JP3296558B2 - 医療処置のための装置 - Google Patents

医療処置のための装置

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Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、体腔または体内管路において発熱によるい
わゆる温熱（加温）療法を行うための装置に関する。ま
た本発明は、かかる治療を行うための方法も包含する。
様々なエネルギー形態を通して発生する熱は、特に、
様々な種類の組織を熱を供給して治療することより成る
温熱療法分野に用いられる。温熱療法は特に悪性腫瘍の
治療に用いられ、その場合、ある種の癌細胞は一定の温
度、例えば約42℃で破壊されるのに対し周囲健常細胞は
この温度では影響されずにいるという事実を利用してい
る。温熱療法は、ある種の良性病態、例えば前立腺過形
成（BPH）の治療にも用いられ、その場合肥大した前立
腺を約44〜48℃の温度範囲まで直腸経路または尿道経路
で加熱すると、肥大は低下するという事実によって、あ
る種の正の効果を与えている。
無線周波数により加熱された装置またはレーザービー
ムをある種の外科手術時に導入し、組織を焼くと同時に
周囲血管の血液を凝固させるというように、熱は医学的
にも利用されている。このようにして、大きな血流（灌
流）を示すある種の臓器部分も治療される。
温熱治療の際立った問題は、周囲健常組織を破壊しな
いように治療すべき組織の温度を測定し制御することに
ある。このことは特に、深部に位置する組織または臓器
の場合にいえる。例えば熱伝導によったり、あるいは超
音波、無線周波数エネルギー、マイクロ波によるなど熱
の取り扱い方式に関係なく、組織の構造および血流に差
があると一定の温度を保ったりあるいは一定の治療深度
を得ることが困難となる。
治療方法の選択はこれらの要因に影響され、従って例
えば、組織を通しての内方への温度低下が血液の冷却作
用に依存して大きくなりすぎるために、熱源からの熱伝
導によって所望の温度水準を確立することはできない。
治療臓器の異なる部分の温度分布も、血流変動のために
しばしば不均一となる。さらに、例えば300MHzまでの周
波数範囲の無線周波数法あるいは300〜2450MHzの周波数
範囲のマイクロ波法を用いる一段と深く浸透する方法の
治療においても、血液灌流の変動は問題を生じるが、こ
れは一部には、組織における内方への温度勾配が変動す
るため、そして一部には温度が異なる組織部内で変動す
るためである。
前示した如く、温度測定も問題となる。治療すべき組
織体積中、十分な数の位置で温度を測定することはしば
しば不可能であり、この状態は灌流の変動により悪化す
る結果、一段と多数の測定位置が必要となる。
ある種の腫瘍の治療において、手術により相互に一定
距離をおいて金属針を導入し、そしてそれら針を磁気誘
導により無線で加熱できる強磁性材料製とすることが提
案されている。この方法は、多数回にわたる治療のため
に針を残しておきそして各治療の都度、外部誘導コイル
が関与する腫瘍を含む生体部分を囲繞するように患者を
配置することを意味している。このコイルは磁場を生
じ、その強度および強さが熱伝導により針から放出され
る熱に影響する。所望温度に相当するいわゆるキュリー
点を有するような磁性特性を有するある種の合金の中の
金属材料を選択することにより、温度測定のための特別
な熱電素子を全く必要としない。このような強磁性合金
の針はあたかも組み込みサーモスタットを有するかのよ
うに作用し、そしてまた、加熱期中は所望温度（キュリ
ー点）に近づく程少量の熱を発生する。温度測定および
温度制御のための装置が存在しないということはもちろ
ん大きな長所ではあるが、この特定の方法の短所は、所
望の治療温度に達するにはそれら針に十分な量のエネル
ギーを生じる能力がなければならない点である。他方、
それら針は太すぎてもあるいはあまりにも簡単に撓屈し
ても適せず、従ってこの方法は血液灌流が高いか不均一
である臓器部分に適用するには適当でない。この方法に
伴うもう一つの短所は、それはアクセスが困難な腫瘍の
治療に対してあるいは洞内的（intra−cavitarily）に
適用できない点である。
また、加熱治療は子宮出血過多（月経過多）にも適用
されているが、この障害は極めて激しい出血を症状とし
て示す。この障害の場合に支持されている最も一般的措
置は子宮摘出であるが、これはある種の危険を伴う損傷
的に極めて大きな外科手術であり、また精神的ストレス
状態をも招きかねない。米国だけで約50万回の子宮切除
術が行われていて、その大部分は月経過多がその理由で
ある。
長い間、とりわけ、例えばレーザーを用いた加熱によ
って子宮粘膜（内膜）を破壊することにより、この障害
の適切な治療方法の開発が試みられているが、これは時
間がかかり、そして極度の注意と熟練を要する。マイク
ロ波を用いた試みはあまりうまくいっていないというの
も子宮腔は平らになって三角形状を呈しそしてマイクロ
波分布は極めて不均一な治療を招くようなものとなるか
らである。子宮筋層を囲繞する内膜における大血流も血
液の冷却作用のために大幅な温度低下を招きその結果加
熱が不均一となる。頸管および膣を熱傷から保護するこ
とも困難である。更に、レーザーを使用した治療による
ときは子宮壁の穿孔が起こり得ることも経験の示すとこ
ろである。
熱の供給、そして所望により圧力の供給を伴う内部障
害の治療に関する従来技術の例は、米国特許No.416045
5、4773899、4799479、4709698および4949718、およびE
P出願公開No.0 370 890 A1にみられる。
本発明の目的は、従来技術の欠点を排除し、あるいは
少なくとも実質的に減少する、新しい温熱療法実施技術
を提供することにある。
本発明の一つの特定の目的は、従って安全性の観点か
ら満足できるやり方で、そのようないわゆる温熱療法を
体腔または体内管路内で実施するための装置を提供する
ことにある。これらの、そしてその他の目的のために、
本発明による装置は、細長いハウジングにより囲繞され
ているかまたはそれ自体が細長いハウジングにより構成
されている中央に位置する熱放出要素と、そのハウジン
グを液密に囲繞する可撓性および／または弾性のある被
包体（enclosure）とから構成される前記体腔または体
内管路に挿入するための遠位セクションを含み、更に熱
放出要素にエネルギーを供給するための手段と軸方向に
作用する導入口通路を前記ハウジングの近位部に含み、
そしてそのハウジングからの出口が、前記可撓性被包体
を膨らますための加圧下で熱伝達媒体の供給が前記体腔
または体内管路に適応してそして周囲壁に制御された圧
力をかけるように配設されている。本発明による装置は
更に、前記ハウジングへの第二の導入口およびそのハウ
ジングを通る前記媒体の内部循環のための手段を含み、
そして前記熱放出要素は実質的に自己調節型のものであ
る。
本開示において後述されるように、実質的に自己調節
または自己制御型の熱放出要素は、PTC型の材料によ
り、あるいはエネルギー供給手段が磁気誘導に基づく強
磁性材料で示される。
PTC材料は半導体であり、そして予め定まった特定温
度、いわゆるキュリー点（CP）またはトリップ（trip）
点（TP）、まで一定の抵抗を有している。トリップ点で
は抵抗は100％増加するが、この温度を超えると抵抗が
例えば１℃あたり20〜30％というように、急増する。
この材料をある電圧の電源に接続するとそれはエネル
ギーをその表面から熱の形で放出するが、この場合表面
が大きい程放出も多くなる。抵抗が温度依存性であるた
めに、TPの範囲の温度では熱放出に関し自己調節的であ
り、例えばこの材料は、ある温度水準において電力要件
に変動が生じたとしても定常状態を維持することができ
る。
CPを有する強磁性材料を含有する要素も自己調節的で
あり、またこの材料はCPに近接したある予め定まった温
度において強磁性でなくなり、従って磁場に置くとエネ
ルギー放出は激減する。
本発明によれば、中央に位置する加熱要素は、治療部
位へのアクセスを可能にすると同時に、電力変動があっ
ても一定の温度水準で十分なエネルギーを放出し得るに
十分な熱放出面を設けられたコンパクトな設計の自己調
節性材料より成る。
加熱要素のコンパクトな設計に伴う自己抑制を避けな
がら十分な出力を創出するという課題は、本発明に従っ
て、そのコンパクトな熱放出・自己調節性材料を囲繞す
る細長いハウジング内に配設するか、またはその材料自
体を導入口と出口を有する細長いハウジングとして設計
し、伝熱媒体を効率的内部循環によりその材料を通して
およびその材料の囲りを強制通過させることにより解釈
された。大きさに制約があるにも拘ず、この材料は、TP
またはCPの範囲の温度で十分な出力を供給することがで
き、その結果、自己調節条件下で治療がうまくいく。こ
のことはまた、所定のCPの温度範囲を超えると熱放出要
素は、エネルギー発生が自動的に顕著に低下し、そして
自己抑制が生じるためいかなる状況下であっても過熱は
生じ得ないように作用することを意味する。
子宮障害の治療には、熱放出要素の材料は、約60℃〜
約90℃、特に約70℃〜約80℃の範囲のトリップ点または
キュリー点を有していてよい。他方、前立腺障害の治療
には前記範囲は約45℃〜約65℃、特に約48℃〜約56℃で
あってよい。
本発明の好ましい一態様によれば、本装置は、前記細
長いハウジング内に、実質的に並行な表面を有する二個
またはいくつかの軸方向の並行に配設されたPTC型の部
分要素を含んでいる。前記部分−要素は、相互に、およ
び囲繞ハウジング壁から離間してそれら部分−要素の間
および回りに管路または通路を形成させることによって
十分な表面を形成しそして周囲の流動する熱伝達媒体に
効果的で均一に熱放出するように設けるのが適してい
る。
十分な出力を得るには、PTC材料を、前記ハウジング
内の充填度が約35〜約70容量％（すなわち約65〜約30％
の空隙容積に相当する）好ましくは約45〜65容量％（す
なわち約55〜約35％の空隙容積に相当する）となるよう
に配設するのが好ましい。
かかる好ましい態様においては、部分−要素の厚さは
厚くても約1.5mmとするのが適切であり、またそれらは
定常状態にあるとき、約24Vにおいて少なくとも約１〜
1.5W/cm2（暴露要素表面）の出力容量を有し得る。本明
細書中では、「暴露要素表面」という表現は熱伝達媒体
にさらされる加熱要素の総表面のことである。自己調節
温度範囲を下回る温度では電気抵抗が低いために発生さ
れる出力ははるかに高くなり、例えば定常状態よりも３
倍高くなるが、このことは始動時間を著しく短縮するこ
とから大きな長所である。
生体内の狭い通路に用いるには、前記ハウジングは最
大でも約７〜8mmの外径とするのが好ましく、そしてか
かる寸法において、定常状態における発熱容量を、治療
温度および約24Vの電圧において約3W/cm（ハウジングの
軸長または延長部）の熱の放出に相当させるべきであ
る。
前記内部循環させるための手段は、定常状態におい
て、ハウジングの空隙容積の前記媒体を少なくとも30回
／分、好ましくは少なくとも約60回／分、置換する能力
を有するのが好ましい。
本発明の一態様によれば、前記細長いハウジングは、
その中または囲りを熱伝達媒体が流れるPTC型の円筒状
要素で構成されうる。
本発明の特に好ましい態様によれば、本装置は、前記
出口に関して要素の反対側のハウジング内に位置する媒
体用の導入口と、熱を吸収するためにハウジングおよび
囲繞する可撓性被包体の間の隙間から前記導入口および
出口を介してハウジングを貫通しそして被包体壁を通し
て熱を放出するためにハウジングおよび被包体の間の隙
間を通る内部回路の中で媒体に流れを伝えるための手段
とを含みうる。
本発明のかかる態様において、その装置は、ハウジン
グの内部へ流れさせる少なくとも一つの第一バック弁を
導入口と関連させて設け、その開位での流れ抵抗はハウ
ジングを通しての流れ抵抗より低くし、前記の内部回路
内の媒体の流れのための手段は被包体が膨らんだ後装置
の導入口管路内に封入された少量の加圧媒体の往復運動
を与えるように配設され、それによって導入口は閉じて
出口が開き、それによって媒体の回路内循環が得られる
ようにしたことで特徴付けることができる。
本発明のもう一つの態様によれば、その装置は、ハウ
ジングの内部からの流れを許す少なくとも一つの第一バ
ック弁が出口と関連付けて配設され、導入口の流れ抵抗
はハウジングを通しての流れ抵抗よりも高く、前記の内
部回路内の媒体の流れのための手段が、被包体が膨らん
だ後に装置の導入口管路内に封入された少量の加圧媒体
の往復運動を与えることにより導入口が開いて出口が閉
じ、それによって閉回路内媒体循環を与えるように配設
されていることで特徴付けられる。
本発明の別の一態様によれば、その装置は、媒体のた
めの導入口が前記出口に関して要素のもう一方の側のハ
ウジング内に配設され、またその導入口と要素との間ま
たはその要素と出口との間に設けられた隔壁はそれぞれ
チャンバーを形成しそしてこれは導入口に設けられた第
一バック弁に関して反対に設けられた第二バック弁を含
む軸方向通路が設けられており、前記の内部回路内媒体
の流れのための手段が被包体が膨らんだ後に装置の導入
口管路内に封入された少量の加圧媒体の往復運動を与え
ることによりそれぞれ導入口が閉じて出口が開くかまた
は導入口が開いて出口が閉じるようにしそれによって閉
回路内媒体循環を与えるように配設されていることで特
徴付けられる。
本発明装置においては、導入口および出口に関連して
二つの反対に設置されるバック弁を設けるのが好まし
い。かかる隔壁は導入口と要素との間に設けるのが適切
である。
本発明に関係して用いられるバック弁は慣用されるい
ずれのタイプのものであってもよい。例えば、羽打（蝶
番）弁、玉弁、円板弁などが挙げられる。設計が簡単な
ため羽打弁が好ましい。
本発明の好ましい一態様によれば、前述の媒体の流れ
を供するための手段は、媒体の容積流れを供するように
配設してもよい。かかる手段は、往復ピストンより成っ
ていてもよい。
本発明装置の一選択肢としての態様によれば、内部回
路内の媒体の流れのための手段は、半径方向の導入口と
出口との間に配設されたプロペラまたは軸方向ポンプホ
ィールを含んでいる。
一選択肢として、媒体循環を供するために、本発明装
置は、一つまたはいくつかの軸方向の開口部および対応
するバック弁を備えた往復ピストンより成る手順を含ん
でいてもよい。
本発明装置のもう一つの態様においては、前記の遠位
セクションは、中央管状要素と、その管状要素の囲りに
本質的に均一に分布しそして前記発熱手段を構成する多
くの並行した長手方向に伸びる強磁性材料の棒体（バ
ー）、帯状体（バンド）または線状体（ワイヤ）とから
成っている。適切なものとして用いられる金属合金は本
質的に、ニッケルと銅、ニッケルとシリカ、鉄と白金ま
たは鉄とパラジウムから構成される。
かかる態様においては、その装置は、前記体腔または
体内管路を含む身体または身体部分を囲繞するための誘
導コイルより成るエネルギー供給用手段を含んでいる。
強磁性材料は磁気誘導場の方向に実質的に伸びているの
が好ましい。このコンパクトな要素から必要な出力を得
るには充填度が約25〜約60％容量％（すなわち約40〜約
75容量％の空隙率に相当する）となるように設計するの
が適している。
更に前示のとおり、本発明装置は、子宮障害、例えば
月経過多の治療に特に適している。あるいはまた、本発
明装置は前立腺障害の治療に用いることができる。
本発明は更に、体腔または体内管路でいわゆる温熱療
法を行う、すなわち該体腔に熱を供給する方法をも包含
する。かかる温熱療法は、体腔を囲繞する組織に対し制
御された圧力を同時に印加して行われる。この方法は、
熱供給が自己制御または自己調節型の熱放出システムを
用いることにより行われることで特徴付けられる。前述
の如く、この方法は子宮または前立腺の障害の治療に特
に適している。
PTC型の半導体材料を含む自己調節システムの使用に
関して、低電圧電流を用いる、例えば高々約50V、特に
高々約30Vの電圧を用いる半導体材料を用いるのが安全
性の観点から特に望ましい。PTC型の利用可能な半導体
材料を用いて、一段と低い電圧、例えば20〜25Vといっ
た再充電できる電池の使用が可能となる低電圧を用いる
ことができる。これによって電気ショックの危険が除か
れる。
熱供給と併用される制御された圧力は、少なくとも、
拡張期血圧と収縮期血圧との間の範囲内の圧力とするの
が適している。
本発明を以下実施態様を例示することにより更に説明
するが、それらを請求の範囲に規定された保護範囲を限
定するものと解してはならない。
これらの態様は添付図面と関係づけて説明される。
図面中、 図１は脈動圧で動作する本発明装置の一態様を概略的
に図示したものであり； 図２は図１に示された装置の内部中央遠位部の断面を
拡大して示したものであり； 図３は図２の詳細部の別の態様の対応詳細部を拡大し
て示したものであり； 図４は当該弁を対応位置に有する図３の詳細部の後方
部分を示したものであり； 図５は図３の矢印Ａ−Ａに沿った断面を横断面として
拡大して示したものであり； 図６は使用PTC材料について電気抵抗を温度の関数と
して示した概略図であり； 図７は強磁性材料について出力を温度の関数として示
した概略図であり； 図８は本発明装置のもう一つの態様、より詳細には内
部流動回路を供するための別の選択肢としての手段を有
するその遠位部を示したものであり； 図９は本発明装置のもう一つの態様、すなわち例えば
前立腺過形成の治療に適したその遠位部を示したもので
あり； 図10はPTC材料を含む熱放出要素の様々な態様を横断
面図として示したものであり；そして 図11は実施した実験に関係して温度／出力を治療時間
の関数として示した概略図である。
本発明によれば、自己調節システム、すなわち、熱放
出材料の性質に依存してある所定の温度においてエネル
ギー発生が急減するシステムが用いられる。以下に二つ
の実施例を示す。
本発明の好ましい一態様においては、熱放出要素はあ
る特性を有する半導体材料、PTC型（正温度係数）のサ
ーミスタにより構成される。通常BaTiO3に由来するセラ
ミック材料より成るこの材料は、電気抵抗が温度に依存
していて、ある温度、いわゆるキュリー点またはトリッ
プ点まではその抵抗は一定でありかつ低いのに対し、温
度がそのキュリー点またはトリップ点温度を超すと抵抗
が急増するという性質を有している。かかる半導体材料
は現在例えばSiemens社およびPhilips社によって販売さ
れており、また例えば旅行用アイロン具などでの加熱に
実用されている。前述の如く本発明のベストモードによ
る自己調節性材料は細長いハウジング内に封入されるか
またはそれ自体が細長いハウジングを構成するが、その
直径は、カテーテルの遠位端を構成するハウジングが狭
い通路例えば頸管または尿道などを通過できるようにす
るため、７〜8mmを超えるべきでなく、好ましくは5mmを
超えるべきでない。更に、ハウジングのエネルギー放出
部の長さにも制約がある。子宮治療に用いるときは、通
常30〜80mmである子宮深度よりも長さが長くならないよ
うにするのが好ましい。何故ならば、頸管が加熱される
ことは望ましくないからである。前立腺障害の治療の場
合にも括約筋と膀胱との間の距離によって定まる長さ上
の制約がある。
従って、3cmの長さを有するハウジングの熱放出部の
体積は約1.5cm3を超える、好ましくは0.6cm3を下回る体
積を有するべきではない（0.2〜0.5cm3/cm長に匹敵）。
対応する熱放出表面は約4.5〜7.5cm2となるが、これら
の数値は単なる例示としたに過ぎない。
約14〜40cm2の表面、例えば加熱要素のそれよりも３
〜10倍大きい表面を有する子宮壁を通して熱損失を補う
ために治療中に高いエネルギー放出が必要となることが
実験的に示されている。
更に、子宮の治療においては、すなわち自己調節が生
じる温度において、特定の状況例えば熱の浸入深度、血
液灌流、子宮腔の大きさなどに依存して、熱損失を補う
ために約８〜40Wの出力が必要であることも実験的に示
されている。たとえ大きくて深い子宮が比較的長い熱放
出部を可能としたとしても、本発明装置に対し約3W/cm
長が最小限必要となる。しかしながら、より深くより大
きな子宮の治療にはより長い熱放出部がより大きな出力
ニーズを補い得る。
PTC材料は多くの様々な形態で生産され得る。本発明
の一部の態様のための加熱要素として用いるには、平ら
な、あるいは管状の形態の要素を用いるのが好ましい。
平らなPTC材料は通常約1mm以上の厚さを有している。両
側面は導電性材料で被覆される。それら両側面を電源に
接続すると、その材料の電気抵抗に応じて発熱する。TP
より低いある温度での熱量は様々な要因、例えば材料特
性、印加電圧などのほか表面の大きさにも依存する。一
つの長所は、相当量の熱を一定の表面積から放出できる
ことである。
しかしながら、前記において例として挙げた0.2〜0.5
cm3/cm長のハウジングにおいて3W/cm長の最小発生能を
有する要件を満たし得るには、その材料をハウジング内
に極めて密に封入・充填する必要がある。
十分な出力発生能を得るには、PTC材料の充填度はハ
ウジングの総容積の約35〜70％となることが実験により
示されている。前述のとおり、このように高密度にする
と、効率的な熱吸収媒体循環を供しないと、PTC材料の
要素間に通路を設けたとしても自己抑制が起きてしま
う。
本発明によれば、これらの通路は、ハウジング内通路
を強制通路される液体の形の熱吸収媒体で満たされる。
効果的な液体循環によって、放出された熱は液体がハウ
ジング内の通路を通過する際にその液体により吸収さ
れ、そして出口を通してハウジングと膨らんだ被包体と
の間の外側空間に入ることによって、その被包体を通し
ての周囲内膜への熱損失を補うのである。循環手段は、
狭い通路による抵抗に拘らず効率的液体循環を供する容
積ポンプで構成するのが好ましい。循環液、例えば水の
流れが十分であるという条件の下では、その要素からの
熱の形の発生エネルギー量は、定常状態条件下に、内膜
への熱移動を補うことになる。
適当なPTC材料についての温度−抵抗曲線を図６に示
す。適当なキュリー点および図６のそれに基本的に類似
した抵抗−温度関係を有するPTC材料は、治療に所望さ
れる温度に発生する出力に関し自己調節的となる。すな
わち、例えば、約70℃（図６参照）のキュリーまたはト
リップ点を有しそして20ボルトで印加された適当な材料
は、昇温期中は約200W/cm要素長まで、そして65〜70℃
の温度では約7W/cm長を発生することができる。しかし
ながら、温度が80℃を超えると、放出エネルギーは激し
く低下し、そして数度昇温した後に自己抑制が生じる。
本発明による温度療法においては、子宮表面を所望の治
療温度、例えば約70℃に保つことができる。そのための
一つの条件は、子宮内に出ていく熱損失をカバーするた
めの相当するエネルギー要求が供され得ることである。
PTC材料の性質上、また図６から明らかなように、特定
の時点で必要な出力に応ずべく熱放出が自動的に順応す
ることになる。子宮壁からの冷却が何らかの理由で急増
した場合には、表面温度がいくらか低下する結果、PTC
材料からの熱放出は増加する。他方、例えば出力要求が
極めて小さくなると温度はある値を超過し得ない。換言
すれば、PTC材料はこの最高温度、例えば80℃よりは決
して熱くならず、そのためにこのシステムは全く安全な
ものとなり、また過熱を招くことはあり得ない。
熱放出媒体としての前記PTC材料には他にも長所があ
る。このシステムはエネルギーおよび温度に関して自己
調節的であることから、程度の差はあれ複雑な温度測定
は全く必要とせず、また程度の差はあれこみいった制御
システムも必要としない。更に、本装置は大量生産に向
き、そして低コストであるため使い捨てとしても適して
いる。
本発明のもう一つの好ましい態様においては、熱放出
媒体は、目的に適合したキュリー点を有する、例えば細
長ワイヤ状の強磁性材料である。
加熱治療に必要なエネルギーはワイヤレスで磁気誘導
を通して強磁性材料に供給され、そしてその材料は一方
においてはうず電流を通して、他方においてはヒステリ
シス損を通して熱を発生する。このような材料には多く
のものが知られている。適切な周波数範囲は50〜120KHz
であり、また適切な場の強度は4000A/m程度であること
がわかっており、またエネルギー発生を至適にするため
に磁場の方向はワイヤの向きと一致させるべきである。
強磁性材料は所望の温度と数度異なるキュリー点を有
する合金で構成されているので、制御または調節システ
ムは全く必要ない。
適切な合金例としては、銅−ニッケル、ケイ素−ニッ
ケル、鉄−白金および鉄−パラジウム合金を挙げること
ができる。銅−ニッケルの場合適切な割合は、Cu30重量
％およびNi70重量％である。Cu−Ni割合を注意深く選択
しそして合金を適切に機械および熱処理することによ
り、その材料に数度の精度でキュリー点を与えることが
できる。
この場合に、そしてまた前述のPTC材料を用いる場合
に、熱吸収および熱放出媒体が、熱発生材料から治療す
べき体腔内部表面、この場合には内膜への熱輸送を効果
的に行うことが重要である。PTC材料の場合と同様、強
磁性ワイヤは、自己調節的であるため、放出熱をある温
度における熱要求に適合させることができる。この場合
にも、中央本体の直径が小さいこと、そして好ましくは
約５〜7mmを超えないことが一つの要件である。このこ
とは、十分高いエネルギー発生を得るためには強磁性ワ
イヤを交互に緊密に隣接させて設ける必要があることを
意味している。この場合にも、前述の容積ポンプ装置を
有する循環ポンプは、緊密に配設された強磁性ワイヤに
より生じる大きな抵抗に拘らず十分な循環を起こすとい
う要件を満たす。
図１による装置は、使い捨てタイプのカテーテルの形
態をなす加温装置１を含み、その遠位部３は熱治療を行
う体腔例えば子宮腔に挿入されるようになっている。こ
の加温装置は遠位部３の挿入を容易にしそして腔内で遠
位部３の位置を固定するための中間部５を有している。
加温装置の近位部７は、加温装置と関連付けられた導入
口管路35を介して圧力を発生・測定するために圧縮媒体
例えば装置11からの液体を供給するための接続手段９を
有している。更にまた、加温装置には電気エネルギー源
への接続手段13があって、それによってケーブル装置15
を介して電流を、とりわけ自己調節型、例えばPTC型の
熱放出要素およびその中にまたはその付近に配された管
路または通路21を含む中央本体17に供給できるようにな
っている。更に、加温装置は、それに装置11からの加圧
液体が満たされた後加温装置の導入口管路35に対する揺
動圧力インパクトを発生させるための装置25に対する接
続手段23を有している。中央本体17は肉薄の可撓性・弾
力性ある被包体またはバルーン（風船）37でありこれは
圧力媒体が管路35を通して被包体の内部に供給されると
膨らむようになっている。
熱放出要素19を有する中央本体17は細長い形状を有し
また要素19を囲繞するハウジング29を有し、そしてその
ハウジング29には近位部に開口部31そして遠位部に開口
部33が設けられている。
図２は図１による態様の詳細として、熱放出要素19か
ら子宮粘膜（子宮内膜）への効果的な熱輸送と熱伝達を
可能にするシステムを示している。管状中央本体の近位
部にある開口部31は、導入口管路35、中央本体17と被包
体29の間の空間および中央本体中間部の熱放出要素付近
および該要素を貫通して設けられた管路21と連絡してい
る弁ハウジング32に対する加圧液体のための半径方向に
作用する導入口として働く。中央本体の遠位部に設けら
れた開口部33は管路21および中央本体17と弾性被包体37
の間の隙間と連絡している第二弁ハウジング39からの加
圧液体の出口として働き、そしてその被包体は中央本体
の近位部の囲りに51のところで液密にシールされ、また
中央本体の先端部材41に取り付けられている。弁ハウジ
ング32内にはバック弁49を設けることによって開口部31
を弁ハウジング32内が中央本体17と弾性被包体37の間の
空間内の液圧よりも高圧になると閉じそして低圧になる
と開くようにしてある。開口部45を有する管壁43が弁ハ
ウジング39内に配設されている。円板弁47は軸方向に移
動自在であり、そして開口部45を弁ハウジング39が中央
本体の熱放出要素内の管路21の液圧よりも高圧になると
閉じあるいは弁ハウジング45がそれよりも低圧になると
開くようにしてある。
例えば子宮を図１による装置を用いて治療する際に
は、手段９、13、23を加圧液体、電力の供給および揺動
圧力インパクトの発生のためにそれぞれの装置に接続す
る。次に加温装置の遠位部３を頸管を通して子宮腔内に
子宮腔底部まで接続する。中央本体17の長さは大体子宮
腔の長さ、すなわち４〜5cmに相当する。次に加圧液体
を加温装置に装置11を通して導入口管路35、開口部31を
閉じているバック弁49および開いている円板弁47を介し
て供給すると、バルーンの形態をなす薄肉で可撓性・弾
性のある被包体は膨らんで子宮腔に合致し、そして被包
体を子宮腔の表面起伏に適合させると共に、子宮腔の子
宮内膜に加圧下に完全に係合する（すなわち図１に示さ
れる位置となる）。次に圧力発生装置11により液圧を後
述する治療に適したレベルに保つ。
次に揺動容積ポンプ、例えばピストンポンプを持つ装
置25を始動する。陽圧ショックが加えられる度に、一定
量の液体がカテーテル本体の導入口管路35を通して前進
するが、その結果、弁47が開くと同時に弁49が閉じるこ
とから相応する量の加圧液体が管路21を強制通過し、そ
して相応する量の加圧液体がバルーン被包体37の内側空
間内に押し出されることになる。圧力が高まることから
被包体37とそれを囲繞する子宮筋はいくらか伸長する
が、これは図１に点線38で示されている。
次いでピストンポンプが引き込み運動するとその度
に、相応する液体量が後方に吸引され、弁49は図２に示
される開位となりそして弁47は閉位となる。被包体は同
時に図１の実線37によるもとの位置をとる。
揺動圧力ショックおよび前述の弁システムの作用の下
に、接続手段23へのカテーテルの導入口管路35に高温液
体を通すことなく、圧力装置11により生じた圧力の液の
内部流動回路における強力かつ効果的循環が中央本体17
の管路31を通り外に出てバルーン被包体内空間に入りそ
して中央本体に戻るようになっていることがわかる。従
って、循環は遠位部３でのみ起こるのに対し、その循環
中の導入口管路35はポンプ装置25により与えられた揺動
圧力および液体運動を液圧的に伝達するための連絡導管
とし働くに過ぎない。従って管路は比較的小さい直径を
有し得るが、可撓性があるのがよく、またポンプのスト
ロークのために圧力が高まったときに半径方向に著しく
膨らまないのがよい。管路35の直径が小さいために治療
中にデリケートな頸管を保護するためにカテーテルの中
間部５を囲繞する断熱体26のための空間がとれる。前述
の循環システムによって、ある種の態様においては大き
な抵抗となる管路21を通しての効果的な液体循環が可能
となる（後記参照）。もう一つの長所は循環液体量がポ
ンプのストローク長および動作回数（フリーケンシー）
によって決まること、またそのためにその量を簡単に調
節し変えることができそしてその量が循環抵抗の様々な
変化、例えば子宮腔の様々な大きさや形状に影響されな
いことである。
発熱媒体として用いるのに好ましい液体は、そのまま
のあるいは等張塩溶液としての水である。前述の態様に
おいては、そして月経過多の治療においては、ハウジン
グを通過する循環は定常状態、すなわち、治療温度に達
した後は、少なくとも約5m／分/cm軸長とするのが好
ましい。
図１および２を参照して説明した前記循環装置におい
ては、循環は液体をまず中央本体17の近位部に強制導入
することにより起こり、次に中央本体の遠位部を去るこ
とになる。例えばバック弁49を開口部31の外側に配設し
そして円板弁47を隔壁43の逆に設けて弁ハウジング39内
が超過圧力になると開口部45を開くようにすれば逆方向
の循環を得ることができる。
熱放出要素19は本発明の範囲内で様々な設計とするこ
とができる。しかしながら、発熱システムを選定する場
合には、安全性の観点が決定的である。すなわち、欠陥
部分による電気ショックの危険を除くことが重要であ
る。基本的に、本発明によるこの課題の解決策には二通
りがある。電気エネルギーをケーブルを通してPTC型の
要素に供給する場合には、必要なエネルギーは特に電池
から供給する場合には、好ましくは約24ボルトを超えな
い低電圧下での電流供給で得ることができる。もう一つ
の解決策は熱放出要素に電磁作用によりワイヤレス方式
で供給するというものである。
安全性の観点からのもう一つの要件は、組織治療に必
要な温度を治療中維持できること、そしてこの温度を超
えないことである。更に、中央本体を構成する様々な部
分が過熱されてはならないという要件もある。さもない
と、例えばハウジング29が被包体37と接触した場合に後
者がパンクしかねないという危険がある。更に、患者が
火傷をおう可能性がある。これらの安全性要件は、本発
明の範囲内の様々な態様において満たされる。
治療結果にとっては、治療に必要な温度を治療すべき
表面全体にわたって維持できること、温度を維持するた
めに必要なエネルギー要件を充足できること、そして例
えば患者の血圧変動によるエネルギー要求の急激な変化
に対応する出力変化により速やかに対応できることが重
要であることがわかった。
これらの要件は本発明の思想内の様々な態様により満
たすことができる。熱放出要素19はその熱を流動液体に
発生するところ、その液体の方はその熱を薄肉被包体37
を通して熱伝導により子宮粘膜表面全体にわたって放出
する。このようにして、子宮粘膜全体にわたって大量の
熱を供給することができる。
図１に示された装置により被包体は前述の如く、圧力
の作用によって膨化子宮腔の表面起伏に合致するように
もっていくことができ、またこれによって表面全体を同
時に治療することが可能となる。本発明による装置によ
れば、もう一つの重要な長所が得られる。何故ならば、
圧力を適切に選択すれば粘膜およびその下の組織に対す
る圧力作用を通して静脈および動脈の血流を制限するこ
とができ、またこれによって熱伝導により中央全体から
供給される熱に対する血液の冷却作用を減じるかまたは
完全に防ぐことができる。驚くべきことに、血液が貫流
し圧力を受けている組織では、圧力のない同じ組織に比
べ、熱伝導率が多数倍増加することがわかった。更に、
熱治療が横方向にも深さ方向にもより均一になるという
こともわかった。
図３は、ハウジング29により囲繞された並行に伸びる
強磁性ワイヤ53を含む中央本体17を詳細に示しており、
これは他の点では大体図２の装置に対応しているがただ
円板弁47と開口部45を有する関連の隔壁とがこの場合に
は中央本体17の近位部に配設されている点で相違してい
る。ワイヤの入口側と隔壁43との間にはチャンバー55が
設けられている。
図３は循環液体がチャンバー45内に強制導入されそし
て更に弁49が開口部31を閉じると同時に圧力ショックで
ワイヤパッケージの中に入っていく様子を示している。
図４は図３の詳細図として、中央本体17の近位部にお
いて循環ポンプの往復運動時に、それぞれ弁45が閉じら
れそして弁49が開かれる様子を示している。この場合に
も熱放出ワイヤは循環に対する大きな抵抗となる。この
ことは図３による中央本体のＡ−Ａ断面を示す図５から
明らかである。約0.7mmの直径および約30mmの長さを有
する強磁性ワイヤ53は、ハウジング29に囲繞されて相互
に近接して配設されていて、約5mmのハウジングの所与
の直径内で可能な限り高いエネルギー発生を可能にして
いる。循環液体はワイヤ53間を長手方向に伸びる狭い通
路の間を通るがこれは本発明により記載された循環シス
テムによって可能となる。
図５において熱放出媒体は約0.7mmの直径を有する55
本のワイヤによって構成される。この態様は、90KHzの
磁場の周波数および約4000A/mの場強度で50Wの最高出力
を与えることができる。
図７は強磁性合金を用いた図５による中央本体の発生
出力（ワット単位）と熱量測定により測定される囲繞液
体の温度との関係を与える実験結果を示している。キュ
リー点は約75℃、周波数は100KHz、そして誘導装置の出
力は1KWである。
図７からわかるように、この場合のエネルギー発生
は、約63℃の温度まで約40Wである。エネルギー発生は
次いで温度上昇と共に急降下し約75℃のキュリー点でほ
ぼゼロとなる。本発明のこの態様による温熱療法におい
て、このことは、目的とする操作または治療温度に近づ
くまでは液体がまず速やかに加熱されることを意味して
いる。次いで操作温度で添加エネルギーと熱損失とが平
衡するまでエネルギー発生が低下する。表から明らかな
ように、出力が5W変化すると温度は約１℃変化する。本
発明によれば組織を加圧することによって血液灌流を減
じるかまたは全面的に排除することができるため、この
システムは極めて均一な温度を保つことができる。例え
ば子宮を治療する場合に異なる患者間の血管構造の差や
粘膜の厚みの変動は、前記の例では約68℃といったよう
に一定の操作温度について検出された装置を用いれば結
果に対して極めてわずかな影響しか与えないという長所
が得られる。
以上記載の本発明の態様の長所は明白である。ワイヤ
レスエネルギー移動を通して安全なシステムが得られ、
また自己調節的熱放出により加温装置は実質的に簡素化
されかつ安価となる。それは低コストで大量生産でき、
また使い捨てに適している。管路およびコントロールシ
ステムに温度センサーが無いため、例えば欠陥部分によ
る過熱といったそうでなければ大変な結果を招く危険が
除かれる。更にまた、金属センサーは磁場の作用を受け
るのに対し、例えば光ファイバーに基づく非金属センサ
ーは極めて高価である。
図８はカテーテルの遠位部61を詳細に示している。カ
テーテルは図１のそれと同様の設計である。すなわち、
それは圧力下に液体を供給するための圧力源に対する接
続手段、および発熱のための電気エネルギー供給用ケー
ブルへの接続手段（図示せず）を有している。しかしな
がら揺動圧力のための図１に記載の接続手段は存在しな
い。その代わりに、必要な循環は、回転可撓性軸73によ
り機械的に行われる。
中央管63はPTC材料より成り、そして該管に沿って、
および該管の回りに分布した液体流のための入口開口部
67と出口開口部68を有している。その要素のための電流
リード線71、72がPTC管のそれぞれ内側および外側に接
続されている。図に示されていない駆動モーターに接続
されている軸73は高速回転をプロペラまたはポンプホイ
ール75に伝える。これを通して、主として管63の円筒体
積内で、エネルギーが熱に変えられる。ポンプホイール
が高速回転するために、液体は、導入口開口部67から、
中央管63を通り出口開口部68を通って外に出て被包体79
と中央管63の間の隙間を経て導入口67に戻るといった回
路循環し、このようにして管63の内側表面と同じく外側
表面から熱が除かれるようになる。
この場合には中央管内通路が大した抵抗とはならない
ことから十分な液体循環を得るにはプロペラで十分であ
る。
本発明による温熱治療における圧力の選択は治療すべ
き疾病に依存する。例えば月経過多を治療する場合に
は、高圧を用いなければならない。何故ならば粘膜また
は内膜およびその下の機能層および基底層が豊かな血流
を有しているのと同時に子宮筋組織がたわむからであ
る。少なくとも拡張期血圧、すなわち約80mmHgの圧力お
よび場合によっては収縮期血圧、すなわち約150mmHgま
での圧力を選択することにより、内膜を通る血流を中断
させることができ、また同時に熱を作用させることによ
り目的とする基底層の破壊を達成することができ、また
それによって障害を除くことができる。
例えば良性前立腺過形成（BPH）を治療する場合に
は、その遠位部が図９に示されているカテーテルの形態
をなす加温装置を用いるのが適している。この加温装置
（その外径は約7mmを超えるべきではない）を陰茎を通
して尿道に挿入することによって、その有効な熱放出遠
位部が括約筋と膀胱の間の領域をカバーするようにす
る。中央本体81のハウジング83には近位導入口開口部85
と遠位出口開口部87が配設されている。電気エネルギー
用ケーブルは液体用管路91を有する熱放出要素89に接続
される。熱放出要素は既述のPTC−半導体であってよ
い。循環は適切には、圧力ショックを用いた既述のポン
ピングに従って起こすことができる。このような場合に
は、導入および出口開口部には、図９に従ってそれぞれ
バック弁93および95を設けるのが適している。加温装置
の中心部を貫いて貫通通路97が位置決めのための案内ワ
イヤまたは内視鏡を用いるために設けられている。
あるいはまた、正しい位置決めは、加温装置の遠位部
に取着された膨張自在バルーンによって与えることもで
きる。この場合に、位置決めは加温装置を遠位セクショ
ンのその部分が膀胱に入るまで挿入することによって行
われる。次にそのバルーンを膨らませそしてその加温装
置を、膨らんだバルーンがそれ以上引っ込むことが妨げ
るまで引っ込める。適切な治療温度は約45〜55℃、60分
間である。有利なことに選択された圧力は高くすること
ができ、例えば２〜４気圧の範囲とすることができ、ま
たそれは熱浸透を高めるだけでなく機械的に制限を拡大
するのに寄与する。すなわち、図９による加温装置であ
るが被包体99が可撓性ポリマー材料であるが限定された
弾性を有するもので構成されているものを用いて、ある
形態のBPHを治療できることがわかった。被包体（それ
は約25〜30mmの直径に予め形成しておくのが適切であ
る）は、数気圧の圧力源に接続される。膨化した前立腺
の圧縮と尿道周囲組織への熱作用の組合せは、後で結合
組織に変化する壊死の形成など有益な効果を生じるよう
である。このために、尿道管路が拡張・強化されて、尿
道通路が改めて狭くなることが防止される。
図８に示されたものと極めて類似する本発明装置のも
う一つの選択肢としての態様によれば、内部環境を与え
る代替システムが用いられる。図８によるプロペラまた
はポンプホイールを用いるかわりに、かかる代替装置は
回転に代えて往復運動を行う軸に接続される往復ピスト
ンを用いる。かかるピストンには軸方向開口部および関
連のバック弁、例えば羽打（蝶番）弁が設けられてい
る。ピストンの往復運動時に液体の内部環境が供され
る。
図10は本発明によるPTC材料含有中央要素のいくつか
の好ましい態様を断面図で示したものであり、また添付
の表１は、中央管の外径が小さくてもかかる要素から得
ることができる出力が並はずれて高いことを示してい
る。比較のために要素の有効長さが30mmに達するものを
選択してあるが、これは例えば子宮の治療のための図１
〜４に示されたものに対応する装置にマッチする長さで
ある。
前述のとおり、中央管の外径を約7mmより小さくする
のが実用上有益な性能を得る上で、頸管通過にて対して
望ましい。
図10によれば、１の型および２の型のPTC要素におい
て、中央本体は図１の29に相当する薄肉円筒状ハウジン
グから設計される。そのハウジングにはPTC材料より成
るいくつかの軸方向に伸びる並行薄肉プレート101、103
が配設される。これらの例では、PTC材料としてSiemens
社製のものを1.1mmの厚さ、P350なる表記および約80℃
のキュリー点を有する薄肉プレートの形態で用いた。こ
れらのプレートは金属被覆された平面を有しそこに例え
ばはんだ付けにより電流リード線を接続することができ
る。それらリード線に例えば24Vの電圧を印加するとプ
レート内部に熱が発生しそしてプレート両面に向けて温
度勾配が得られ、このため両面を循環液体と接触させる
ことにより、所望の出力が得られる。
今般、例えば図10の型１および２に示されているよう
に、それらプレートを数層を成して軸方向に伸びるよう
に配置しハウジング内のそれら層間に一定の隙間をあけ
ることによって、プレート表面と囲繞ハウジングの壁と
の間に長手方向に伸びる通路が形成される（該通路は一
定の流れ抵抗となるが有効な液流を可能にする）と同時
に極めて高い出力密度を得ることができることがわかっ
た。一例として、型２のプレート間の隙間は約0.5mmで
ある。これら二つの例における循環は図１〜４に関連し
て既述した容積ポンピングにより与えられるのが好まし
い。
図10の型３による態様においては中央本体はPTC材料
の管によって構成される。その管の外側および内側表面
から熱を取るための液流に対する抵抗はこの場合低いの
で、図８に関連して記載したようなプロペラまたはポン
プを用いて与えることができる。
添付の表１には、PTC材料の平面に24Vの電圧を印加し
たときに記録される最高および総発生出力値が示されて
いる。最高発生出力とはここでは循環液体の温度が約37
℃である治療開始時に発生する出力のことである。その
出力は次いで、PTC材料の自己調節能のために、前述の
如き所望の治療温度に近づくにつれて低下していく。し
かしながら、十分な液体循環が維持され得る限り、中央
本体の再高出力が高い程、一定の治療温度でそれが発生
できる出力は高くなるということは一般的に事実であ
る。
表１より、外径7mmおよび長さ30mmのときに約60Wの最
高出力が型１により発生するのに対し、型２については
直径6mm、そして型３については直径約5mmのときに同じ
効果が得られることがわかる。選択すべき選択肢はその
他のファクター、例えば製造コスト、大量生産の適合性
などに依存する。しかしながら三つの選択肢はすべて十
分満足すべき治療結果を与えることがわかった。
図11は牛肉について行われた試験管内実験の結果を示
している。それら実験は、内側に略子宮形状を有する薄
肉壁容器の内側に牛肉層を約20〜25mmの厚さで被覆する
ことにより行った。その容器を次に37℃の温度を有する
水浴内に入れた。図１に関連して記載したものに相当
し、始動時再高出力として60Wを発生する外径7mmの型１
の中央管または中央本体を有するカテーテルまたは装置
を牛肉内腔に挿入し、次にそのバルーンを無酸素生理学
的塩化ナトリウム溶液より成る液体を用いて20mの容
量まで膨らまらせる。膨化バルーン壁から計算して牛肉
内の約13mm離れたところに温度センサーを置いた。次に
電圧を印加した。実際の連続過程は図11に示された概略
図から容易に理解することができる。
PTC材料の温度は最初、出力を全く発生することなく
直ちに90℃を超えて上昇した。1/2分後、循環ポンプを
始動すると、PTC要素の温度が78℃（キュリー点80℃）
に低下するのと同時に出力は直ちに60〜70Wに上昇し
た。すでに約４分後に、バルーン表面温度は70℃（治療
温度）よりやや高い温度に上がり、そしてエネルギー出
力は約25Wに低下していた。実験を続けるとバルーン表
面の温度は一定のままであったのに対し、牛肉の内側13
mmの温度は約20分後に34℃から約50℃に徐々に増加して
いくと同時に出力は約18Wに低下した。約５分後に治療
条件に達した。次に治療を例えば30〜40分間続けると所
期の結果が得られる。
これら実験では24Vの電圧を用いたが、場合によって
は一段と低い電圧を用いることができる。あらゆる状況
下においてかかる低電圧は安全である。電気ショックの
危険を完全に無くすために、電流源を例えば再充電自在
電池とするのが適している。
前示の如く、PTC要素からの熱発生が可及的に高い出
力を得るのに決定的であり、またそれは効果的な液体循
環によって得られるがこれはさらに吸収した熱をバルー
ン表面および囲繞組織に移す目的を有している。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61F 7/12

Claims (22)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】細長いハウジング（29）により囲繞されて
    いるかまたはそれ自体が細長いハウジング（29）により
    構成されている中央に位置する熱放出要素（19）とその
    ハウジング（29）を液密に囲繞する可撓性および／また
    は弾性のある被包体（37）とより構成される体腔または
    体内管路に挿入するための細長い遠位セクション（３）
    を含み、更に熱放出要素（19）にエネルギーを供給する
    ための手段（13;15）と軸方向に作用する導入口通路（3
    5）を前記ハウジング（29）の近位部に含み、そしてそ
    のハウジング（29）からの出口（33;69;87）が前記可撓
    性被包体（37）を膨らます加圧下で熱伝導媒体の供給が
    前記体腔または体内管路に適応しそして周囲壁に制御さ
    れた圧力をかけるように配設され、前記出口（33;69;8
    7）に関して熱放出要素（19）の反対側のハウジングに
    位置する媒体のための導入口（31;67;85）と、熱を吸収
    するためのハウジング（29）および囲繞する可撓性被包
    体（37）の間の隙間から前記導入口および出口を介して
    ハウジング（29）内を通り抜けそして熱を放出するため
    にハウジング（29）および被包体（37）の間の隙間を通
    り抜ける内部回路の媒体に流れを与えるための手段（2
    3;25;27）を含み、前記媒体に流れのための手段を、往
    復ピストンで構成することにより媒体の容積流れが得ら
    れるように配設され、そして前記熱放出要素が本質的に
    自己調節型であって、キュリー温度またはトリップ点を
    有するPTC型の半導体材料より成るかまたは磁気誘導に
    基づく前記エネルギー供給手段と組み合わせられるキュ
    リー点を有する強磁性材料より成ることを特徴とする、
    その接近路が狭隘である体腔または体内管路においてい
    わゆる温熱療法を行うための装置。
  2. 【請求項２】前記熱放熱要素の材料が60℃〜90℃、特に
    70℃〜80℃の範囲のトリップまたはキュリー点を有する
    ことを特徴とする子宮障害治療のための請求項１記載の
    装置。
  3. 【請求項３】前記熱放出要素の材料が45℃〜65℃、特に
    48℃〜56℃の範囲のトリップまたはキュリー点を有する
    ことを特徴とする前立腺障害治療のための請求項１記載
    の装置。
  4. 【請求項４】前記細長いハウジング（29）が実質的に平
    行な表面を有する二個またはいくつかの軸方向にかつ並
    行に配設されたPTC型の部分−要素を含み、それら部分
    −要素は離間していてそれら部分−要素の間および囲り
    に通路を形成し、囲繞する熱伝達媒体流れに効果的かつ
    均一に熱を放出するようにしたことを特徴とする請求項
    １記載の装置。
  5. 【請求項５】前記部分−要素の厚さが高々1.5mmである
    こと、およびそれらが定常状態では、24Vの電圧で少な
    くとも1W/cm2（暴露要素表面）のエネルギーを発生する
    ことを特徴とする請求項４記載の装置。
  6. 【請求項６】前記ハウジング（29）が７〜8mmの外径で
    使用治療温度および24Vの電圧において少なくとも3W/cm
    （ハウジングの軸長）の放出能を有することを特徴とす
    る請求項３、４または５のいずれか１項記載の装置。
  7. 【請求項７】前記内部循環させるための手段が定常状態
    においてハウジングの空隙容積の前記媒体を少なくとも
    30回／分置換する能力を有することを特徴とする請求項
    １〜６のいずれか１項記載の装置。
  8. 【請求項８】前記細長いハウジング（29）が、その中を
    熱伝達媒体が流れるPTC型の円筒状要素で構成されるこ
    とを特徴とする請求項１記載の装置。
  9. 【請求項９】前記ハウジング（29）の内部への流れを許
    す少なくとも一つの第一バック弁を前記導入口（31）と
    関連させて設け、そしてその開口部位での流れ抵抗はハ
    ウジング（29）を通しての流れ抵抗より低くし、前記の
    内部回路内の媒体の流れのための手段（23;25;27）は被
    包体が膨らんだ後装置の導入管路内に封入された少量の
    加圧媒体の往復運動を与えるように配設され、それによ
    って導入口は閉じられ出口が開き、それによって媒体の
    閉路循環が得られるようにしたことを特徴とする請求項
    １〜８のいずれか１項記載の装置。
  10. 【請求項１０】前記ハウジング（29）の内部からの流れ
    を許す少なくとも一つの第一バック弁が前記出口（33）
    と関連付けて配設され、前記導入口（31）の流れ抵抗は
    ハウジング（29）を通しての流れ抵抗よりも高く、前記
    の内部回路内の媒体の流れのための手段（23;25;27）は
    被包体が膨らんだ後装置の導入口管路内に封入された少
    量の加圧媒体の往復運動を与えるように配設されそれに
    よって導入口が開いて出口が閉じ、それによって媒体の
    閉路循環が得られるようにしたことを特徴とする請求項
    １〜８のいずれか１項記載の装置。
  11. 【請求項１１】媒体のための前記導入口（31;67;85）が
    前記出口に関して要素（19）の他方の側のハウジング
    （29）内に配設され、またその導入口（31）と要素（1
    9）との間またはその要素（19）と出口（33）との間に
    設けられた隔壁（43）はそれぞれチャンバー（32;39）
    を形成しそして導入口（31）に設けられた第一バック弁
    （49）に関して反対に作用する第二バック弁（47）を含
    む軸方向開口部を具備しており、前記の内部回路内の媒
    体の流れのための手段（23;25;27）は被包体が膨らんだ
    後装置の導入管路内に封入された少量の加圧媒体の往復
    運動を与えるように配設され、それによってそれぞれ導
    入口が閉じて出口が開くかまたは導入口が開いて出口が
    閉じ、それによって媒体の閉路循環が得られるようにし
    たことを特徴とする請求項１〜８のいずれか１項に記載
    の装置。
  12. 【請求項１２】反対に作用するバック弁（49;93、47;9
    5）が導入口（31;85）および出口（33;87）と関連させ
    て配設されていることを特徴とする請求項１〜８のいず
    れか１項記載の装置。
  13. 【請求項１３】前記隔壁（43）が導入口（31）と要素
    （19）との間に位置することを特徴とする請求項11記載
    の装置。
  14. 【請求項１４】前記の媒体の流れのための手段を導入口
    （67）と出口（69）との間に配設してハウジング内に媒
    体の軸方向の流れを得るようにしたことを特徴とする請
    求項１〜８のいずれか１項記載の装置。
  15. 【請求項１５】前記の媒体の流れのための手段がプロペ
    ラまたは軸方向ポンプホイール（39）より構成されるこ
    とを特徴とする請求項14記載の装置。
  16. 【請求項１６】前記の媒体の流れのための手段が一つま
    たはいくつかの軸方向の開口部および対応するバック弁
    を備えた往復ピストンより構成され、それによって前記
    ハウジング内に媒体の軸方向の流れが与えられることを
    特徴とする請求項14記載の装置。
  17. 【請求項１７】前記バック弁が羽打（蝶番）弁型である
    ことを特徴とする請求項１〜８および11、13〜16のいず
    れか１項に記載の装置。
  18. 【請求項１８】前記PTC材料が前記ハウジング内で35〜7
    0容量％の範囲で充填されるように設計されていること
    を特徴とする請求項１〜請求項17のいずれか１項に記載
    の装置。
  19. 【請求項１９】前記熱放出要素が強磁性材料より成る場
    合に前記のエネルギー供給手段が、前記体腔または体内
    管路を含む身体または身体部分を囲繞するための誘導コ
    イルより構成されることを特徴とする請求項１〜３およ
    び９〜17のいずれか１に記載の装置。
  20. 【請求項２０】前記強磁性材料が25〜60％の範囲で充填
    されるように設計されていることを特徴とする請求項１
    〜３および９〜17のいずれか１項に記載の装置。
  21. 【請求項２１】前記遠位セクションが中央管状要素と、
    その管状要素の囲りに実質的に均一に分布しそして前記
    発熱手段を構成する多くの並行した長手方向に伸びる強
    磁性材料の棒体、帯状体またはワイヤ状体とから構成さ
    れることを特徴とする請求項１〜３および９〜17および
    19〜20のいずれか１項に記載の装置。
  22. 【請求項２２】前記遠位セクションに用いられる金属合
    金が実質的にニッケルと銅、ニッケルとシリカ、鉄と白
    金、または鉄とパラジウムより成ることを特徴とする請
    求項１〜３および９〜17および19〜21のいずれか１項に
    記載の装置。
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