電極４０９は第２中心導体に接続される。各第１電極４０８と各第２電極４０９は、電気的絶縁間隙４０７によって絶縁される。外部導体４０４は、略円筒形である。ダイポールアンテナを４３６ａ、４３６ｂ、４３６ｃといった具合に複数有するアンテナアセンブリ４２０は、単一体鞘４０１に収納される。アンテナアセンブリ４２０と単一体鞘４０１とをこのように組み合わせることによって、ＴＴＤＰ４２４を提供する。
【００５０】
図２０と図２１との間、または図２４と図２６との間におけるアンテナアセンブリ４２０の違いは、各中心導体４０２ａと各中心導体４０２ｂとを接続するとともに各第１電極４０８と各第２電極４０９とを接続する電力供給点４３４ａおよび４３４ｂの違いである。各第１電極４０８と各第２電極４０９との長手方向の長さは、ＴＴＤＰ４２４から放射されるＲＦ波の１／４波長に対応する。複数のダイポールアンテナは物理的に直列に配置されているので、各第１中心導体４０２ａは各第１電極４０８に、各第２中心導体４０２ｂは各第２電極４０９に接続される。この構成の場合、ＲＦ電力の電界と電流はそれぞれ電力供給点４３４ａと４３４ｂにおいて節と腹を有する。というのは、ＲＦ波は、対でダイポールアンテナとして機能する第１電極４０８と第２電極の中で定常波となるからである。これらの電力供給点４３４ａおよび４３４ｂは電流の腹であるので、外部導体４０４への最大電流の供給が可能になる。その結果、アンテナアセンブリ４２０は、第１ダイポールアンテナ４３６ａ、第２ダイポールアンテナ４３６ｂ、第３ダイポールアンテナ４３６ｃといった具合に複数のダイポールアンテナを具備できる（図２４から図２６において、ダイポールアンテナ３個の全体像を示す）。このようにダイポールアンテナが複数あるので、温熱療法による病変組織の手術においてＲＦ電力放射による均一な加熱が可能となる。
【００５１】
ＴＴＤＰ４２４においては、上記のダイポールアンテナ４３６ａ、４３６ｂ、４３６ｃ等から放射されるＲＦ波の結合線路４３５における有効波長は、中心導体４０２ａと４０２ｂとの相互結合によってかなり短くなっている。したがって、電極の物理長を結合線路４３５の軸方向において短くすることができる。この短縮効果により、電気的絶縁間隙であるＲＦ放射源を密に配置して、ＴＴＤＰ４２４の単位長さ当たりの間隔を詰め、加熱の均一性を高めて病変組織を焼灼することによって、外科手術の所要時間を短縮することができる。
【００５２】
従来型のＲＦ電力伝送ケーブルについて、中心導体と、その外周を取り巻く円筒状誘電絶縁体と、外部導体とが構成要素となっている場合、同軸ケーブルを使用する。第１電極と第２電極との軸方向の長さは、同軸ケーブル構造を有する従来型のＲＦ電力伝送ケーブルの有効波長λeの４分の１である。有効波長λeは下記の式（３）によって表される。
【数３】
【００５３】
ここで、λ0は真空下での波長、εrは誘電絶縁体の比誘電率、Dは誘導絶縁体の直径、そしてaは中心導体の直径である。例えば実際の数値として、ＲＦ周波数を２．４５ ＧＨｚ、比誘電率を2.3とすると、第１電極と第２電極との長さは４．９５ ｃｍとなる。
【００５４】
ＴＴＤＰ４２４については、図２２および図２３に示す通り、２本の中心導体４０２ａおよび４０２ｂと、円筒状誘電絶縁体４０３と、外部導体４０４とが用いられている結合線路４３５がＲＦ電力伝送ケーブルとして使用される。有効波長は、中心導体４０２ａと４０２ｂとの結合インピーダンスによってさらに短くなるが、この結合インピーダンスは式（２）で表される。
【数４】
【００５５】
ここで、図２３に示す通り、dは２本の中心導体４０２ａと４０２ｂとの間の離間距離（両者の中心間の距離）である。したがって、有効波長全体は式（５）で表される。
【数５】
【００５６】
ここで、kおよびαはそれぞれ下記の式で表される。
【数６】
【数７】
【００５７】
式（６）は、ある中心導体の他の中心導体に対するシールド効果kを表す。kの値は、通常、０．３から０．５である。したがって、結合線路４３５の短縮効果は式（８）で表される係数によって高められる。
【数８】
【００５８】
D ＝ １．１ ｍｍ、d/a ＝ ０．２ ｍｍ／０．１８ ｍｍである絶縁ケースの場合、式（８）の値を式（５）に代入することによって短縮効果の値は０．２８となる。第１電極と第２電極との長さはともに２．４ ｃｍである。アンテナアセンブリ４２０についても、同じ短縮効果が得られる。
【００５９】
複数の中心導体の短縮効果は、中心導体の数量によって高められる。例えば、中心導体が３本使用されている場合、１／４波長は下記の式のようになり、
【数９】
電極の長さは、下記の式の係数によって短縮できる。
【数１０】
【００６０】
上記の短縮効果は、電力供給点４３４ａと４３４ｂとの位置に影響されない。中心導体が３本ある場合、各中心導体は、２本の中心導体が第１中心導体４０２ａとして、残りの１本の中心導体が第２中心導体４０２ｂとして機能するように用いられる。上記２本の中心導体は、隣接し合う２個の電力供給点４３４ａによって定まる各セグメントの中心導体３本の中から選択される。
【００６１】
本発明のＴＴＤＰ４２４の利点は、上述の利点以外にも多数あり、それらについては個別実施例の記述を通じて説明する。
【００６２】
本発明の第４の目的は、灯台効果を解消することである。本発明の第４の目的のため、ＴＴＤＰは、アンテナアセンブリを形成するＲＦ電力伝送手段（連結線路など）と、鋭利な辺部を有する頭部少なくとも１個が硬質材料製であってかつアンテナアセンブリを収納する硬質材料製の鞘と、から構成される。ＲＦ電力伝送手段（連結線路など）は、中心導体２本と、中心導体の外周を取り巻く円筒状誘電絶縁体と、外部導体とで構成されるが、これらすべてが組み合わさってアンテナアセンブリとなり、そのダイポールアンテナのうち少なくとも１本は、外部導体の一部から形成されかつ中心導体１本と電気的に接続される第１電極と、外部導体の別の一部から形成される第２電極と、第１電極と第２電極との間に形成される絶縁手段と、から構成される。結合線路の終端に形成されるもう１本のダイポールアンテナにおいては、半円環状の電極２個１対が円筒状誘電絶縁体の周りに設けられる。この円筒状誘電絶縁体は、上記の半円環状電極２個が電気的絶縁間隙を介して絶縁され、かつ中心導体が上記の半円環状電極に電気的に接続される構造になっている。頭部は、辺部と可撓性パイプとで構成されるヘッドエレメントであり、可撓性パイプはこのヘッドエレメントに内設した結合部に連結される。鞘は、サファイアなどの硬質材料で製作し、単一体として形成することができる。
【００６３】
アンテナアセンブリ内に配置されるダイポールアンテナのいずれにおいても、ＲＦ電力放射は第１電極と第２電極との間に形成される電気的絶縁間隙から行われる。第１電極と第２電極をこのように配置して、ダイポールアンテナを形成する。結合線路は、中心導体２本によってＲＦ電力を先端のダイポールアンテナに供給でき、先端のダイポールアンテナに伝送されたＲＦ電力がそこから放射される。結合線路に形成された単数または複数のダイポールアンテナは、このようなアンテナ構造にすることもできる。
【００６４】
上記の構成は、図２７から図２９に示す通りである。図２７から図２９に示すアンテナアセンブリの基本的な配置は、図２４から図２６に示すアンテナアセンブリの配置と同じである。このアンテナ構成の詳細な構造は、図２４から図２６に示すものと類似している。ただし、アンテナアセンブリ５２０の部材である追加ダイポールアンテナは、アンテナアセンブリ５２０の先端に取り付けられる。図２２に示す結合線路４３５は、外部導体５０４を介してダイポールアンテナ５３６ａ、５２６ｂおよび５３６ｃを形成するために用いられる。ＲＦ電力を伝送する２本の中心導体５０２ａおよび５０２ｂは、前方ダイポールアンテナ５３８で終端処理されているので、アンテナアセンブリ５２０の部材である他のダイポールアンテナ５３６ａ、５３６ｂ、５３６ｃ等とともにそこで均等な励振を行うことができる。最終電力供給点５３４ａおよび５３４ｂから見た場合に最も近いダイポールアンテナ５３６ａまでの前方ダイポールアンテナ５３８の有効電気長は、１／２波長に設定されている。この物理長の場合、前方ダイポールアンテナ５３８による終端処理によって反射が抑制され、ＲＦ電力が前方ダイポールアンテナ５３８に伝送され、その結果、伝送されたＲＦ電力は最終的に前方ダイポールアンテナから組織領域に放射される。
【００６５】
本発明のＴＴＤＰ５２４の利点は、上述の利点以外にも多数あり、それらについては個別実施例の記述を通じて説明する。
【００６６】
本発明の第１から第４の目的は、従来型のＴＴＭＰよりもはるかに進歩したＴＴＤＰを好適に実施することである。以下に説明する通り、ＴＴＤＰの表面の温度制御機能を追加することによって、さらに好適なＴＴＤＰを実施することができる。
【００６７】
ＴＴＤＰ３２４、４２４および５２４の絶縁ケースがサファイア製の単一体鞘からなる場合、単一体鞘３０１、４０１および５０１の温度制御は、鞘内部に冷却液を循環させることによって容易に実現できる。こうすれば、ＴＴＤＰ３２４、４２４および５２４によるＲＦ放射によって病変組織を加熱しても、単一体鞘３０１、４０１および５０１の表面温度は低く保たれる。したがって、病変組織の温度は均一に制御され、図３０に示す通り、加熱しても病変組織の壊死を引き起こす温度を大きく超えることはない。図３０において、符号ＴＴは温熱療法温度を、符号ＴＤはＳＡＲによって定まる組織温度をセ氏で示している。点線（訳者注：原文ではdotted lineとなっていますが、これはsolid lineの間違いではないでしょうか？とりあえずそのまま訳しておきます）は病変組織の温度が低く抑えられていることを、破線はＴＴＤＰの表面からの距離に対するＴＴＤＰの温度変化を示している。単一体鞘３０１、４０１および５０１の温度を大幅に下げることができるので、ＴＴＤＰ３２４、４２４および５２４が挿入された病変組織の凝固は抑制されるが、これらの組織の壊死は阻害されず、またＴＴＤＰ３２４、４２４および５２４の組織への固着も防止される。この温度制御により、外科医は高出力ＲＦを利用できるようになるが、組織の壊死などの治療効果ならびにＴＴＤＰの組織への固着の防止により、温熱療法において従来よりも広い領域の病変組織を加熱できるようになる。
【００６８】
本発明の第５の目的は、ＴＴＤＰに薬剤輸送送達機能を持たせ、ＴＴＤＰを経皮的に挿入した病変組織内に薬剤を注入できるようにすることである。
【００６９】
さらに、本発明の第５の目的のため、本発明の第１から第４の目的において説明したＴＴＤＰが有する単一体鞘には、自身の辺部を貫く穴が鋭利な辺部に開けられているか、または自身の頭部から穴が開けられている。この鞘の円筒状の表面には、内側から外側に向かって穴が穿たれている。
【００７０】
本発明の第５の目的であるＴＴＤＰの利点は、下記の通りである。例えば、図１０６から図１１０に示すように、薬剤を注入した後、組織内部に分散させることができる。または、拡散させた後、ＴＴＤＰ６２４から放射されるＲＦ電力による加熱によって活性化させることができる。このＴＴＤＰには、このような薬剤輸送送達用の経路が物理的に設けられる。薬剤は、熱感応性ゲル製のカプセルに封入されており、ＲＦ放射によって加熱すれば、このゲルカプセルが破れ、薬剤が腫瘍内に分散する。あるいは、加熱によって薬剤が特定腫瘍の細胞の蛋白質の受容性を変化させ、その結果、薬剤がその腫瘍の一部を構成する細胞に浸透する。ＴＴＤＰは、単一操作による組織への経皮的侵襲によって病変組織の加熱処置、薬剤への変換、および薬剤の注入を行えるので、カプセルまたは薬剤の種類によっては、ＴＴＤＰが腫瘍の治療において有効である。
【００７１】
本発明のＴＴＤＰ６２４の利点は、上述の利点以外にも多数あり、それらについては個別実施例の記述を通じて説明する。
【００７２】
本発明の第６の目的は、本発明の第１から第５の目的において開示したＴＴＤＰを外科医が安全に使用するための制御システムを提供することである。ＲＦ電力をＲＦ電源からＴＴＤＰに導く際、ＴＴＤＰでの電力反射がＲＦ電源に戻らないようにして、戻り電力によるＲＦ電源でのＲＦ発電の不安定化を防止する必要がある。制御システムには、ＴＴＤＰにおいて反射されるＲＦ電力がＲＦ電源に戻らないようにするためのサーキュレータを設ける。この制御システムは、ＲＦ電力の出力レベルを制御し、ＲＦ電力を適切なレベルに保ち、ＴＴＤＰの挿入された病変組織の過熱を防止する。
【００７３】
本発明の第６の目的のため、治療用アンテナプローブシステムは、ＲＦ電源と、同ＲＦ電源に接続されるサーキュレータと、本発明の第１から第５の目的に係るＴＴＤＰのうちから選択されかつ同軸ケーブルや結合線路などのＲＦ電力伝送手段を介して上記サーキュレータに接続されたＴＴＤＰと、電力結合器を介して上記ＲＦ電源に接続されたＲＦ電力メータと、から構成される。このＲＦ電力メータは、ＲＦ電源が発生させるＲＦ電力を電力メータの出力信号によって制御する制御器に接続される。
【００７４】
治療用アンテナプローブシステムに熱変換器を組み込んで、この熱変換器からの出力信号を上記制御器への入力とし、その結果、同出力信号によって上記ＲＦ電源が発生させたＲＦ電力を制御し、温熱療法の制御を改善することもできる。
【００７５】
本発明の第６の目的の治療用アンテナプローブシステムの利点は、上述の利点以外にも多数あり、それらについては個別実施例の記述を通じて説明する。
【００７６】
本発明の第７の目的は、本発明の第６の目的で説明した治療用アンテナプローブシステムと、制癌効果および抗癌効果をもたらす一群の薬効から選択されたある特定の薬効を有する制癌剤と、を併用できるようにすることである。
【００７７】
本発明の治療用アンテナプローブシステムと制癌剤との併用の利点は、上述の利点以外にも多数あり、それらについては個別に実施例の記述を通じて説明する。
【実施例】
【００７８】
ここで図面に立ち戻り、多数のＴＴＤＰの実施例について、本発明の第１から第６の目的に沿って説明する。
【００７９】
まず、本発明の第１の目的のためサファイア製の頭部と可撓性絶縁チューブとを用いたＴＴＤＰについて、以下に説明する。
【００８０】
図１３から図１５は、本発明の第１の目的の好適な実施例を示す。アンテナアセンブリは、中心導体２０２と、中心導体２０２の外周に形成した円筒状誘電絶縁体２０３と、外部導体２０４とで構成され、外部導体２０４の一部から形成される第１電極２０８が中心導体２０２に電気的に接続され、外部導体２０４の別の一部から形成される第２電極２０９が第１電極２０８から電気的に絶縁されている。第１電極２０８と第２電極２０９は、同軸ケーブルなどのＲＦ電力伝送ケーブルを介してＲＦ電力を供給するダイポールアンテナを形成する。中心導体２０２、円筒状誘電絶縁体２０３および外部導体２０４は、同軸ケーブルの終端部に形成してもよい。ＴＴＤＰは、アンテナアセンブリ２２０と、鋭利な辺部を有する頭部２９３を特徴とする鞘２３０と、から構成され、鋭利な辺部を有する頭部２９３は、辺部２９１と、可撓性絶縁パイプ２９４に堅固に結合される結合部２９２と、からなる。鋭利な辺部を有する頭部２９３の辺部２９１については、その先端部を機械加工によって鋭い刃物とし、組織を経皮的に切開し、その内部に挿入できるようにする。
【００８１】
第１電極２０８と第２電極２０９との電気的絶縁は、外部導体２０４の一部を切除しその切除部として電気的絶縁間隙２０７は外部導体２０４に形成される。中心導体２０２と第１電極２０８との電気的接続は、図１３および図１４に示す通り、導電性円板２１０を介して行うことが望ましい。図１３は、アンテナアセンブリ２２０の断面図である。図１４は、図１３に示すアンテナアセンブリ２２０の別の断面図である。
【００８２】
さらに図１５は、本発明の第１の目的に係るもう一つ別の好適な実施例を示す。中心導体と第１電極との電気的接続は、中心導体２０２を延長し、折り曲げて第１電極２０８と電気的に接触させることによって行う。導電性円板２１０は、この実施例には使用しない。したがって、この実施例は、アンテナアセンブリ２２０に必要な構成部品が従来よりも少ない場合に向いている。
【００８３】
さらに図３１は、本発明に係るもう一つ別の好適な実施例を示す。第１電極２０８と第２電極２０９の構造は、金属パイプから、または外部導体２０４に巻き付けた金属板から作られ、かつ第１電極２０８と第２電極２０９に電気的に接触する追加電極２１８と２１９を、第１電極２０８と第２電極２０９に追加したものである。外部導体２０４が、金属メッシュ（可撓性同軸ケーブルに用いられる）から、または錫または半田で固めた金属メッシュ（セミリジッドな同軸ケーブルに用いられる）から、作られる場合、電極２０８および２０９が軟らかすぎて機械的に正確に成形できないので、電気的絶縁間隙２０７について、カットラインの明瞭な、または物理的精度の高い電極構造にすることはできない。したがって、第１電極２０８および第２電極２０９の代わりに追加電極２１８および２１９によってカットラインを明瞭にし、これら追加電極の輪郭線によって電気的絶縁間隙２０７を電気的に定義する。
【００８４】
図３２から図３４は、本発明の第１の目的に係るその他の好適な実施例を示す。第１電極２０８と第２電極２０９とを電気的に絶縁するために設ける電気的絶縁間隙には、両電極間の電気絶縁体となり、好ましくは円筒状誘電絶縁体２０３と同一または類似の材質から作られる絶縁環２１１をはめ込む。この絶縁環２１１を使うと、電気的絶縁間隙が単なる切除によって設けられた場合よりも第１電極２０８と第２電極２０９との間の絶縁破壊電圧を高くすることができる。したがって、ＲＦ電力の供給量を増し、ＲＦ電力放射の量を増すことができる。曲げ力による電気的絶縁間隙の歪みについては、上記の絶縁環２１１の機械的剛性によって抑制できる。図３４に示す絶縁環２１１は円筒状誘電絶縁体２０３に設けた間隙に埋め込まれるので、第１電極２０８と第２電極２０９とのエッジライン上の余計な材料が取り除かれて、電気的絶縁間隙における外部導体２０４のエッジが明瞭になる。
【００８５】
図３５および図３６は、図１４および図３３に示すＴＴＤＰアンテナアセンブリ２２０を先端に形成する同軸ケーブル２３３を覆って保護する外部被覆２０５にＴＴＤＰ２２４が繋がっていることを特徴とする、本発明の第１の目的に係るその他の好適な実施例をそれぞれ示す。追加収縮チューブ２１２を追加することによって、収縮チューブ２９４の内側を気密にして外気から遮断し、アンテナアセンブリ２２０から雑菌が漏れ出すことを抑制できる構造としている。当然、ＴＴＤＰアンテナアセンブリ２２０を覆う熱収縮チューブ２９４で外部被覆２０５を直接覆ってもよいが、その構成の場合、追加収縮チューブ２１２は不要である。
【００８６】
図３７は、図３５および図３６に示す追加収縮チューブ２１２を使わず、熱収縮チューブ２９４を引き伸ばして露出同軸ケーブルを覆うことを特徴とする、本発明の第１の目的に係るもう一つ別の好適な実施例を示す。この熱収縮チューブ２９４は、露出同軸ケーブルの保護被覆となり、アンテナアセンブリ２２０から雑菌が漏れ出すのを効果的に抑制できる。
【００８７】
ＴＴＤＰを容易に取り扱えるようにすることを意図する場合、ＴＴＤＰの構成をセミリジッドな同軸ケーブルまたは可撓性同軸ケーブルから分離したものとすることが、ＲＦ電源からＴＴＤＰへの電力伝送上、望ましい場合もある。図３８に示す通り、アンテナアセンブリ２２０は、上記ケーブルから分離されているが、コネクタ２１４を介して結合されている。ＲＦ電力は、ＲＦ電力伝送線を介してコネクタ２１４に供給される。このＴＴＤＰ２２４は、上記ケーブルが外れるので、殺菌装置の容器に入れて殺菌できる。これにより、術後の感染のおそれを低減することが可能となる。
【００８８】
図３９および図４０は、追加電極２２１が第１電極２０８と第２電極２０９との間に追加されることを特徴とする、本発明の第１の目的に係るもう一つ別の好適な実施例を示す。ＳＡＲの分布が追加電極において伸び、ＴＴＤＰ２２４に沿って長い範囲に渡って焼灼することが可能になり、それによって、焼灼を複数回行うのではなく、ＴＴＤＰ２２４を病変組織に経皮的に挿入する深さで治療を１回行うだけで済ませられる。
【００８９】
図４１から図４８は、辺部２９１と熱収縮チューブ２９４に密着する結合部とからなる、鋭利な辺部を有する頭部２９３の刃先の形状が一枚刃プローブ形状の鞘２３０を形成することを特徴とする、本発明の第１の目的に係るその他の好適な実施例を示す。結合部２９２を熱収縮チューブ２９４に接合する方法がよく分かるように、熱収縮チューブ２９４を断面図に示す。何れも若干テーパ状になっていて、右側の直径が左側の直径よりもやや大きくなる。したがって、サファイア製の頭部２９３を結合部２９２において熱収縮チューブ２９４に固く接合できるので、熱収縮チューブ２９４を引き抜く際にサファイア製の頭部２９３が組織に取り残されるといった事故を起さずにＴＴＤＰ２２４を引き抜くことができる。辺部２９１と結合部２９２は、一塊のサファイアまたはサファイア原石を切断または削摩して作る。図４１および図４２は、直線状の刃先を示す。図４３および図４４は、先細り状の刃先を示す。図４５および図４６は、円錐状の刃先を示す。図４７および図４８は、矢状の刃を示す。
【００９０】
図４９から図５１は、結合部２９２が有するカット面２９５が熱収縮チューブと密着しており、同チューブ内での辺部２９１の回転が防止されるようになっていることを特徴とする、本発明の第１の目的に係るその他の好適な実施例を示す。図５０および図５１は、辺部２９１付きの結合部２９２の断面図を示す。図５１に示す切り込み２９６も、図４９と図５０に示すカット面と同じく、本発明の第１の目的に対して好適である。
【００９１】
本発明の第２の目的は、温度むらを低減することである。本発明の第２の目的のためにサファイア製の鞘によってアンテナアセンブリを覆うＴＴＤＰについて、以下、図１６から図１８を用いて説明する。
【００９２】
本発明の第２の目的に供せられるＴＴＤＰの構造は、図１６から図１８に示す通りである。アンテナアセンブリ３２０は、中心導体３０２と、中心導体３０２の外周に形成される円筒状誘電絶縁体３０３と、外部導体３０４とから構成されており、第１電極３０８が外部導体３０４の一部から形成されかつ中心導体３０２と電気的に接続され、第２電極３０９が第１電極３０８から電気的に絶縁された外部導体３０４の別の部分から形成されることを特徴とする。第１電極３０８と第２電極３０９は、同軸ケーブルを介してＲＦ電力の供給を受けるダイポールアンテナを形成する。中心導体３０２、円筒状誘電絶縁体３０３および外部導体３０４は、同軸ケーブルの終端部に形成してもよい。ＴＴＤＰ３２４は、アンテナアセンブリ３２０と、サファイア製の単一体鞘３０１とから構成される。単一体鞘３０１の頭部は、機械加工によって鋭い刃物となっており、組織を経皮的に切開し、その内部に挿入できるようになっている。
【００９３】
第１電極３０８と第２電極３０９との電気的絶縁は、外部導体３０４の一部の切除跡として外部導体３０４に形成される電気的絶縁間隙３０７によって行う。中心導体３０２と第１電極３０８との電気的接続は、図１６および図１７に示す通り、導電性円板３１０を介して行う。図１６は、アンテナアセンブリ３２０の外観図と単一体鞘３０１の断面図を示す。さらに図１７は、図１６に示すアンテナアセンブリの断面図を示す。
【００９４】
さらに図１８は、本発明の第２の目的に係るもう一つ別の好適な実施例を示す。中心導体と第１電極との電気的接続は、中心導体３０２を延長し、折り曲げて第１電極３０８と電気的に接触させることによって行う。導電性円板３１０は使用しないので、この実施例は、アンテナアセンブリ３２０用の構成部品が従来よりも少ない場合に適している。
【００９５】
さらに図５２は、本発明の第２の目的に係るもう一つ別の好適な実施例を示す。金属パイプから、または外部導体３０４に巻き付けた金属板から作った追加電極３１８と３１９とを、第１電極３０８と第２電極３０９に追加する。外部導体３０４が金属メッシュパイプ（可撓性同軸ケーブルに用いられる）から、または錫または半田で固めた金属メッシュ（セミリジッドな同軸ケーブルに用いられる）から作られる場合、電極３０８および３０９が軟らかすぎて機械的に正確に成形できないので、電気的絶縁間隙３０７について、カットラインの明瞭な、または物理的精度の高い電極構造にすることはできない。したがって、第１電極３０８および第２電極３０９の代わりに追加電極３１８および３１９によってカットラインを明瞭にし、これら追加電極の輪郭線によって電気的絶縁間隙３０７を電気的に形状の確定をする。
【００９６】
図５３から図５５は、本発明の第２の目的に係るその他の好適な実施例を示す。第１電極３０８と第２電極３０９とを電気的に絶縁するために設ける電気的絶縁間隙には、円筒状誘電絶縁体３０３と同一または類似の材質から作られる絶縁環３１１を詰める。この絶縁環３１１を使うと、電気的絶縁間隙が単なる切除した部分である場合よりも第１電極３０８と第２電極３０９との間の絶縁破壊電圧を高くすることができる。したがって、ＲＦ電力の供給量を増し、ＲＦ電力放射の量を増すことができる。曲げ力による電気的絶縁間隙の歪みについては、上記の絶縁環３１１の機械的剛性によって抑制できる。図５５に示す絶縁環３１１は、円筒状誘電絶縁体３０３に設けた間隙に埋め込まれるので、第１電極３０８と第２電極３０９とのエッジライン上の余計な材料が取り除かれ、電気的絶縁間隙における外部導体３０４の辺が明瞭になる。
【００９７】
図５６と図５７は、図１７および図５４に示すＴＴＤＰアンテナアセンブリ３２０を先端に形成する同軸ケーブル３３３を覆って保護する外部被覆３０５にＴＴＤＰ３２４が繋がっていることを特徴とする、本発明の第２の目的に係るその他の好適な実施例をそれぞれ示す。追加収縮チューブ３１２を追加することによって、単一体鞘３０１の内側を気密化して外気から遮断し、アンテナアセンブリ３２０から雑菌が漏れ出すことを抑制することができる。当然、ＴＴＤＰアンテナアセンブリ３２０を収納する単一体鞘３０１は、図５６および図５７に示す通り、追加収縮チューブ３１２と外部被覆３０５とで覆われる。
【００９８】
図５８は、金属パイプから、または外部導体３０４に巻き付けた金属板から作られ、図５２に示す通り、第１電極３０８と第２電極３０９に電気的に接触する追加電極３１８と３１９を第１電極３０８と第２電極３０９に追加することを特徴とする、本発明の第２の目的に係るもう一つ別の好適な実施例を示す。追加収縮チューブ３１２は、同軸ケーブル３３３の保護被覆となり、アンテナアセンブリ３２０から雑菌が漏れ出すのを効果的に抑制することができる。
【００９９】
ＴＴＤＰを容易に取り扱えるようにすることを意図する場合、ＴＴＤＰの構成をセミリジッドな同軸ケーブルから、または可撓性同軸ケーブルから分離したものとすることが望ましい場合もある。図５９に示す通り、アンテナアセンブリ３２０は、上記ケーブルから分離されているが、コネクタ３１４を介して結合されている。ＲＦ電力は、ＲＦ電力伝送線を介してコネクタ３１４に供給される。このＴＴＤＰ３２４は、上記ケーブルが外れるので、殺菌装置の容器に入れて殺菌することができる。これにより、術後感染のおそれを低減することが可能となる。
【０１００】
図６０および図６１は、第１電極３０８と第２電極３０４との間に第３電極３２１が追加された、本発明の第２の目的に係るその他の好適な実施例を示す。ＳＡＲ分布が追加電極によって伸びるので、ＴＴＤＰ３２４に沿って長い範囲に渡って焼灼することが可能になり、それによって、焼灼を複数回行うのではなく（文献３を参照）、ＴＴＤＰ３２４を病変組織に経皮的に挿入する深さで１回治療を行うだけで済ませられる（文献３を参照）。
【０１０１】
図６２から図６９は、単一体鞘３０１の頭部が機械加工によって鋭い刃物となっており、組織を経皮的に切開し、その内部に挿入することのできる、本発明の第２の目的に係るその他の好適な実施例を示す。単一体鞘３０１は、この好適な実施例ではサファイア製であるが、その刃先の形状は、図６２および図６３に示す通り、直線状になっている。図６４および図６５に示すサファイア製の頭部３０１の刃先の形状は、テーパ状になっている。図６６および図６７に示すサファイア製の頭部３０１の刃先の形状は、円錐状になっている。図６８および図６９に示すサファイア製の頭部３０１の刃先の形状は、槍の穂先状になっている。
【０１０２】
本発明の第３の目的は、放射間隙が１個しかないという問題、すなわち、組織に対してただ一つの間隙からしかＲＦ放射が行われず、焼灼を均一に行うことが難しいという問題、を解決することである。ここで提供するアンテナ構造では、複数の電気的絶縁間隙がＴＴＤＰ用のアンテナ上に形成されている。
【０１０３】
図２４から図２６は、本発明の第３の目的に係る一連の好適な実施例を示す。第１電極４０８と第２電極４０９とからなる各電極対には、結合線路の外部導体４０４の一部を除去して電気的絶縁間隙４０７を設ける。図２５は、アンテナアセンブリの正面図を示す。第１電極４０８、第２電極４０９、ならびに中心導体４０２ａおよび４０２ｂは、図２４から図２６に示す通り、結合線路４３５の構造内で電気的に接続される。ただし、第１中心導体４０２ａと第２中心導体４０２ｂとの間の電気的接続方法および第１電極４０８と第２電極４０９との間の電気的接続方法は、それぞれの図ごとに異なる。第１電極４０８と第２電極４０９との各対は、ダイポールアンテナ４３６ａ、４３６ｂおよび４３６ｃを形成する。ＴＴＤＰ４２４は、ダイポールアンテナ４３６ａ、４３６ｂおよび４２６ｃからなるアンテナアセンブリと、サファイア製の単一体鞘４０１とで構成される。鞘については、サファイア製の頭部とポリマー製のパイプとを組み合わせた絶縁材料からなるものを使用することもできる。
【０１０４】
図２４に示す実施例は、第１中心導体４０２ａと第２中心導体４０２ｂとを有する結合線路によるものである。第１電極４０８と第２電極４０９は、それぞれ電力供給点４３４ａと４３４ｂを介して第１中心導体４０２ａと第２中心導体４０２ｂに接続され、それぞれ電力供給点４３４ａと４３４ｂに近接して対面している。図２６に示す実施例は、第１中心導体４０２ａと第２中心導体４０２ｂとを有する結合線路によるものである。第１中心導体４０２ａと第２中心導体４０２ｂは、第１電極対をなす第１電極４０８と第２電極４０９とにそれぞれ電力供給点４０３ａおよび４０３ｂを経由して接続され、第１電極４０８と第２電極４０９は、電力供給点４０３ａと４０３ｂに近接して対面する。第１および第２中心導体は、第２電極対をなす第２電極４０９と第１電極４０８とにそれぞれ電力供給点４０３ｂおよび４０３ａ経由で接続され、第１電極４０８と第２電極４０９は電力供給点４０３ｂと４０３ａに近接して対面する。第１電極対と第２電極対は、アンテナアセンブリ４２０内に交互に形成される。
【０１０５】
さらに、単一体鞘３０１は、サファイアから作ることもできる。さらに、この鞘は、辺部と、可撓性絶縁パイプ（TEFLON（商標）製、またはＰＴＦＥ以外のポリエチレン製）に堅固に結合される結合部と、から構成されるサファイア製の頭部を有する鞘として形成される。サファイア製の頭部の辺部は、その先端部を機械加工によって鋭い刃物とすることによって、組織を経皮的に切開し、その内部に挿入できるようになっている。
【０１０６】
図７０から図７２は、本発明の第３の目的に係る、もう一つ別の一連の好適な実施例を示す。結合線路４３５は、ＲＦ電源と接続することによりＲＦ電力伝送ケーブルとして機能し、２本の中心導体４０２ａと４０２ｂに電気的に接続される。アンテナアセンブリ４２０は、複数のダイポールアンテナ対からなり、第１電極と第２電極との間および中心導体４０２ａと４０２ｂとの間を結ぶその電気接続構成は、図２４および図２６に示す構成と同じである。ただし、第１中心導体４０２ａと第２中心導体４０２ｂとの間の電気的接続方法および第１電極と第２電極との間の電気的接続方法は、図ごとに異なる。一方、結合線路４３５は、図７０および図７２（両者ともこの一連の好適な実施例の断面図）ならびに図７１（この一連の好適な実施例の正面図）に示す通り、電力伝送ケーブルとして機能し、外部被覆４０５によって覆われる。追加収縮チューブ４１２を追加することによって、外部被覆４０５と単一体鞘４０１との間の気密性を確保する。この気密性の高い構成によって、手術中におけるＴＴＤＰアンテナアセンブリからの雑菌の漏出を防止する。第１電極と第２電極との間、または中心導体の間のどちらの電気的接続でも、図７０または図７２に示す方法で行うことができる。追加収縮チューブ４１２は熱収縮チューブとし、外部被覆４０５は非収縮被覆としてよい。
【０１０７】
図７３から図７９は、本発明の第３の目的に係り、特に二つの中心導体４０２ａおよび４０２ｂと外部導体４０４との接続に係る、もう一つ別の一連の好適な実施例を示す。さらに、電気的絶縁間隙４０７を介して第１電極４０８と第２電極４０９を絶縁する構造においては、第１電極４０８と第２電極４０９を中心導体４０２ａと４０２ｂに接続することによって電気的接続を行う。第１電極と第２電極は、結合線路４３５を切って小部品にしたものである。中心導体４０２ａおよび４０２ｂは、向かい合った小部品の第１電極４０８と第２電極４０９との終端面から引き出される。図７３と図７４に示す通り、電気的絶縁間隙４０７は、導電層４３８ａと４３８ｂを有するプリント基板（ＰＣＢと略称する）から製作可能な絶縁間隙片４３７によって与えられる。絶縁間隙片４３７は、結合線路４３５の断面の形状に似た円板状に成形されており、中心導体４０２ａと４０２ｂを通す貫通穴４３９を２個有する。絶縁間隙片４３７の導電層４３８ａと４３８ｂについては、貫通穴４３９の直径に比して大きな穴を開け、貫通穴４３９において中心導体４０２ａと４０２ｂが導体層４３８ａと４３８ｂに接触することがないようにする。第２電極４０９側の第１中心導体４０２ａは、第１電極４０８に接触する絶縁間隙片４３７の導電層４３８ａの方向へ引き出される。第１電極４０８側の第２中心導体４０２ｂは、第２電極４０９に接触する絶縁間隙片４３７の他方の導電層４３８ｂの方向へ引き出される。図７３と図７４に示す通り（図７３は斜視図、図７４は断面図）、第１中心導体４０２ａは第２電極４０９に、そして第２中心導体４０２ｂは第１電極４０８に、半田４４５を使って半田付けされる。結合線路４３５に沿って電気的絶縁間隙４０７の長手方向の長さを短くして、第１電極４０８と第２電極４０９とによって構成されるダイポールアンテナ内に組み込めるようにするために、第１中心導体４０２ａと第２中心導体４０２ｂとの捩り部分を外部導体４０４から引き出す。第１中心導体４０２ａと第２中心導体４０２ｂとの捩り部分が外部導体４０４の表面からはみ出る場合、図７５に示すように、半田で固めた後のはみ出し部分を除去する。中心導体４０２ａと４０２ｂがそれぞれ絶縁間隙片４３７上の導電層４３８ａと４３８ｂに不必要に接触するのを防止するため、図７６（断面図）に示すように、絶縁間隙片４３７の一部について導電層４３８ａおよび４３８ｂを部分的に残し、第２電極４０９と第１電極４０８とにそれぞれ半田付けし、不要な部分を除去する。中心導体４０２ａおよび４０２ｂと、絶縁間隙片４３７と、第１電極４０８および第２電極４０９とを半田付けする場合、結合線路４３５の円筒状誘電絶縁体４０３と異なる誘電絶縁材料（樹脂など）で絶縁片４４３を別途製作し、図７７に示すように、この絶縁片を中心導体４０２ａと４０２ｂとの周りの隙間に詰めることができる。
【０１０８】
絶縁間隙片４３７を使用する代わりに、中心導体４０２ａと４０２ｂとの捩り部分を引き出し、外部導体４０４に半田付けし、捩り部分のうち結合線路の表面からはみ出す部分を除去し、図７８に示すように第１電極４０８と第２電極との間に位置し、捩り部分を収めるスロットに上記の絶縁片４４３を挿入するかまたは詰め込む。
【０１０９】
電気的絶縁間隙４０７は、外部導体４０４の一部を除去して第１電極４０８と第２電極４０９との間に設ける。したがって、中心導体４０２ａと４０２ｂとの電気的接続部４３４ａおよび４３４ｂのためにアンテナアセンブリ４２０に隙間を設ける必要がある。電気的接続部４３４ａと４３４ｂの接続を良好に行うため、外部導体４０４の表面にスロット４４２を設け、図７９に示す通り、中心導体４０２ａと４０２ｂならびに第１電極４０８と第２電極４０９を確実に半田付けできるようにする。
【０１１０】
図８０から図８２は、本発明の第２の目的に係り、特にアンテナアセンブリ４２０と電力伝送ケーブルとして機能する結合線路４３５との接続に係る、もう一つ別の一連の好適な実施例を示す。結合線路４３５は、２本の中心導体４０２ａおよび４０２ｂと、円筒状誘電絶縁体４０３と、外部導体４０４とから構成されており、その終端にはアンテナアセンブリ４２０を設ける。結合線路４３５は、従来型のＲＦ電力伝送ケーブルと同じものであってもよい。本実施例では、第１中心導体４０２ａと第２中心導体４０２ｂが互いに接続される。片側に導電層４３８ｃを有する絶縁間隙片４４０は、電気的絶縁間隙４０７のために使用される。この絶縁間隙片４４０は、結合線路４３５の断面の形状に類似した円板状に成形されており、中心導体４０２ａと４０２ｂを通す貫通穴４３９を２個有する。中心導体４０２ａついては、第１電極４０８内から引き出し、結合線路４３５の外部導体４０４に半田付けする。電力伝送ケーブルとして機能する結合線路４３５の中心導体４０２ａとアンテナアセンブリ４２０内の中心導体４０２ａ（図７０から図７３を参照）とは、絶縁間隙片４４０の導電層４３８ｃに接続され、図８０に示す通り、第１電極に半田４４５で半田付けされる。
【０１１１】
中心導体４０２ａおよび４０２ｂと絶縁間隙片４４０の導電層４３８ｃとを不必要に接触させることなく、確実に外部導体４０４と第１電極４０８の中心導体４０２ｂとを電気的に接触させるため、貫通穴４３９の直径と比較して大きな穴を導電層４３８ｃに開ける代わりに、図８１（主要部分の斜視図）に示すように導電層４３８ｃの大部分を除去し、第１電極４０８と向き合う導電層４３８ｃの一部を第１電極４０８に半田付けする。中心導体４０２ｂと、絶縁間隙片４４０と、第１電極４０８とを半田付けする際に中心導体４０２ｂの周りに生じる隙間を埋めるため、図８２に示す通り、上記の絶縁片４４３を絶縁間隙片４４０と第１電極４０８との間の隙間に挿入する。結合線路４３５の中心導体２本は、結合線路４３５の中心導体２本の接続点４３４ｃで終端処理されるので、中心導体２本を１本の中心導体として使用してＲＦ電源からＲＦ給電を行うことができる。
【０１１２】
従来型のＲＦ電力伝送ケーブルは、単一中心導体４０２ｄと、単一中心導体４０２ｄの外周に形成した円筒状誘電絶縁体４０３と、さらにその周りを覆う外部導体４０４とからなる同軸ケーブル４３５ｄであり、図８３に示す通り、中心導体４０２ｄが第１中心導体４０２ａに、そして外部導体４０４が第２導体４０２ｂに電気的に接続された電力伝送ケーブルとして使用できる。
【０１１３】
絶縁間隙片４４０については、半田付けによって第１電極４０８と第２電極４０９に接触する部分に導電層４３８ａを設けてもよい。具体的には、導体４０２ａと４０２ｂとの捩り部分を収納する隙間をアンテナアセンブリ４２０に設ける必要がある。電気的接続を良好に行うため、外部導体４０４の表面にスロット４４２を設け、図８４に示す通り、中心導体４０２ａと４０２ｂならびに第１電極４０８と第２電極４０９を確実に半田付けできるようにする。
【０１１４】
図８５から図８７は、本発明の第３の目的に係るもう一つ別の一連の好適な実施例を示す。アンテナアセンブリ４２０は、両方とも第１電極４０８と第２電極４０９とからなるダイポールアンテナ４３６ａおよび４３６ｂと、各電極が互い違いに長手方向に折り曲げられている別の電極対４３６ｅとから構成されている。第１電極４０８と第２電極４０９は、外部導体４０４から形成される。その他の外部導体４０８ａと４０９ａは、第１電極４０８と第２電極４０９にそれぞれ電気的に接続され、両電極は図８５と図８７の断面図に示す形状に折り曲げられる。図８５および図８７に示すダイポールアンテナ４３６ａと４３６ｂとの構造は、図２４に示すダイポールアンテナ４３６ａと４３６ｂとの構造と同じであり、電極対４３６ｂと４３６ｃとの構造はそれぞれ図２６に示す通りである。電力供給点４３４ｂと４３４ｅは、ＴＴＤＰ４２４が挿入された外側の組織領域へのＲＦ電力放射量が、アンテナアセンブリ４２０の各電極上の他の場所と比べ、電気的絶縁間隙４０７ａにおいて多くなるように定める。電極対４３６ｅは、ダイポールアンテナとして機能する。電気的絶縁間隙４０７ａは結合線路４３５の外部導体４０４の一部を除去して形成し、２本の外部電極４０８ａおよび４０９ａは外部導体４０４上で折り曲げて形成され、同外部導体の一部は第１電極４０８として、同外部導体の別の一部は第２電極４０９として形成される。第２中心導体４０２ｂと曲がり電極４０９ａとの電気的接続構造は、第２導体４０２ａと外部導体４０４について図７３から図７９に示す電気的接続構造と同じである。第１中心導体４０２ａともう一つ別の外部電極４０８ａ（折り曲げ構造）との電気的接続は、図１３に示す導電性円板２１０と類似した導電性円板４１０を介して行う。図８６は、アンテナアセンブリの正面図である。第１電極４０８、第２電極４０９および中心導体は、図８５および図８７に示す通り、結合線路４３５（図８５から図８７では特に図示しない）の内部で電気的に接続される。ただし、第１中心導体４０２ａと第２中心導体４０２ｂとの間の電気的接続方法および第１電極４０８と第２電極４０９との間の電気的接続方法は、それぞれの図によって異なる。対をなす第１電極４０８と第２電極４０９はダイポールアンテナ４３６ａおよび４３６ｂを形成し、もう一つ別の対をなす外部電極４０９ａと４０８ａ（折り曲げ構造）はダイポールアンテナ４３６ｄを形成する。ＴＴＤＰ４２４は、ダイポールアンテナ４３６ａ、４３６ｂおよび４２６ｄからなるアンテナアセンブリ４２０と、絶縁材料製の単一体鞘４０１とで構成される。
【０１１５】
図８８から図９０は、本発明の第３の目的に係るもう一つ別の一連の好適な実施例を示す。結合線路４３５は、ＲＦ電源との接続によりＲＦ電力伝送ケーブルとして機能し、２本の中心導体４０２ａと４０２ｂに電気的に接続される。アンテナアセンブリ４２０は、複数のダイポールアンテナ対５３６ａ、５３６ｂ、５３６ｃおよび５３６ｄからなり、第１電極４０８と第２電極４０９との間、および中心導体４０２ａと４０２ｂとの間を結ぶその電気接続構成は図２４および図２６に示す構成と同じである。一方、結合線路４３５は、図７０および図７２（両者ともこの一連の好適な実施例の断面図）ならびに図７１（この一連の好適な実施例の正面図）に示す通り、電力伝送ケーブルとして機能し、外部被覆４０５によって覆われる。図８９も、この一連の好適な実施例の正面図である。追加収縮チューブ４１２を追加することによって、外部被覆４０５と単一体鞘４０１との間の気密性が確保される。この気密性の高い構成によって、手術中におけるＴＴＤＰアンテナアセンブリからの雑菌の漏出を防止する。第１電極４０８と第２電極４０９との間、または中心導体４０２ａと４０２ｂとの間の電気的接続を図８８または図９０のどちらにしたがって実施するにせよ、その方法は図７０または図７２に示すものと同じとする。追加収縮チューブ４１２は熱収縮チューブ、外部被覆４０５は非収縮被覆としてよい。
【０１１６】
本発明の第３の目的の単一体鞘４０１は、図２４その他に示す単一体構造に代えて、ＴＴＤＰ２２４用の鞘２３０と同じもの、例えば、鋭利な辺部と熱収縮チューブとで構成される、鋭利な辺部を有する頭部２９３を有する鞘としてよい。
【０１１７】
図２７から図２９は、本発明の第４の目的に係る一連の好適な実施例を示す。アンテナアセンブリ５２０は、前方ダイポールアンテナ５３８を形成する電極対５３７ａと５３７ｂを自身の先端に有する。中心導体５０２ａと５０２ｂは、それぞれ電極対５３７ａと５３７ｂに接続される。電極対５３７ａと５３７ｂは、二つの電気的絶縁間隙５０７ａと５３９を共有し、それらによって各電極が互いに絶縁される。ＲＦ電極は、電気的絶縁間隙５３９から外側に向かって放射される。各間隙は、ダイポールアンテナ５３６ａ、５３６ｂおよび５３６ｃのインピーダンスが同じになるように電気的絶縁間隙５０７ａと電気的絶縁間隙５３９を形成することによって決定する。その結果、ＲＦ電力がダイポールアンテナ５３６ａ、５３６ｂおよび５３６ｃを介して外側の組織領域に放射されると、ＲＦ電力の一部が円筒状の組織領域に対して水平に放射され、また、ＲＦ電力が前方ダイポールアンテナ５３８を介して外側の組織領域に放射されると、ＲＦ電力の残りの部分はＴＴＤＰ５２４の挿入された前方組織領域に対して垂直に放射される。図９１は、前方ダイポールアンテナ５３８の拡大図である。電気的絶縁間隙５０７ａは、結合線路５３５の外部導体５０４の一部を除去して形成される。二つの電極対５３７ａと５３７ｂについては、半円環状電極２個（各電極については半円環状電極と呼ぶ）が円筒状誘電絶縁体５０３の周りに取り付くようにして形成する。二つの電気的絶縁間隙５３９は、半円環状に形成した一対の電極５３７ａと５３７ｂとの間に形成される。中心導体５０２ａと５０２ｂは、それぞれ電極対５３７ａと５３７ｂに電気的に接続される。電極対５３７ａと５３７ｂとの結合線路５３５の軸に沿った長さは、もっとも近い電力供給点５３４ａおよび５３４ｂから電気的絶縁間隙５３９までの中心導体５０２ａと５０２ｂとの有効長がＲＦ波の１／２波長となるように定める。すると、最大電流が電気的絶縁間隙５３９において、また、一定レベルの電流が電気的絶縁間隙５０７ａにおいて発生し、残りのＲＦ電力が電気的絶縁間隙５３９と電気的絶縁間隙５０７ａから放射される。電極対５３７ａと５３７ｂは、ダイポールアンテナ、特に前方ダイポールアンテナ５３８に合わせて形成される。電気的絶縁間隙５３９からの放射は、灯台効果の軽減に特に有効である。図２８は、アンテナアセンブリの正面図と単一体鞘５０１の断面図とを示す。第１電極５０８、第２電極５０９ならびに中心導体５０２ａおよび５０２ｂは、図２７および図２９に示す通り、結合線路５３５内で電気的に接続される。ただし、第１中心導体５０２ａと第２中心導体５０２ｂとの間の電気的接続方法および第１電極５０８と第２電極５０９との間の電気的接続方法は、それぞれの図によって異なる。対をなす第１電極５０８と第２電極５０９はダイポールアンテナ５３６ａ、５３６ｂおよび５３６ｃに合わせて形成され、電極対５３７ａと５３７ｂはダイポールアンテナ５３８に合わせて形成される。ＴＴＤＰ５２４は、ダイポールアンテナ５３６ａ、５３６ｂ、５３６ｃおよび５３８からなるアンテナアセンブリ５２０と、サファイアなどの絶縁材料製の単一体鞘５０１と、から構成される。
【０１１８】
図９２から図９４は、本発明の第４の目的に係るもう一つ別の一連の好適な実施例を示す。結合線路５３５は、ＲＦ電源（上記図に図示せず）との接続によりＲＦ電力伝送ケーブルとして機能し、２本の中心導体５０２ａと５０２ｂに電気的に接続される。アンテナアセンブリ５２０は、複数のダイポールアンテナ対からなり、第１電極と第２電極との間、中心導体５０２ａと５０２ｂとの間を結ぶその電気接続構成は図２７および図２９に示す構成と同じである。一方、結合線路５３５は、図９２および図９４（両者ともこの一連の好適な実施例の断面図）ならびに図９３（この一連の好適な実施例の正面図と単一体鞘５０１の断面図）に示す通り、電力伝送ケーブルとして機能し、外部被覆４０５によって覆われる。追加収縮チューブ５１２を追加することによって、外部被覆５０５と単一体鞘５０１との間の気密性が確保される。この気密性の高い構成によって、手術中におけるＴＴＤＰアンテナアセンブリ５２０からの雑菌の漏出を防止する。第１電極５０８と第２電極５０９との間、または中心導体５０２ａと５０２ｂとの間の電気的接続を図９２または図９４のどちらにしたがって実施するにせよ、その方法は図７０または図７２に示すものと同じである。追加収縮チューブ５１２は熱収縮チューブ、外部被覆５０５は非収縮被覆としてよい。
【０１１９】
図９５から図９７は、本発明の第４の目的に係るもう一つ別の一連の好適な実施例を示す。アンテナアセンブリ５２０は、前方ダイポールアンテナ５３８を形成する電極対５３７ａと５３７ｂを自身の先端に有する。中心導体５０２ａと５０２ｂは、それぞれ電極対５３７ａと５３７ｂに接続される。電極対５３７ａと５３７ｂは、図９８に示す通り、半分に切ったカップ状の構造を有する。これらは、前方ダイポールアンテナ５３８を構成要素とする。電極対５３７ａと５３７ｂは、半円環状電極２個が円筒状誘電絶縁体５０３の周りに取り付くようにして形成される。中心導体５０２ａと５０２ｂは、導電性上面５４０ａおよび５４０ｂと埋め込み半田５４１とを介してそれぞれ電極対５３７ａと５３７ｂに電気的に接続される。電極対５３７ａと５３７ｂは、二つの電気的絶縁間隙５３９を有し、それらによって各電極が互いに絶縁される。ＲＦ電力は、これらの間隙から外側に向かって放射される。電気的絶縁間隙５３９は、ダイポールアンテナ５３６ａ、５３６ｂ、５３６ｃおよび５３６ｄのインピーダンスが同じになるように電気的絶縁間隙５０７ａと電気的絶縁間隙５３９を形成することによって決定する。その結果、ＲＦ電力がダイポールアンテナ５３８を介して外側の組織領域に放射されると、ＲＦ電力の一部が円筒状の組織領域に対して水平に放射され、ＲＦ電力の残りの部分はＴＴＤＰ５２４の挿入された前方組織領域に対して垂直に放射される。図９８は、前方ダイポールアンテナ５３８の拡大図である。電気的絶縁間隙５０７ａは、結合線路５３３の外部導体５０４の一部を除去して形成する。電極対５３７ａと５３７ｂとの結合線路５３５の軸に沿った長さは、もっとも近い電力供給点５３４ａおよび５３４ｂから電気的絶縁間隙５３９までの中心導体５０２ａと５０２ｂとの有効長がＲＦ電力のＲＦ波の１／２波長となるように定める。すると、最大電流が電気的絶縁間隙５３９において、また、一定レベルの電流が電気的絶縁間隙５０７ａにおいて発生し、間隙５０７からのＲＦ放射電力とは別のＲＦ電力が電気的絶縁間隙５３９と電気的絶縁間隙５０７ａから放射される。電気的絶縁間隙５３９からの放射は、灯台効果の軽減に特に有効である。図９６は、アンテナアセンブリの正面図と単一体鞘の断面図を示す。第１電極５０８、第２電極５０９ならびに中心導体５０２ａおよび５０２ｂは、図９５および図９７に示す通り、結合線路５３５内で電気的に接続される。ただし、第１中心導体５０２ａと第２中心導体５０２ｂとの間の電気的接続方法および第１電極５０８と第２電極５０９との間の電気的接続方法は、それぞれの図によって異なる。第１電極５０８と第２電極５０９からなる各対、５３６ａ、５３６ｂ、５３６ｃおよび５３６ｄ、はダイポールアンテナであり、それぞれ半円環状に成形された電極対５３７ａと５３７ｂもダイポールアンテナである。ＴＴＤＰ５２４は、ダイポールアンテナ５３６ａ、５３６ｂ、５３６ｃおよび５３６ｄと前方ダイポールアンテナ５３８とからなるアンテナアセンブリ５２０と、サファイアなどの絶縁材料製の単一体鞘５０１と、から構成される。
【０１２０】
図９９から図１０１は、本発明の第４の目的に係るもう一つ別の一連の好適な実施例を示す。ＲＦ電力伝送ケーブルとして機能する結合線路５３５は、２本の中心導体５０２ａと５０２ｂに電気的に接続されるＲＦ電源に接続される。アンテナアセンブリ５２０は、複数のダイポールアンテナ対からなり、第１電極と第２電極との間、および中心導体５０２ａと５０２ｂとの間を結ぶ電気接続構成は、図７０および図７２に示す構成と同じである。一方、結合線路５３５は、図７０および図７２（両者ともこの一連の好適な実施例の断面図）ならびに図７１（この一連の好適な実施例の正面図と単一体鞘５０１の断面図）に示す通り、電力伝送ケーブルとして機能し、外部被覆５０５によって覆われる。追加収縮チューブ５１２を追加することによって、外部被覆５０５と単一体鞘５０１との間の気密性が確保される。この気密性の高い構成によって、手術中におけるＴＴＤＰアンテナアセンブリからの雑菌の漏出を防止する。第１電極と第２電極との間、または中心導体の間の電気的接続を図８８または図９０のどちらにしたがって実施するにせよ、その方法は図７０または図７２に示すものと同じである。追加収縮チューブ５１２は熱収縮チューブとし、外部被覆５０５は非収縮被覆としてよい。
【０１２１】
ＴＴＤＰの絶縁ケースがサファイア製の単一体鞘である場合、サファイアの温度制御はサファイア内に冷却液を循環させることによって容易に実現できる。図１０２と図１０３は、さらに本発明の第２の目的に係る好適な実施例を示す。図１０３は、線１０３で切断したＴＴＤＰ３２４の断面図である。ＴＴＤＰ３２４は、ＴＴＤＰ３２４の内部に、特に単一体鞘３０１の内面とアンテナアセンブリ３２０との間の間隙に、冷却液を出入りさせるためのチューブ３１３ａを有する。溝３１３ｃは、ＴＴＤＰ３２４の内部に液体を流入させやすくするための経路として単一体鞘３０１の内面に設けられる。単一体鞘３０１の表面温度は、ＴＴＤＰ３２４によるＲＦ放射によって病変組織を加熱しても低く保たれる。したがって、病変組織の温度は、均一に制御され、図３０に示す通り病変組織の壊死を引き起こす温度を大幅に超えることはない。したがって、ＴＴＤＰ３２４の挿入された病変組織の凝固は抑制されるが、これらの組織の壊死は阻害されず、またＴＴＤＰ３２４の組織への固着も防止される。この温度制御により、外科医は高出力ＲＦを利用できるようになるが、組織の壊死などの治療効果ならびにＴＴＤＰの組織への焼着の防止により、従来よりも広い領域の病変組織を加熱できるようになる。チューブ３１３ａおよび３１３ｂや単一体鞘３０１内の溝３１３ｃなどと同じ冷却手段を、本発明の第２、第３および第４の目的である他のＴＴＤＰ、すなわちＴＴＤＰ２２４、ＴＴＤＰ４２４およびＴＴＤＰ５２４、にも適用できる。上記の冷却手段の追加による改造によって本発明の第２、第３、第４の目的について得られる個別の実施例は図示しない。というのは、上記のチューブ３１３ａおよび３１３ｂや溝３１３ｃを追加して単一体鞘３０１、４０１および５０１内に冷却液を流入させるための改造は容易に理解できるからである。図５６、５７、５８、６０および６１に示すＴＴＤＰ３２４、図７０、７２、８８および９０に示すＴＴＤＰ４２４、ならびに図９２、９４、９９および１０１に示すＴＴＤＰ５２４については、改造により冷却液循環機能を追加できる。
【０１２２】
本発明の第４の目的の単一体鞘５０１は、図９２などに示す単一体構造に代えて、ＴＴＤＰ２２４用の鞘２３０と同じもの、例えば、鋭利な辺部と熱収縮チューブとで構成される、鋭利な辺部を有する頭部２９３からなる鞘としてよい。
【０１２３】
図１０４から図１０７は、本発明の第５の目的に係り、特に好ましくはサファイア製で鋭利な辺部を有する頭部６９３またはサファイア製の単一体鞘３０１を備え、薬剤送達経路を設けることが可能なＴＴＤＰ６２４、に係る一連の好適な実施例を示す。図１０４および図１０５は、鋭利な先端から辺部を貫く穴が開けられている単一体鞘３０１の刃先を示す。この穴は薬剤注入用先端穴６１８ｈと言い、この穴からＴＴＤＰ６２４の挿入された病変組織に薬剤を注入する。図１０６は、薬剤輸送送達機能を有するＴＴＤＰ６２４を示す。この流路は、単一体鞘６０１とアンテナアセンブリ６２０との間の間隙に設けたチューブ６１３ｄと、薬剤注入用先端穴６１８ｈと、から構成される。本構造の他の部分は、図５７に示すＴＴＤＰ３２４と同じである。薬剤は、シリンジポンプなどの注射手段に入れられそこから供給されるが、その際、流路であるチューブ６１３ｄを通って病変組織へ注入される。図１０７は、もう一つ別の種類の薬剤輸送送達機能、具体的には薬剤を病変組織に水平に注入する機能、を有するＴＴＤＰ６２４を示す。単一体鞘６０１の刃先に設ける薬剤注入用先端穴６１８ｈに加え、単一体鞘６０１の円筒面に内側から外側に抜ける穴を追加する。これらの穴は薬剤注入用側面穴６１８ａと言い、これらの穴を介して単一体鞘の内部からＴＴＤＰ６２４の挿入された組織へと薬剤を流出させる。薬剤が薬剤注入用側面穴６１８ａから流出しやすいように、チューブ６１３ｄを短くしている。本構造の他の部分は、図５７に示すＴＴＤＰ３２４と同じである。アンテナアセンブリ６２０の表面との接触による薬剤の汚染を防止するには、アンテナアセンブリ６２０の表面をフォトレジンまたはフォトポリマーでコーティングしてアンテナアセンブリ６２０の金属表面から薬剤へのイオン溶出を防止すればよい。この薬剤輸送送達方法の特徴は、図１０６に示すＴＴＤＰよりも短時間でかつ均一に薬剤を病変組織部に輸送送達できるということである。この違いは、この薬剤輸送送達機能の優れていることのみを意味するものではなく、薬剤を内包する各種カプセルを多種多様な選択肢から選んで使用する能力を有することを意味する。
【０１２４】
図１０８は、本発明の第５の目的に係るもう一つ別の好適な実施例を示す。単一体鞘６０１ではなく鞘６３０内に熱収縮チューブ６９４を有するＴＴＤＰ６２４に上記の流路を設ける。薬剤の輸送送達方法は、図１０６に示すＴＴＤＰ６２４による場合と同じである。
【０１２５】
図１０９および図１１０は、本発明の第５の目的に係るもう一つ別の一連の好適な実施例を示す。本発明の第３の目的のために実施するＴＴＤＰ４２４には、薬剤輸送送達用の流路が追加される。この流路は、単一体鞘６０１内を縦貫するチューブ６１３ｄと、単一体鞘６０１の刃先に形成される薬剤注入用先端穴６１８ｈとから構成される。
【０１２６】
上記の流路を設ける改造を行えば、本発明の第４の目的に適用する薬剤輸送送達機能と同じ薬剤輸送送達機能を実施できることは自明である。ただし、病変組織への薬剤輸送送達を可能にするために上記の流路を追加するための改造は容易に理解できるので、これらの実施例については図示しない。図３５、３７、３９および４０に示すＴＴＤＰ２２４、図５６、５８、６０および６１に示すＴＴＤＰ３２４、図７０、７２、８８および９０に示すＴＴＤＰ４２４、ならびに図９２、９４、９９および１０１に示すＴＴＤＰ５２４を改造して冷却液を循環させる機能を持たせることもできる。
【０１２７】
制癌効果または抗癌効果を有する制癌剤、例えば、ミトマイシンＣ、アドリアマイシン、エピルビシン、ピラルビチン、シスプラチン、メトレザーテ、５−ＦＵ（ＦＵまたは５−ＦＵ）、テガフル、ＵＦＴ、カルモフル、ドキシフルリダイン、ＴＳ−１、イリノテカン、ドセタゼル、リュコヴォリン（全て商標）等を病変組織に注入するには、液相運搬体または薬剤運搬体、すなわち、感熱自壊型薬剤搬送体や、高分子ミセルや、感熱性ナノミセルや、感温疎水性・感温親水性ヒドロゲル微粒子や、シスジクロロジアミンプラチンを内包させた反応性ＰＥＧ（ポリエチレングリコール）鎖を有するドラッグキャリヤ様の新型重合ミセルや、シスジクロロジアミンプラチンを内包するブロック共重合体ミセルなどを用いる。制癌剤は、正常な細胞を直接攻撃しない。薬剤の注入後、ＴＴＤＰ６２４によって組織が加熱されると、制癌剤を内包する運搬体または搬送体の分解が始まる。その後、制癌剤は腫瘍内に留まるので、ＴＴＤＰ６２４による熱壊死と、薬剤によるアポトーシスの促進とが各所で同時に発生し、温熱治療領域全体に拡がる。したがって、癌治療の実施に伴う人体への負担が軽減される。その他の制癌剤、例えば、抗癌剤−ＤＮＡ複合体、化学抗癌剤、高分子抗癌剤などを上記のカプセル化技術と組み合わせて使用することもできる。このＴＴＤＰ６２４を癌治療に応用すると、薬物活性の効果を高め、かつ長期間持続させることができる。その結果、細胞内の水分のＲＦ加熱機能と特定の病変細胞への薬剤注入機能との複合効果が期待できる。
【０１２８】
図１１１は、本発明の第６の目的に係る好適な実施例を示す。治療用アンテナプローブシステム７３１Ａは、ＲＦ電源７２１（または、マイクロ波周波数を有するマイクロ波電力を使用する場合、マイクロ波電源と呼ばれる）と、ＲＦ電源７２１に接続されるサーキュレータ７２２と、同軸ケーブル２３３および３３３や結合線路４３５、５３５および６３５などのＲＦ電力伝送手段である送電ケーブル７２９と、電力結合器７２８を介してＲＦ電源７２１に接続される電力メータ７２３と、ＲＦ電力を測定する電力メータ７２３の出力信号によってＲＦ電源７２１の発生させるＲＦ電力を制御する制御器７２５と、から構成される。電力結合器７２８の目的は、ＲＦ電源７２１からのＲＦ電力出力強度レベルを監視することであり、ＲＦ電力出力からのＲＦ電力の電力結合器７２８への割当量は少量でよい。というのは、電力結合器７２８の使用目的は、ＲＦ電力出力に対する比例関係があることにより、ＲＦ電力出力を監視することができるからである。サーキュレータ７２２は、負荷７４４に接続されているのでＴＴＤＰ７２４からの反射電力を吸収し、ＲＦ電源７２１に逆流させず、治療用アンテナプローブシステム７３１の動作を安定させることができる。
【０１２９】
上記の治療用アンテナプローブシステム７３１Ａの場合、ＴＴＤＰ７２４への送電ケーブル７２９の接続をコネクタ、同軸ケーブル２３３および３３３、または結合線路４３５および５３５のいずれで行うかは、ＴＴＤＰの種類がＴＴＤＰ２２４、３２４、４２４、５２４、６２４のいずれであるかによって決まる。送電ケーブル７２９の外部導体は、同軸ケーブル２３３または３３３の、または結合線路４３５、５３５または６３５の、外部導体を介して最終的には第１電極２０８、３０８、４０８、５０８または６０８と、第２電極２０９、３０９、４０９、５０９または６０９とに接続される。
【０１３０】
治療用アンテナプローブシステム７３１Ａが、ＴＴＤＰ７２４とは別個の機器、例えば熱電対や白金製温度センサなどである熱変換器７２６と、ＴＴＤＰ７２４とを備えていれば、ＲＦ電源７２１からの出力電力が制御され、ＲＦ電力による病変組織の過熱による凝固が防止されるのでさらに望ましい。また、この制御方法では、ＴＴＤＰ７２４によって加熱される病変組織の温度を監視することにより、ＲＦ電源７２１からのＲＦ電力を治療手術中に適正レベルに維持できる。
【０１３１】
ＲＦ電源７２１は、２．４５ ＧＨｚのマイクロ波または９４５ ＭＨｚのいわゆるＵＨＶを発生させる。ＲＦ電力の周波数が異なっている場合、９４５ ＭＨｚのときの電気的絶縁間隙２０７、３０７、４０７、４０７ａ、５０７、５０７ａ、５３９および６０７を修正して、２.４５ ＧＨｚのときの２.６倍になるようにしなければならない。
【０１３２】
図１１２は、本発明の第６の目的に係るもう一つ別の好適な実施例を示す。治療用アンテナプローブシステム７３１Ｂは、ＴＴＤＰ７２４を備え、その鞘の中には熱変換器７２６ａが組み込まれる。熱変換器７２６ａは、熱電対または白金製温度センサであることが望ましい。図１１３から図１１６は、辺部７９１、すなわち鞘７３０の先端に加工された穴７２６ｃに熱変換器７２６ａが挿入されていることを特徴とする、本発明の第１、第３、および第４の目的の各種ＴＴＤＰの断面図を示す。熱変換器７２６ａと辺部７９３は、熱伝導性のセメントまたはヒートシンクオイルによって接触させる。その他のＴＴＤＰについても、その単一体鞘３０１、４０１、５０１および６０１に熱変換器７２６ａを組み込めることが望ましい。
【０１３３】
図１１７および図１１８は、本発明の第６の目的に係るその他の好適な実施例を示す。符号Ｐ２は、差分電力信号を意味する。具体的には、電力メータ７２３への入力信号は、ＲＦ電源７２１からの出力電力と、サーキュレータ７２２の残りのポートが発生させる電力とによって発生する。この残りのポートからの電力を監視することによってＴＴＤＰ７２４からの反射電力（Ｐ１）の測定が可能である。ＲＦ電源７２１からの出力電力と反射電力（Ｐ１）との差分電力が測定できる。ＲＦ電源７２１の出力電力（Ｐ０）が制御器７２５によって制御されることにより、組織への入力（Ｐ０−Ｐ１）が適切に制御される。
【０１３４】
その結果、ＲＦ電源７２１の出力電力（Ｐ０）とＴＴＤＰ７２４からの反射電力との差分電力の信号が差分電力（Ｐ２）として測定される。この差分電力（P２）は、TTPD ７２４の挿入された組織に実際に送られる電力とみなされる。したがって、差分電力（P２）の信号によって制御器７２５を制御することにより、ＲＦ電源７２１が、組織に対して適切なレベルのＲＦ電力を出力できるようになっている。
【０１３５】
図１１９は、本発明の第６の目的に係るもう一つ別の好適な実施例を示す。この実施例は、熱変換器７２６または７２６ａの信号が制御器７２５への入力となり、ＲＦ電源７２１のＯＮ／ＯＦＦ切り換えを制御することを特徴とする、ＲＦ電源７２１からのＲＦ電力の制御シーケンスに関する。具体的には、ＲＦ電源７２１からの出力電力は、断続的な給電期間と、時間ｔで表される無給電期間という形で表される。給電期間におけるＲＦ電力レベルは一定であるが、差分電力（Ｐ２）を監視することによりＲＦ電力レベルが組織の過熱レベルを超えたと判定されると、給電停止となる。給電期間の監視および制御は、熱変換器７２６または７２６ａの出力信号によって行われる。この制御方法を用いれば、ＴＴＤＰ７２４が挿入された組織の温度を、温熱療法によって局所的な凝固を起さずに病変領域を壊死させる範囲内に適切に維持できる。
【０１３６】
制御器７２５に設定する制御温度の下限ＴＬは、細胞の壊死が始まる蛋白質分解温度（４２．５℃）に近い温度である。温度が制御温度の下限ＴＬよりも低くなると、熱変換器７２６から信号が送られて、ＲＦ電源７２１の出力が再開される。ＲＦ電源７２１からの平均出力電力は１０ Ｗで、負荷サイクルは５０％（給電期間と無給電期間はどちらも１繰り返し期間の５０％である）で、合計ＲＦ給電（負荷率５０％未満）時間は本温熱療法による手術の焼灼単位である６００秒である。ＴＴＤＰ７２４の挿入された組織の温度が４４℃を超えると、制御器７２１がＲＦ電源７２１を制御し、その出力を遮断する。
【０１３７】
制御温度の上限ＴＨは、制御器７２５で設定する。熱変換器７２６または７２６ａの出力信号は、制御温度ＴＬとＴＨに基づいて評価される。熱変換器７２６または７２６ａからの出力信号がいったんＴＨを示すと、先述の通り、ＲＦ電源７２１からの出力電力は遮断される。すると、ＴＴＤＰの挿入された病変組織の温度が下がり始め、病変組織周辺の正常な細胞の温度に達する。病変組織の温度がＴＬまで下がると、制御器７２５はＲＦ電源７２１を再起動し、出力電力を供給する。制御器７２５は、上記のような履歴シーケンスで電力のＯＮ／ＯＦＦ切り換えを制御する。
【０１３８】
図１１９は、ＲＦ電源７２１を制御する制御器７２５の動作シーケンスを示す。符号ＴＭＰはセ氏表示の温度を、符号ｔは秒単位の時間を、符号ＴＬおよびＴＨは制御温度を、符号OTTは熱温度出力を、符号ＰＳは給電期間を、そして符号ＮＰＳは無給電期間を表す。ＲＦ電力の出力電力レベルは一定に維持され、ＴＴＤＰからのＲＦ電力出力のＯＮおよびＯＦＦは、それぞれ１サイクルの５０％になるように制御される。組織の温度がＴＨ（４４℃）を超えると、電力出力が遮断され、組織の温度がＴＬ（４２．５℃）まで下がると電力出力が再開される。
【０１３９】
図１２０は、本発明の第６の目的に係るもう一つ別の好適な実施例を示す。符号Ｐ２は、差分電力信号を表す。治療用アンテナプローブシステム７３２Ｃは、薬剤輸送送達システムを含む。このシステムは、供給チューブ７１３ｅを介して薬剤を注入するためのシリンジポンプを内蔵する注入ユニット７３０からなり、この供給チューブ７１３ｅは、延長されてＴＴＤＰ６２４のチューブ６１３ａに接続されている。
【０１４０】
注入ユニット７３０は、薬剤注入用先端穴６１８ｈおよび側面穴６１８ａを有する上記のＴＴＤＰ７２４が挿入された病変組織に薬剤を供給する。注入ユニット７３０については、手動操作、または電動機による自動動作が行えることが望ましい。本治療用アンテナプローブシステム７３１Ｃの他の部分は、治療用アンテナプローブシステム７３１Ａまたは７３１Ｂのものと同じである。病変組織に注入する薬剤を活性化するために、ＴＴＤＰ７２４による焼灼を行う前、最中、または後のうち、どのタイミングでＴＴＤＰ７２４への薬剤注入を行うかどうかは制癌剤などの薬効によって異なる。
【０１４１】
図１２１は、本発明の第６の目的に係るもう一つ別の好適な実施例を示す。このＴＴＤＰ７２４の構成は、本発明の第１の目的のＴＴＤＰの構成と同じであり、辺部７９１、すなわち、鞘７３０の先端、に加工した穴７２６ｃに熱変換器７２６ａが挿入されることを特徴とする。熱変換器７２６ａと辺部７９３は、熱伝導性のセメントまたはヒートシンクオイルによって接触させる。さらにＴＴＤＰ７２４は、図１０６に示すものと同じ薬物輸送送達機能を有する。このＴＴＤＰ７２４により、ＴＴＤＰ７２４の挿入された組織の温度を監視すること、ならびに組織の温度が適切な状態で制癌剤を輸送送達することが可能になる。
【０１４２】
その他のＴＴＤＰについても、単一体鞘３０１、４０１、５０１および６０１にも熱変換器７２６ａを組み込めることが望ましい。
【０１４３】
単一体鞘３０１、４０１、５０１、６０１および７０１の構造は、曲げおよび加圧に対する機械的耐久性が高い単体構造とする。
【０１４４】
熱収縮チューブ２９４と単一体鞘３０１は、一部または全体を着色してよい。ＴＴＤＰの色を目視確認することにより、治療過程と外科手術方法を管理できる。
【０１４５】
本発明の範囲は、上記の各図面に示した実施例に限定されるものではない。本発明の概念と同じ概念の範囲に収まる変形例も、本発明と同一または等価の発明に含まれる。
【産業上の利用可能性】
【０１４６】
本発明は、産業上の実用性を有する。本発明の第１から第６の目的は、いずれも産業技術によって実施するものであって、各種産業分野に、具体的には、高周波治療器、高周波治療システムおよびそれらの使用方法に関する医療技術に、応用できる。
【図面の簡単な説明】
【０１４７】
本発明の目的と利点について理解を深めるには、添付図面とともに以下の詳細説明を参照する必要がある。互いに類似した部品には互いに類似した参照番号が割り当てられている：
【図１】マイクロターゼ用の電気プローブの側面図である。
【図２】マイクロターゼ用の電気プローブの断面図である。
【図３】頭部が弾丸形状のマイクロターゼ用の電気プローブの断面図である。
【図４】頭部が弾丸形状のマイクロターゼ用の電気プローブの断面図である。
【図５】文献２における研究対象である新しい温熱療法プローブの図である。
【図６】文献２における研究対象である新しい温熱療法プローブの図である。
【図７】文献２における研究対象である新しい温熱療法プローブの図である。
【図８】文献２における研究対象である新しい温熱療法プローブの図である。
【図９】組織内におけるＳＡＲによって定まる温度分布図である。
【図１０】組織内におけるＳＡＲによって定まる温度分布図である。
【図１１】従来技術の温熱療法プローブによる温熱療法が有効な領域の模式図である。
【図１２】従来技術の温熱療法プローブによる温熱療法が有効な領域の模式図である。
【図１３】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１４】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１５】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１６】本発明の第２の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１７】本発明の第２の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１８】本発明の第２の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１９】本発明の第２の目的に係るＴＴＤＰを使用する場合において、ＳＡＲによって定まる組織内の温度分布図である。
【図２０】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰのアンテナアセンブリの断面図である。
【図２１】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰのアンテナアセンブリの断面図である。
【図２２】本発明の第３の目的に用いる結合線路の斜視図および断面図である。
【図２３】本発明の第３の目的に用いる結合線路の斜視図および断面図である。
【図２４】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図２５】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図２６】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図２７】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図２８】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図２９】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図３０】本発明の第１から第３の目的に係るＴＴＤＰが冷却液を内部で循環させる構造を備える場合において、組織内におけるＳＡＲによって定まる温度分布図である。
【図３１】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。
【図３２】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。
【図３３】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。
【図３４】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。
【図３５】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。
【図３６】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。
【図３７】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。
【図３８】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。
【図３９】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。
【図４０】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。
【図４１】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。
【図４２】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。
【図４３】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。
【図４４】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。
【図４５】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。
【図４６】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。
【図４７】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。
【図４８】本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。
【図４９】ＴＴＤＰのヘッドエレメントの結合部に形成されるカット面である。
【図５０】ＴＴＤＰのヘッドエレメントの結合部に形成するカット面と切り込みとを示す図である。
【図５１】ＴＴＤＰのヘッドエレメントの結合部に形成するカット面と切り込みとを示す図である。
【図５２】本発明の第２の目的のＴＴＤＰにおいてアンテナアセンブリに変更を加えた変形例の図である。
【図５３】本発明の第２の目的のＴＴＤＰにおいてアンテナアセンブリに変更を加えた変形例の図である。
【図５４】本発明の第２の目的のＴＴＤＰにおいてアンテナアセンブリに変更を加えた変形例の図である。
【図５５】本発明の第２の目的のＴＴＤＰにおいてアンテナアセンブリに変更を加えた変形例の図である。
【図５６】本発明の第２の目的のＴＴＤＰにおいてアンテナアセンブリに変更を加えた変形例の図である。
【図５７】本発明の第２の目的のＴＴＤＰにおいてアンテナアセンブリに変更を加えた変形例の図である。
【図５８】本発明の第２の目的のＴＴＤＰにおいてアンテナアセンブリに変更を加えた変形例の図である。
【図５９】本発明の第２の目的のＴＴＤＰにおいてアンテナアセンブリに変更を加えた変形例の図である。
【図６０】本発明の第２の目的のＴＴＤＰにおいてアンテナアセンブリに変更を加えた変形例の図である。
【図６１】本発明の第２の目的のＴＴＤＰにおいてアンテナアセンブリに変更を加えた変形例の図である。
【図６２】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの頭部の形状を示す図である。
【図６３】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの頭部の形状を示す図である。
【図６４】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの頭部の形状を示す図である。
【図６５】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの頭部の形状を示す図である。
【図６６】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの頭部の形状を示す図である。
【図６７】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの頭部の形状を示す図である。
【図６８】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの頭部の形状を示す図である。
【図６９】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの頭部の形状を示す図である。
【図７０】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図７１】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図７２】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図７３】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図７４】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図７５】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図７６】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図７７】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図７８】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図７９】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図８０】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図８１】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図８２】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図８３】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図８４】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図８５】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図と部分斜視図である。
【図８６】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの変形例の断面図である。
【図８７】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの変形例の断面図である。
【図８８】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの変形例の断面図である。
【図８９】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの変形例の断面図である。
【図９０】本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの変形例の断面図である。
【図９１】本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの追加ダイポールアンテナの斜視図である。
【図９２】本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図９３】本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図９４】本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図９５】本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図９６】本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図９７】本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図９８】本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの追加ダイポールアンテナの斜視図である。
【図９９】本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１００】本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１０１】本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１０２】本発明の第１の目的に係る、冷却液循環構造を内蔵するＴＴＤＰの断面図である。
【図１０３】本発明の第２の目的に係る、冷却液循環構造を内蔵するＴＴＤＰの断面図である。
【図１０４】本発明の第５の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。
【図１０５】本発明の第５の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。
【図１０６】本発明の第５の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１０７】本発明の第５の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１０８】本発明の第５の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１０９】本発明の第５の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１１０】本発明の第５の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。
【図１１１】本発明の第６の目的に係る治療用アンテナプローブシステムの回路図である。
【図１１２】本発明の第６の目的に係る治療用アンテナプローブシステムの回路図である。
【図１１３】本発明の第６の目的に係る治療用アンテナプローブシステムに使用するＴＴＤＰの断面図である。
【図１１４】本発明の第６の目的に係る治療用アンテナプローブシステムに使用するＴＴＤＰの断面図である。
【図１１５】本発明の第６の目的に係る治療用アンテナプローブシステムに使用するＴＴＤＰの断面図である。
【図１１６】本発明の第６の目的に係る治療用アンテナプローブシステムに使用するＴＴＤＰの断面図である。
【図１１７】本発明の第６の目的に係る治療用アンテナプローブシステムの回路図である。
【図１１８】本発明の第６の目的に係る治療用アンテナプローブシステムの回路図である。
【図１１９】本発明の第６の目的に係る治療用アンテナプローブシステムの制御方法を示す制御シーケンスである。
【図１２０】本発明の第６の目的に係る治療用アンテナプローブシステムのブロック図である。
【図１２１】本発明の第６の目的に係る治療用アンテナプローブシステムに使用するＴＴＤＰの断面図である。
【符号の説明】
【０１４８】
１０２ 中心導体
１０３、２０３、４０３、５０３ 円筒状誘電絶縁体
１０４ 外部導体
１０５、２０５、３０５、４０５、５０５、６０５ 外部被覆
１０６ 弾丸状頭部
１０７、２０７、３０７、４０７、４０７ａ、５０７、５０７ａ、６０７ 電気的絶縁間隙
１０８、２０８、３０８、４０８、５０８、６０８ 第１電極
１０９、２０９、３０９、４０９、５０９、６０９ 第２電極
１１７ 従来型絶縁用鞘
１１７Ａ 絶縁ケース
２０２、３０２ 中心導体
２０４、３０４、４０４、５０４ 外部導体
２０８、３０８、４０８、５０８、６０８ 第１電極
２１０、３１０、４１０ 導電性円板
２１１、３１１ 絶縁環
２１２、３１２、４１２、５１２ 追加熱収縮チューブ
２１４、３１４ コネクタ
２１８、２１９、３１８、３１９、６１８、６１９ 追加電極
２２０、３２０、４２０、５２０、６２０ アンテナアセンブリ
２２４、３２４、４２４、５２４、６２４、７２４ ＴＴＤＰ（温熱療法用ダイポールアンテナ）
２３０、６３０、７３０ 鞘
２３３、３３３、４３５ｄ、５３３ 同軸ケーブル
２９１、６９１、７９１ 辺部
２９２、６９２、７９２ 結合部
２９３、６９３、７９３ 鋭利な辺部を有する頭部
２９４、６９４、７９４ 熱収縮チューブ
２９５ カット面
２９６ 切り込み
３０１、４０１、５０１、６０１、７０１ 単一体鞘
３０３、４０３、５０３ 円筒状誘電絶縁体
３１３ａ、６１３ｄ チューブ
３１３ｃ 溝
３２０、４２０、５２０、６２０、７２０ アンテナアセンブリ
３２１ 第３電極
４０２ａ、５０２ａ 第１中心導体
４０２ｂ、５０２ｂ 第２中心導体
４０４、５０４ 外部導体
４０８ａ、４０９ａ 外部電極
４３４ａ、４３４ｂ、５３４ａ、５３４ｂ 給電点
４３５、５３５、６３５ 結合線路
４３６ａ、４３６ｂ、４３６ｃ、４３６ｄ、５３６ａ、５２６ｂ、５３６ｃ、５３６ｄ ダイポールアンテナ
４３６ｅ 電極対
４３７、４４０ 絶縁間隙片
５３７ａ、５３７ｂ 電極対
４３８ａ、４３８ｂ、４３８ｃ 導電層
４３９ 貫通穴
５３８ 前方ダイポールアンテナ
４４３ 絶縁片
４３４ｃ 接続点
４０２ｄ シングル中心導体
４４２ 溝
４３６ｅ 他方の電極対
５３９ 電気的絶縁間隙
５４０ａ、５４０ｂ 導電性端部
５４１ 埋め込み式半田付け
６１３ａ チューブ
６１８ａ、６１８ｈ 薬剤注入用側面穴および先端穴
７１３ｅ 供給チューブ
７３１Ａ、７３１Ｂ、７３１Ｃ 治療用アンテナプローブシステム
７２１ ＲＦ電源
７２２ サーキュレータ
７２９ 電力伝送ケーブル
７２３ 電力メータ
７２８ 電力結合器
７２５ 制御器
７２２ サーキュレータ
７２９ 送電ケーブル
７３１ 治療用アンテナプローブシステム
７４４ 負荷
７２６、７２６ａ 熱変換器
７３１Ｂ 治療用アンテナプローブシステム
７２６ｃ 穴
７２５ 制御器
７３０ 注入ユニット
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ダイポールアンテナアセンブリが形成された高周波電力伝送手段と、
少なくとも頭部において硬い材質からなり、当該頭部は鋭利な辺部を有しておりかつ当該ダイポールアンテナを内包する鞘と、から構成された治療用アンテナプローブ。
【請求項２】
前記高周波電力伝送手段は少なくとも１つの中心導電体と当該中心導電体の周りに形成された誘電絶縁体と外部導体から成り、
これら全ては前記ダイポールアンテナ構成部を形成し、
そのうちの１つのダイポールアンテナは、当該外部導体の一部から形成されかつ当該少なくとも１つの中心導体に電気的に接続される第１電極と、当該外部導体の他の一部から形成された第２電極と、当該第１電極と当該第２電極の間に形成された絶縁手段からなることを特徴とする、
請求項１に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項３】
前記絶縁手段は前記外部導体を切除することにより形成されていることを特徴とする、
請求項１及び請求項２に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項４】
前記絶縁手段は前記第１電極と前記第２電極の間に充填された絶縁環により形成されていることを特徴とする、
請求項１及び請求項２に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項５】
頭部は前記頭部であって、当該頭部は辺部と、当該頭部に作られた結合部に結合する可撓性パイプとからなることを特徴とする、
請求項１及び請求項２に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項６】
前記頭部はサファイアからなり、かつ可撓性パイプは熱収縮チューブであることを特徴とする、
請求項１と請求項２及び請求項５に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項７】
前記鞘は単一体の形状に形成されており、かつ前記硬い材質がサファイアであることを特徴とする、
請求項１及び請求項２に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項８】
全ての前記中心導体は前記ダイポールアンテナアセンブリの中にありかつ当該頭部の反対側にある前記第１電極の区間に電気的に接続されていることを特徴とする、
請求項２に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項９】
となる関係にあることを特徴とする、
請求項２と請求項７及び請求項８に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項１０】
前記高周波電力伝送手段を覆う被覆と前記鞘との外部を覆う他の収縮チューブが付加されていることを特徴とする、
請求項２ないし請求項５及び請求項８に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項１１】
前記結合部がその周囲に切り込み又はカット面を有することを特徴とする、
請求項５及び請求項６に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項１２】
前記絶縁手段は絶縁間隙片であって前記外部導体の直径と直径が同じである円盤形状を有し、前記中心導体が貫通する穴を有することを特徴とする、
請求項２と請求項３及び請求項５ないし請求項８に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項１３】
前記絶縁間隙片は少なくとも一方の側に伝導層を有し、かつ前記第１電極と第２電極のうちの１つが当該導電層に接していることを特徴とする、
請求項１２に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項１４】
前記絶縁手段が絶縁間隙片であって、当該絶縁間隙片が有する伝導層が前記第１電極と第２電極に半田付けローにより一部において接続していることを特徴とする、
請求項１２に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項１５】
前記第１電極と前記第２電極の間に第３電極が形成されていることを特徴とする、
請求項２と請求項５ないし請求項７に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項１６】
前記第１電極は電気的に導電性を有する円盤を介して前記中心導体に接続されていることを特徴とする、
請求項２ないし請求項７に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項１７】
前記第１電極と第２電極に電気的に接続している追加の電極が当該第１電極と第２電極の表面に付加されていることを特徴とする、
請求項２ないし請求項７に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項１８】
前記ダイポールアンテナアセンブリに、コネクタが接続され当該コネクタを介して高周波電力が供給されることを特徴とする、
請求項２ないし請求項８に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項１９】
前記高周波電力伝送手段が、少なくとも第１と第２の中心導体と、前記少なくとも第１と第２の中心導体の周りに形成された誘電絶縁体と、外部導電体であって当該外部電極より第１電極と第２電極の少なくとも１つの組が当該第１電極と第２電極間に介在する絶縁手段と共に形成されることにより少なくとも１つのダイポールアンテナが構成されてなる当該外部電極と、からなる結合線路であって、
ダイポールアンテナが、前記第１と第２の中心導体がそれぞれ前記第１電極と前記第２電極とに電極供給点介して接続され、当該前記第１電極と前記第２電極がそれぞれ前記電力供給点において隣り合って対面している配置となって形成されていることを特徴とする、
請求項２と請求項５ないし請求項８に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項２０】
前記高周波電力伝送手段が、少なくとも第１と第２の中心導体と、前記少なくとも第１と第２の中心導体の周りに形成された誘電絶縁体と、外部導電体であって当該外部電極より第１電極と第２電極の組が当該第１電極と第２電極間に介在する絶縁手段と共に少なくとも２組形成されることにより第１のダイポールアンテナと第２のダイポールアンテナが構成されることとなる当該外部電極と、からなる結合線路であって、
第１のダイポールアンテナが、前記第１と第２の中心導体がそれぞれ前記第２電極と前記第１電極とに電極供給点介して接続され、当該前記第１電極と前記第２電極がそれぞれ前記電力供給点において隣り合って対面している配置となって形成されており、
第２のダイポールアンテナが、前記第１と第２の中心導体がそれぞれ前記第２電極と前記第１電極とに電極供給点介して接続され、当該前記第１電極と前記第２電極がそれぞれ前記電力供給点において隣り合って対面している配置となって形成されており、
前記第１電極と第２電極の第１電極組みと前記第１電極と第２電極の第２電極組みが交互に当該結合線路に形成されていることを特徴とする、
請求項２と請求項５ないし請求項８に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項２１】
前記結合線路の終端部に形成されたダイポールアンテナは折り曲げた第１電極と折り曲げた第２電極を有し、これら電極は前記外部導体から形成された第１電極と第２電極にそれぞれ電気的に接続された外部電極を有することを特徴とする、
請求項６ないし請求項８と請求項１９及び請求項２０に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項２２】
前記結合線路の終端部に形成されたダイポールアンテナは前記誘電絶縁体を取り囲む２つの半円環状の電極の組であって、当該半円環状の電極が電気的絶縁間隙を介して隔絶され、前記中心導体が当該半円環状の電極に接続されていることを特徴とする、
請求項１９及び請求項２０に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項２３】
前記鞘は少なくとも一部が着色されていることを特徴とする、
請求項２と請求項５ないし請求項７に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項２４】
前記鞘は当該鞘の内部表面に形成された溝を有することを特徴とする、
請求項７に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項２５】
前記鞘は先端部を貫通し鋭利な辺部に穿たれた開口穴を有することを特徴とする、
請求項２と請求項５ないし請求項７に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項２６】
前記鞘は当該鞘の円柱表面に内部から外部に穿たれた穴を有することを特徴とする、
請求項７に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項２７】
前記鞘の先端部には熱変換器が付加されていることを特徴とする、
請求項２と請求項５ないし請求項７に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項２８】
高周波電力源と、当該高周波電力源に接続されたサーキュレータと、高周波電力伝送手段を介して前記サーキュレータに接続された請求項２と請求項５と請求項７及び請求項１８ないし請求項２４のいずれかに記載された前記治療用アンテナプローブと、電力結合器を介して前記高周波電力源に接続された高周波電力メータと、前記高周波電力源により発生した高周波電力を前記電力メータの出力信号により制御する制御器とから成る治療用アンテナプローブシステム。
【請求項２９】
前記高周波電力メータの前記出力信号が、前記高周波電力源により発生した前記高周波電力と前記サーキュレータを経て得られる前記治療用アンテナプローブからの反射であるところの当該反射電力との差分電力により制御されていることを特徴とする、
請求項２８に記載の治療用アンテナプローブシステム。
【請求項３０】
熱変換器からの出力信号が前記制御器に入力され前記高周波電力源により発生した高周波電力が前記出力信号により制御されることとなる当該熱変換器を更に含むことを特徴とする、
請求項２８と請求項２９に記載の治療用アンテナプローブシステム。
【請求項３１】
前記高周波電力源により発生した前記高周波電力が、高周波電力の供給がある場合とない場合がある期間において交互にかつ反復してパルス状に現れるように高周波電力源が与えられ、前記制御器より前記高周波電力が設定され、前記高周波電力が供給される所定の期間が前記熱変換器からの前記出力により制御されていることを特徴とする、
請求項２８ないし請求項３０に記載の治療用アンテナプローブシステム。
【請求項３２】
請求項１６と請求項１７に記載のいずれかの治療用アンテナプローブを介して薬剤を注入する注射器を更に含んでいることを特徴とする請求項２８ないし請求項３１に記載の治療用アンテナプローブシステム。
【請求項３３】
ミトマイシンC 、アドリアマイシン、エピルビシン、ピラルビチン、シスプラチン、メトレザーテ、5-FU(FU, 5-FU,)、テガフル、UFT、カルモフル、ドキシフルリダイン、TS−1、イリノテカン、ドセタゼル、リュコヴォリン（全て商標）からなる１群の薬剤の薬効から選択された制癌性効果と癌抑制効果を有する１または２以上の制癌剤が、液相で、または薬液キャリヤで、または感温性自己破壊体、重合ミセル、感温性ナノミセル、感温変化型親疎水性ヒドロゲル微粒子、シスジクロロジアミンプラチンを内包させた反応性PEG （ポリエチレングリコール）鎖を有するドラッグキャリヤ様の重合ミセルで、またはシスジクロロジアミンプラチンを内包したブロック共重合体ミセルを有する感温性薬剤搬送体に入れて、病変生体に注入されることと共に請求項３２に記載の治療用アンテナプローブシステムを使用する使用方法。
【請求項３４】
前記制癌剤が、高周波電力源により高周波電力を供給すると共に注入手段により前記治療用アンテナプローブに供給されることを特徴とする請求項３３に記載の使用方法。
【請求項１】
ダイポールアンテナアセンブリが形成された高周波電力伝送手段と、
少なくとも頭部において硬い材質からなり、当該頭部は鋭利な辺部を有しておりかつ当該ダイポールアンテナを内包する鞘と、から構成された治療用アンテナプローブ。
【請求項２】
前記高周波電力伝送手段は少なくとも１つの中心導電体と当該中心導電体の周りに形成された誘電絶縁体と外部導体から成り、
これら全ては前記ダイポールアンテナ構成部を形成し、
そのうちの１つのダイポールアンテナは、当該外部導体の一部から形成されかつ当該少なくとも１つの中心導体に電気的に接続される第１電極と、当該外部導体の他の一部から形成された第２電極と、当該第１電極と当該第２電極の間に形成された絶縁手段からなることを特徴とする、
請求項１に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項３】
前記絶縁手段は前記外部導体を切除することにより形成されていることを特徴とする、
請求項１及び請求項２に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項４】
前記絶縁手段は前記第１電極と前記第２電極の間に充填された絶縁環により形成されていることを特徴とする、
請求項１及び請求項２に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項５】
頭部は前記頭部であって、当該頭部は辺部と、当該頭部に作られた結合部に結合する可撓性パイプとからなることを特徴とする、
請求項１及び請求項２に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項６】
前記頭部はサファイアからなり、かつ可撓性パイプは熱収縮チューブであることを特徴とする、
請求項１と請求項２及び請求項５に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項７】
前記鞘は単一体の形状に形成されており、かつ前記硬い材質がサファイアであることを特徴とする、
請求項１及び請求項２に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項８】
全ての前記中心導体は前記ダイポールアンテナアセンブリの中にありかつ当該頭部の反対側にある前記第１電極の区間に電気的に接続されていることを特徴とする、
請求項２に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項９】
となる関係にあることを特徴とする、
請求項２と請求項７及び請求項８に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項１０】
前記高周波電力伝送手段を覆う被覆と前記鞘との外部を覆う他の収縮チューブが付加されていることを特徴とする、
請求項２ないし請求項５及び請求項８に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項１１】
前記結合部がその周囲に切り込み又はカット面を有することを特徴とする、
請求項５及び請求項６に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項１２】
前記絶縁手段は絶縁間隙片であって前記外部導体の直径と直径が同じである円盤形状を有し、前記中心導体が貫通する穴を有することを特徴とする、
請求項２と請求項３及び請求項５ないし請求項８に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項１３】
前記絶縁間隙片は少なくとも一方の側に伝導層を有し、かつ前記第１電極と第２電極のうちの１つが当該導電層に接していることを特徴とする、
請求項１２に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項１４】
前記絶縁手段が絶縁間隙片であって、当該絶縁間隙片が有する伝導層が前記第１電極と第２電極に半田付けローにより一部において接続していることを特徴とする、
請求項１２に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項１５】
前記第１電極と前記第２電極の間に第３電極が形成されていることを特徴とする、
請求項２と請求項５ないし請求項７に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項１６】
前記第１電極は電気的に導電性を有する円盤を介して前記中心導体に接続されていることを特徴とする、
請求項２ないし請求項７に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項１７】
前記第１電極と第２電極に電気的に接続している追加の電極が当該第１電極と第２電極の表面に付加されていることを特徴とする、
請求項２ないし請求項７に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項１８】
前記ダイポールアンテナアセンブリに、コネクタが接続され当該コネクタを介して高周波電力が供給されることを特徴とする、
請求項２ないし請求項８に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項１９】
前記高周波電力伝送手段が、少なくとも第１と第２の中心導体と、前記少なくとも第１と第２の中心導体の周りに形成された誘電絶縁体と、外部導電体であって当該外部電極より第１電極と第２電極の少なくとも１つの組が当該第１電極と第２電極間に介在する絶縁手段と共に形成されることにより少なくとも１つのダイポールアンテナが構成されてなる当該外部電極と、からなる結合線路であって、
ダイポールアンテナが、前記第１と第２の中心導体がそれぞれ前記第１電極と前記第２電極とに電極供給点介して接続され、当該前記第１電極と前記第２電極がそれぞれ前記電力供給点において隣り合って対面している配置となって形成されていることを特徴とする、
請求項２と請求項５ないし請求項８に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項２０】
前記高周波電力伝送手段が、少なくとも第１と第２の中心導体と、前記少なくとも第１と第２の中心導体の周りに形成された誘電絶縁体と、外部導電体であって当該外部電極より第１電極と第２電極の組が当該第１電極と第２電極間に介在する絶縁手段と共に少なくとも２組形成されることにより第１のダイポールアンテナと第２のダイポールアンテナが構成されることとなる当該外部電極と、からなる結合線路であって、
第１のダイポールアンテナが、前記第１と第２の中心導体がそれぞれ前記第２電極と前記第１電極とに電極供給点介して接続され、当該前記第１電極と前記第２電極がそれぞれ前記電力供給点において隣り合って対面している配置となって形成されており、
第２のダイポールアンテナが、前記第１と第２の中心導体がそれぞれ前記第２電極と前記第１電極とに電極供給点介して接続され、当該前記第１電極と前記第２電極がそれぞれ前記電力供給点において隣り合って対面している配置となって形成されており、
前記第１電極と第２電極の第１電極組みと前記第１電極と第２電極の第２電極組みが交互に当該結合線路に形成されていることを特徴とする、
請求項２と請求項５ないし請求項８に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項２１】
前記結合線路の終端部に形成されたダイポールアンテナは折り曲げた第１電極と折り曲げた第２電極を有し、これら電極は前記外部導体から形成された第１電極と第２電極にそれぞれ電気的に接続された外部電極を有することを特徴とする、
請求項６ないし請求項８と請求項１９及び請求項２０に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項２２】
前記結合線路の終端部に形成されたダイポールアンテナは前記誘電絶縁体を取り囲む２つの半円環状の電極の組であって、当該半円環状の電極が電気的絶縁間隙を介して隔絶され、前記中心導体が当該半円環状の電極に接続されていることを特徴とする、
請求項１９及び請求項２０に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項２３】
前記鞘は少なくとも一部が着色されていることを特徴とする、
請求項２と請求項５ないし請求項７に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項２４】
前記鞘は当該鞘の内部表面に形成された溝を有することを特徴とする、
請求項７に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項２５】
前記鞘は先端部を貫通し鋭利な辺部に穿たれた開口穴を有することを特徴とする、
請求項２と請求項５ないし請求項７に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項２６】
前記鞘は当該鞘の円柱表面に内部から外部に穿たれた穴を有することを特徴とする、
請求項７に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項２７】
前記鞘の先端部には熱変換器が付加されていることを特徴とする、
請求項２と請求項５ないし請求項７に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項２８】
高周波電力源と、当該高周波電力源に接続されたサーキュレータと、高周波電力伝送手段を介して前記サーキュレータに接続された請求項２と請求項５と請求項７及び請求項１８ないし請求項２４のいずれかに記載された前記治療用アンテナプローブと、電力結合器を介して前記高周波電力源に接続された高周波電力メータと、前記高周波電力源により発生した高周波電力を前記電力メータの出力信号により制御する制御器とから成る治療用アンテナプローブシステム。
【請求項２９】
前記高周波電力メータの前記出力信号が、前記高周波電力源により発生した前記高周波電力と前記サーキュレータを経て得られる前記治療用アンテナプローブからの反射であるところの当該反射電力との差分電力により制御されていることを特徴とする、
請求項２８に記載の治療用アンテナプローブシステム。
【請求項３０】
熱変換器からの出力信号が前記制御器に入力され前記高周波電力源により発生した高周波電力が前記出力信号により制御されることとなる当該熱変換器を更に含むことを特徴とする、
請求項２８と請求項２９に記載の治療用アンテナプローブシステム。
【請求項３１】
前記高周波電力源により発生した前記高周波電力が、高周波電力の供給がある場合とない場合がある期間において交互にかつ反復してパルス状に現れるように高周波電力源が与えられ、前記制御器より前記高周波電力が設定され、前記高周波電力が供給される所定の期間が前記熱変換器からの前記出力により制御されていることを特徴とする、
請求項２８ないし請求項３０に記載の治療用アンテナプローブシステム。
【請求項３２】
請求項１６と請求項１７に記載のいずれかの治療用アンテナプローブを介して薬剤を注入する注射器を更に含んでいることを特徴とする請求項２８ないし請求項３１に記載の治療用アンテナプローブシステム。
【請求項３３】
ミトマイシンC 、アドリアマイシン、エピルビシン、ピラルビチン、シスプラチン、メトレザーテ、5-FU(FU, 5-FU,)、テガフル、UFT、カルモフル、ドキシフルリダイン、TS−1、イリノテカン、ドセタゼル、リュコヴォリン（全て商標）からなる１群の薬剤の薬効から選択された制癌性効果と癌抑制効果を有する１または２以上の制癌剤が、液相で、または薬液キャリヤで、または感温性自己破壊体、重合ミセル、感温性ナノミセル、感温変化型親疎水性ヒドロゲル微粒子、シスジクロロジアミンプラチンを内包させた反応性PEG （ポリエチレングリコール）鎖を有するドラッグキャリヤ様の重合ミセルで、またはシスジクロロジアミンプラチンを内包したブロック共重合体ミセルを有する感温性薬剤搬送体に入れて、病変生体に注入されることと共に請求項３２に記載の治療用アンテナプローブシステムを使用する使用方法。
【請求項３４】
前記制癌剤が、高周波電力源により高周波電力を供給すると共に注入手段により前記治療用アンテナプローブに供給されることを特徴とする請求項３３に記載の使用方法。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２２】
【図２３】
【図２４】
【図２５】
【図２６】
【図２７】
【図２８】
【図２９】
【図３０】
【図３１】
【図３２】
【図３３】
【図３４】
【図３５】
【図３６】
【図３７】
【図３８】
【図３９】
【図４０】
【図４１】
【図４２】
【図４３】
【図４４】
【図４５】
【図４６】
【図４７】
【図４８】
【図４９】
【図５０】
【図５１】
【図５２】
【図５３】
【図５４】
【図５５】
【図５６】
【図５７】
【図５８】
【図５９】
【図６０】
【図６１】
【図６２】
【図６３】
【図６４】
【図６５】
【図６６】
【図６７】
【図６８】
【図６９】
【図７０】
【図７１】
【図７２】
【図７３】
【図７４】
【図７５】
【図７６】
【図７７】
【図７８】
【図７９】
【図８０】
【図８１】
【図８２】
【図８３】
【図８４】
【図８５】
【図８６】
【図８７】
【図８８】
【図８９】
【図９０】
【図９１】
【図９２】
【図９３】
【図９４】
【図９５】
【図９６】
【図９７】
【図９８】
【図９９】
【図１００】
【図１０１】
【図１０２】
【図１０３】
【図１０４】
【図１０５】
【図１０６】
【図１０７】
【図１０８】
【図１０９】
【図１１０】
【図１１１】
【図１１２】
【図１１３】
【図１１４】
【図１１５】
【図１１６】
【図１１７】
【図１１８】
【図１１９】
【図１２０】
【図１２１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２２】
【図２３】
【図２４】
【図２５】
【図２６】
【図２７】
【図２８】
【図２９】
【図３０】
【図３１】
【図３２】
【図３３】
【図３４】
【図３５】
【図３６】
【図３７】
【図３８】
【図３９】
【図４０】
【図４１】
【図４２】
【図４３】
【図４４】
【図４５】
【図４６】
【図４７】
【図４８】
【図４９】
【図５０】
【図５１】
【図５２】
【図５３】
【図５４】
【図５５】
【図５６】
【図５７】
【図５８】
【図５９】
【図６０】
【図６１】
【図６２】
【図６３】
【図６４】
【図６５】
【図６６】
【図６７】
【図６８】
【図６９】
【図７０】
【図７１】
【図７２】
【図７３】
【図７４】
【図７５】
【図７６】
【図７７】
【図７８】
【図７９】
【図８０】
【図８１】
【図８２】
【図８３】
【図８４】
【図８５】
【図８６】
【図８７】
【図８８】
【図８９】
【図９０】
【図９１】
【図９２】
【図９３】
【図９４】
【図９５】
【図９６】
【図９７】
【図９８】
【図９９】
【図１００】
【図１０１】
【図１０２】
【図１０３】
【図１０４】
【図１０５】
【図１０６】
【図１０７】
【図１０８】
【図１０９】
【図１１０】
【図１１１】
【図１１２】
【図１１３】
【図１１４】
【図１１５】
【図１１６】
【図１１７】
【図１１８】
【図１１９】
【図１２０】
【図１２１】
【公開番号】特開２００８−２４５９９０（Ｐ２００８−２４５９９０Ａ）
【公開日】平成２０年１０月１６日（２００８．１０．１６）
【国際特許分類】
【外国語出願】
【出願番号】特願２００７−９２１９３（Ｐ２００７−９２１９３）
【出願日】平成１９年３月３０日（２００７．３．３０）
【出願人】（０００２４０４７７）並木精密宝石株式会社 (210)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２０年１０月１６日（２００８．１０．１６）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００７−９２１９３（Ｐ２００７−９２１９３）
【出願日】平成１９年３月３０日（２００７．３．３０）
【出願人】（０００２４０４７７）並木精密宝石株式会社 (210)
【Ｆターム（参考）】
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