JP4142586B2 - 温熱治療及びそのためのプローブ - Google Patents

Description

本発明は、熱源に対する冷却効果を有する、熱源を使用して患者の治療を行うための装置に関するものである。

２００１年１２月２０日公開の国際公開第０１／９５８２１号パンフレットにおいて、本発明の出願者は、温熱療法による腫瘍治療のための装置と方法とを開示し且つ特許請求している。この出願は、温熱療法において加熱に使用されるプローブの冷却に関する特有の改良に関する更なる開示を加えている。本出願は上記出願の開示の大部分を便宜のため繰り返している。

治療されるべき腫瘍及び他の病変部は、一つの公知のプロセスでは、加熱される組織の部分を凝固させるために、所定温度上で加熱可能である。温度範囲は、当業者にはよく知られており、好ましくは４８から６５℃のオーダーで、より好ましくは５５℃のオーダーであり、また通常は組織の炭化又は剥離を引き起こし得る温度まで達することはない。

加熱を実施するための一つの技法は、関係する病変部の中へ光ファイバを挿入することであり、前記光ファイバは、外部ソースからのレーザー光をファイバの長さに対して概ね直角な方向に向け直す要素を光ファイバの挿入端に有している。したがってレーザーからのエネルギーは端部又は先端を取り囲む組織の中に広がって加熱を行う。エネルギーは比較的浅い角度に制限されたビームの形で導かれ、その結果ファイバが回転されたとき、ビームもファイバの軸線を中心にして回転して、ファイバの周囲の位置における病変部の、異なる部分の加熱を行う。したがってレーザー治療は、縦方向に移動可能及び回転可能であって、病変部の周囲の組織に顕著な影響を与えることなく病変部を所望の温度へ加熱する強度で病変部の全体積にわたる加熱を実施する。

このとき、レーザー治療は、患者の生体組織と病変部の位置とについての外科医の知識の他は手引きがほとんどないか全くない外科医によって制御及び操縦される。したがって、周囲の組織に対する損傷を最小に抑えながら病変部の全てを加熱する制御された加熱を外科医が行うことは難しい。

磁気共鳴画像診断装置を使用した画像化によって、摘出すべき腫瘍及び他の病変部の位置を決定可能であることはもちろんよく知られている。かくして画像診断装置は、摘出すべき病変部の場所を外科医のためにもたらすが、外科医が画像診断装置を使用して加熱作用を制御することを可能にする利用可能な装置は存在しない。ほとんどの場合、治療が始まる前に患者を画像診断装置から移動させることが必要であり、そしてその移動は組織の一部の部分的な摘出又は凝固と共に、摘出されるべき病変部の場所を著しく変化させ、したがって制御された正確さに関するどんな可能性も排除する。

磁気共鳴画像診断装置が、画像内の組織の温度を決定するために、及びその温度の時間での変化を決定するために、画像化シーケンスの変更によって使用されることが可能である。

米国保健社会福祉省に譲渡されて１９９０年４月３日に交付された米国特許第４９１４６０８号明細書（レビアハン（LeBiahan））が、組織の温度を決定する方法を開示している。

やはり米国保健社会福祉省に譲渡されて１９９４年２月８日に交付された米国特許第５２８４１４４号明細書（ドラノア（Delannoy））が、癌の温熱療法用の装置を開示しており、そこでは体外の非侵襲加熱システムが磁気共鳴画像診断装置のコイル内に取り付けられている。その開示は推測的であり、また体外加熱システムに関連するＭＲＩ温度測定の実行可能性についての初期試験に関係している。その特許の開示は、商業的に実現可能な温熱治療装置に導かない。

ゼネラルエレクトリック（General Electric）に譲渡された米国特許第５３６８０３１号及び５２９１８９０号明細書が、ＭＲＩ制御加熱システムに関係しており、そこでは、点熱源が所定の熱分布を生み出し、そして実際の熱分布が、予測熱分布に従って、加熱されるべき領域の全体的加熱を達成することを保証するために前記熱分布が監視される。やはりこの特許装置は、商業的に実現可能な温熱手術装置に導かない。

癌及び同類の病気のメモリアルホスピタル（Memorial Hospital for Cancer and Allied Diseases）に譲渡されて１９８７年６月９日に交付された、より早い米国特許第４６７１２５４号明細書（フェア（Fair））が、腫瘍が衝撃波を受ける腫瘍の非外科的治療方法を開示している。これは、作用を監視かつ制御するための監視装置を使用しない。

１９９８年１０月２０日に交付されて非譲渡の米国特許第５８２３９４１号明細書（ショーンネシー（Shaunnessey））が、特別に修正された内視鏡を開示しており、前記内視鏡は光ファイバを支持するように設計されていて、前記光ファイバは光エネルギーを放射しまた縦方向に移動されかつその軸線を中心に回転してエネルギーを方向付ける。その装置は腫瘍を摘出するために使用され、またエネルギーは、摘出されるべき組織の気化を実現するのに十分であるように準備され、そのように形成された気体が内視鏡をとおした吸引によって排出される。腫瘍の画像がＭＲＩによって得られ、またこの画像が、手術中にたどるべきファイバの移動経路を計画するために使用される。手術中に移動を制御するためのフィードバックがなく、また手術は最初の分析に完全に依存している。

ボストンサイエンティフィック社（Boston Scientific Corporation）に譲渡されて１９９５年１０月３日に交付された米国特許第５４５４８０７号明細書（ルノックス（Lennox））が、光ファイバからの光エネルギーを使った腫瘍照射に使用する装置を開示しており、そこでは、ファイバと共に導管を通って供給される冷却流体に関連して、より深い組織へ与えられるエネルギーレベルの増大を可能にする一方で表面冷却を与えて表面の損傷を防ぐ。しかしながらこの装置は、加熱作用のフィードバック制御を提供しない。

ＭＲＣシステムズ株式会社（MRC Systems GmbH）に譲渡されて１９９６年７月２８日に交付された米国特許第５７８５７０４号明細書（ビル（Bille））が、脳腫瘍の照射に使用するためのレーザービーム及びレンズの特有の装置を開示しているが、エネルギーのフィードバック制御の方法を開示していない。この装置は、光分裂効果に関する高速パルスレーザーエネルギーを使用する。

カーン（Kahn）他によるジャーナル・オブ・コンピュータ・アシステッド・トモグラフィー I（Journal of Computer Assisted Tomography I）８（４）：５１ ９−５３２ １９９４年７月／８月、及びジャーナル・オブ・マグネティック・レゾナンス・イメージング（Journal of Magnetic Resonance Imaging）ＪＭＲＩ １９９８；８：１６０−１６４、及びボーグル（Vogl）他によるラジオロジー（Radiology）１９９８；２０９：３８１−３８５の全てにおいて、ファイバをとおしてレーザーから腫瘍へ熱エネルギーを与える方法が開示されており、そこではＭＲＩによるエネルギーの付与の間に腫瘍の周辺の温度が監視される。

ボーグル（Vogl）の論文は、プローブ端における組織を冷却するための、ドイツ国ベルリンのソマテックス（Somatex）により市場に供給される冷却システムも開示している。そのシステムは、中をファイバが通り抜ける内側チューブによって形成されており、前記内側チューブは外側チューブ装置の中に取り付けられており、そこで冷却流体が二つのチューブの間と内側チューブの内部とを連続流れで流れる。

したがって、特に改良された冷却効果が提供されるところの、加熱によって患者の治療を行う改良された装置を提供することが本発明の目的の一つである。

本発明の第一の態様によると、患者内で治療を行う装置が提供され、該装置が、画像制御システムと、加熱システムと、冷却システムと、制御システムとを具備しており：
前記画像制御システムが、患者内で識別された体積を記録するように構成されていて、前記体積はその全体が、所要温度に加熱されるべき体積であって、該体積の周囲表面によって画成される体積であり；
前記加熱システムが、患者内の体積に熱を与えるための加熱システムで：
熱源と；
縦軸線と端部とを有する侵襲的プローブであって、その端部に熱源が保持された侵襲的プローブと；
プローブの端部を前記体積の中に挿入するための、及びプローブをその軸線を中心に回転させるための駆動システムと；を具備する加熱システムであり；
前記プローブが、プローブの加熱作用が軸線の周囲の円板に存在するように、縦軸線に対してある角度の方向で熱を端部から方向付けることを引き起こすように構成され；
また、限定された角度的配向の加熱を円板内で形成する加熱ゾーンを熱の方向が画成するように前記プローブが配置構成されて、プローブが回転されたときプローブが円板内の体積の別の角度の扇形部分の加熱を引き起こすようになっており；
また、選択された扇形部分へのプローブによる熱の付与が、該扇形部分から、プローブの端部を取り囲む該扇形部分の外の体積の部分の中へ熱を移動させるように、プローブが構成され；
前記冷却システムが、プローブの周囲の部分からの熱伝導によってそこから熱を吸収するように、プローブの端部に冷却効果を与えるための冷却システムであり；
前記制御システムが、加熱システムと冷却システムとを制御するための制御システムであり；
加熱量に対してプローブへ与えられる冷却量が、プローブ端部の周囲の体積の部分が正味加熱作用を引き起こすほど十分に冷却されることを保証するように、前記冷却システムが配置構成され、前記正味加熱作用は、それによって加熱ゾーンのほぼ扇形部分だけが所要温度に加熱されて扇形部分の外の部分が所要温度に加熱されないものである。

プローブの端部の周囲の体積の部分が、正味加熱作用を引き起こすほど十分に冷却されるように、プローブへの冷却量が加熱に対して準備されることが好ましく、前記正味加熱作用は、それによって加熱ゾーンのほぼ扇形部分だけが所要温度に加熱されて、扇形部分の外の部分が所要温度に加熱されないものである。冷却が、扇形部分の外の部分を、その中の組織の凝固を引き起こすに足る温度より低く維持するように、これは好ましく準備される。したがって、プローブが回転されて新しい扇形部分内に新しい角度をとったとき、新しい扇形部分内の組織は、その扇形部分への熱の移動と伝播を妨害する予熱の状態にない。

本発明の装置又は方法、つまり上で規定された方法、又は以下に規定される方法もしくはプローブは、剛性プローブまたは可撓性プローブで使用可能であり、前記剛性プローブは、患者の身体の特定部分に直線状に挿入されることが意図されたものであり、前記可撓性プローブは、静脈もしくは動脈のような身体の部分をとおる運動で所要の場所へ案内されることが可能なものである。

最も有望で現在最も適当なエネルギー源がレーザー光である一方で、本明細書で説明されて規定される装置は、他のタイプのエネルギー源と共に使用されることも可能であり、前記他のタイプのエネルギー源は、それらが中を通って供給される通路の一方の側に導かれることができる電子ビーム又は超音波発生器のようなものである。

好適な一つの装置では、上記方法は外科手術のＭＲＩリアルタイム制御と共に用いることが可能であり、ＭＲＩのような非侵襲的検出装置が前記方法によって運転されて、ある時間帯での患者内の温度を表す一連の出力信号を、その時間の間に患者の温度が変化するとき生成する。出力信号は、温度が時間帯で変化するとき体積の少なくとも一つの温度を監視するために使用される。そしてプローブに対する熱の付与は、温度変化に応じて制御され、そこでは、体積の周囲表面における温度が監視されて、体積の周囲表面上の場所における温度の測定が、その場所に対するプローブによる加熱をいつ止めるかに関する決定要因として用いられる。しかしながら、冷却効果はＭＲＩ監視なしで用いられて、所要の体積の全てを所用の温度まで加熱できる強化された装置を提供することができる。

温度が監視されるところの方法では、前記場所に対するプローブによる加熱をいつ止めるかに関する決定は、予期されないもしくは異常な状態に起因して深刻又は危険な過昇温が体積内に生じないことを保証するために体積内の温度が監視されること以外は、体積の周囲表面における温度に基づいて行われる。

脳又は肝臓のような身体部分内の治療に剛性プローブとして使用される場合、プローブそれ自身は、必要な力を受入れるように十分に硬くまた強いか、又はプローブが中を通って挿入されるカニューレが提供されてもよく、該カニューレは、体積に直近の位置であるが体積の外側の位置まで移動される端部を有しており、プローブは、カニューレの端部から体積内に突き出た剛性端部を有している。

好適な装置では、熱源は、レーザー、及びレーザーからの光を伝える光ファイバ、及びレーザーからの光をファイバに対して所定の方向に方向付けるためのファイバの端部における光方向付け要素であって、円板内に限定された角度的配向を形成する光方向付け要素を具備する。

容易に制御可能なプロセスで、必要レベルの冷却を提供する特に好適な装置によると：
プローブに沿って供給源からプローブの端部まで延在する冷却用の供給ダクトを設けることと；
冷却流体を気体として膨張させることによって冷却効果を生み出すように、減圧膨張ゾーンをプローブの端部に設けことと；
プローブの端部から膨張気体を戻すための戻りダクトをプローブに設けることと；によりプローブの端部が冷却される。

この装置では、戻りダクトは供給ダクトよりも大きな断面積のものであることが好ましく、また供給ダクトはその端部に制限オリフィスを含んでいる。冷却効果を制御するパラメーターは、オリフィスの直径、膨張容積、及び戻りダクト面積である。オリフィス面積に対する戻りダクト面積の比率は２０から５００の範囲に存在し得る。

プローブがチューブを具備するところでは、供給ダクトは該チューブの内側に配置されて、戻りダクトはチューブの内面によって形成されることが好ましい。

この装置では、供給ダクトは、管として前記チューブの内面に取り付けられ、またファイバそれ自身も内側に取り付けられる。

この装置では、オリフィスは、絞り弁またはネックによって、プローブの端部の膨張チャンバの直ぐ上流の供給ダクトに設けられる。

ファイバが、ファイバの面取り端面を有するところで、前記面取り端面は、光エネルギーを側方に導くための反射コーティングを面取り端面の上に含んでいる。面取り端面の配置構成は、冷却流体が湧出するのではなく面取り端面が気体中に配置されるという利点又は特徴を有することができ、前記冷却流体は、コーティングがない場合、コーティングの反射特性に干渉し、したがって光の正しい制御と方向とに干渉する。

この装置では、面取り端面は、４５度で真直ぐに配列されて、光の方向をファイバの軸線に直角なラジアル平面内に完全に存在するように提供する。面取り端面は、二つの異なる波長の光を反射するように構成されたコーティングを保持している。

冷却効果を精確に制御して所要の正味加熱を維持するために、温度センサーがプローブの端部に備えられることが好ましく、前記温度センサーは、それ用の接続線がプローブを通り抜けてプローブの外の制御システムに通じた状態で、チューブの内側に配置される。

好ましくは、プローブの端部の温度は、流体の圧力をそれが供給ダクトを通って供給されるときに変化させることによって制御されることが好ましい。この装置は、温度が摂氏約０℃からマイナス２０℃の間で維持されることを可能にし、前記温度は、正味加熱作用のための、プローブに対する所要レベルの冷却を提供する。

本発明の第二の態様によると、患者内で治療を行うための装置が提供されていて、該装置が：
患者の中の体積に熱を与えるための加熱システムであって、熱源を含む加熱システムと；
侵襲的プローブであって、その端部に熱源が担持されている侵襲的プローブと；
プローブに沿う供給ダクトであって、供給源からプローブの端部まで延在する、冷却流体用の供給ダクトと；
プローブの端部における膨張ゾーンであって、冷却流体を気体として膨張させることによって冷却効果を生み出すように配置構成された膨張ゾーンと；
プローブの端部から膨張気体を戻すための、プローブに沿う戻りダクトと；を具備している。

ここで本発明の一実施例が、添付図面と関連して説明される。

ＭＲＩ制御レーザー治療を実行するための装置が、図１に概略的に示されている。装置は、遮蔽室１１内に設けられた磁石１０を含む磁気共鳴画像診断装置を具備している。磁石１０は、任意の適切な構造のものであってよく、また多くの異なる磁石装置が異なる製造者から入手可能である。磁石は、磁界の変化を生み出すための界磁コイルを含んでおり、前記界磁コイルは、この場合患者１３として示されるサンプルから信号を受信する無線周波数アンテナコイルと共に、本技術分野に知識を有する者にはよく知られているので示されない。

患者１３は、患者支持テーブル１４上に横たわり、前記患者支持テーブル１４上で支持され、また手術の手順のための動きに対して拘束される。磁石の磁界は、入力制御線１５で制御され、またアンテナコイルからの出力が出力線１６に供給され、前記入力制御線１５と出力線１６の両方が外科医インターフェイス１７を通して在来のＭＲＩ制御コンソール１８に通じている。ＭＲＩコンソール及び磁石は、それらが本技術分野に知識を有する者にはよく知られ、また多くの異なる製造者から入手可能であるので、概略的にだけ示されている。

装置は、光ファイバ２０を含むレーザー治療装置を含んでおり、前記光ファイバ２０は、室１１の外に取り付けられたレーザー２１から光の形にある熱エネルギーを伝達する。ファイバは室の中へ先端２１まで延びて（図２）、そこでエネルギーは、この後論述されるように患者の要部の中に放出される。患者内でのファイバ２０の位置及びファイバの配向は、一定の調整可能位置で定位フレーム２３に支持された駆動モーター２２によって制御される。モーターは、制御線２４をとおして装置制御器２５に通じている。一般的に装置制御器は、モーター２２の運動を操作するため及びレーザー２１からの出力を操作するために、ＭＲＩコンソールと、モーター２２の位置検出器とから情報を受信して、患者の身体内の部分に付与される熱エネルギーの場所と量とを制御する。

患者テーブル１４が拡大された縮尺で図２に示されており、前記患者テーブル１４に定位フレーム２３が取り付けられ、その結果フレームは、テーブルに対して固定されて患者の頭部２６の上に延在する。フレームは、概略的に示されており、また適切な詳細は本技術分野に知識を有する者にはよく知られているが、モーター２２をそのブラケット２７でフレームの所定の位置に担持する。モーターのフレーム上での位置は、手術中には固定されたままであるが、フレーム２３のアーチに沿ってアーチの方向２８で調節可能である。フレーム２３も、テーブル１４上で前又は後へ調節されることが可能である。ブラケット２７も、フレーム内のポイント３０を中心にしたモーターの回転を可能にし、その結果モーターから前方に突出しているファイバの方向をフレームに対して変化させることができる。

装置は、剛性カニューレ３１を更に含んでおり、前記カニューレ３１は、ファイバ２０を取り囲み、またカニューレ内におけるファイバの縦方向の滑動運動及び回転運動を可能にする一方で、ファイバをカニューレの軸線方向で概ね保持するように配置構成されている。カニューレは、セラミックのような適切に硬いＭＲＩ両立性材料で作られており、その結果カニューレは、硬く曲げに抵抗し、また外科医がカニューレを患者の身体部分内の所望の場所に挿入するのを可能にするのに十分な強さを有している。

図示された装置では、装置は、患者の脳３３内の腫瘍３２の手術をするために配置されている。したがって、外科医は、患者の頭蓋骨に開口３４をあけて、ファイバ２０のない状態で、カニューレ３１を開口３４をとおして腫瘍３２の前端へ導く。

腫瘍の位置は、境界を定義するための、従来の外科的及び解剖学的技法を使ってＭＲＩの初期の試験の組で決められ、前記境界は、脳の体積内の閉曲面であって、腫瘍の端を構成する。外科医は、外科的分析によって患者の肉体のどの部分が除去されるべきかを正確に決めるが、前記外科的分析は、分析が実行されて閉曲面を定義することができるようにするために、従来の外科技法が当業者に利用可能であると言う以外には、本発明の一部ではない。

カニューレの挿入角度は、もちろんそれが、主要な血管のような貫通されるべきでない患者の領域をできる限り避けるように、及びカニューレが外側表面に達したとき、それが腫瘍の中心に向いているように方向付けられて配置される。

図３において、参照符号２０で全体として示された光ファイバ構造体は、レーザーにおける入口端（非図示）と、遠隔端部３６とを有する実際のガラスファイバ要素３５を含んでいる。ビーム３７の形のレーザーエネルギーを端部３６の一方の側に導く反射器が、遠い端部に設けられている。したがって、ビーム３７は、ファイバの長さに対してほぼ直角にかつファイバの軸線を中心にした小さな角度の範囲で方向付けられる。ビーム３７は、１２〜１５度のオーダーの円錐角を有する円錐を形作る。そのようなファイバは、ファイバの長さに対して直角に光を方向付ける反射器を含んで市販品として入手可能である。

参照符号３５で示されるファイバ要素それ自身は、しかしながら、ファイバをモーター２２内で操縦可能にするために外囲器に入れられている。ファイバの周囲にスリーブ３８が形成されており、前記スリーブ３８は、第一の端部３９と第二の長い部分４０とを含んでいる。端部３９は先端３６を囲んでおり、前記先端３６は端部の先端４１から距離をあけられている。端部は、７〜１１ｃｍのオーダーの長さで延びている。第二の長い部分３８は、４８〜７７ｃｍのオーダーの長さのものであり、前端４１から後端４２まで延びている。端部３９は、ガラスのような硬い材料で作られている。長い後の部分４０は、ガラスより脆くないがファイバのたわみとねじり剛性とを維持する硬い材料で作られており、その結果、ファイバの先端３６を腫瘍内の所望の位置に移動させるためにスリーブ部分４０に力を加えることが可能である。第二の部分４０は繊維強化プラスチックのような材料で作られる。

二つの部分は、共に接合されて、カニューレを通る滑り嵌めとして選択される共通又は一定の直径の一体構造体を形作る。硬い前部分は、それが腫瘍の前縁又は最近接縁におけるカニューレの端から腫瘍の後縁まで延びることができるような長さを有する。平均的な腫瘍は０．５〜５ｃｍのオーダーの直径を有しており、その結果前部分の上記長さは、カニューレの端部の中に１．２５ｃｍのオーダーの部分を残す一方で、腫瘍の全直径をとおして延びるのに十分である。このようにして、実質的に硬い前部分は、カニューレ内の前方部分のどんな曲がりも捩れもなしに、ファイバの前方部分をカニューレの軸線にほぼ直接に沿って延びるように維持する。第二の長い部分は、これが完全な構造体を提供するのでガラスから作られておらず、前記ガラスは、任意の曲げ荷重を受けて構造体に亀裂を生じさせるか又は破損させる危険なしに外科医がその構造体をカニューレの中に挿入することを可能にするには脆すぎる。したがって、脆性がより小さい材料が選択され、前記材料は、以下に説明するように、カニューレの中への構造体の手動挿入によって生じるいくらかの曲げ荷重を受入れることができ、またさらに縦方向運動及び回転運動からの力を伝えることができる。

スリーブ部分４０は、それに取り付けられた第一の多角形又は非円形部分４４と第二のエンドストップ部分４５とを有している。駆動部分４４及び４５の両方は、駆動動作を第二の部分に伝えるように、第二の部分に接続されている。したがって、多角形部分４４は、第二の部分とそれ故ファイバとをその全長に沿ってファイバの縦軸線を中心に回転させるように働く駆動部材と共同するように配置される。第二エンドストップ部分４５は、第二の部分とそれ故ファイバを縦方向に移動させる縦方向可動駆動要素と協働するように配置される。このようにして、先端３６は、それがカニューレの外端部をただ外側に越えて突き出ているところの初期位置から、身体の腫瘍の中へ、先端が腫瘍の遠端部へ到達するまで移動されることが可能である。更に、熱エネルギーが軸線の周囲の選択された角度で付与可能であるように、先端は、ファイバの軸線を中心に回転可能である。したがって、先端の縦方向運動と回転とを選択的に制御することによって、熱エネルギーを、カニューレの端部からカニューレの軸線に沿ってカニューレから離れるように延在する円筒状体積の全体に渡って付与することができる。さらに、任意の縦方向位置及び角度的配向で付与される熱エネルギー量を制御することによって、カニューレの軸線から離れて所望の深さに達するように熱エネルギーが発生されて、腫瘍の体積を腫瘍の境界を画定する所定の閉曲面ヘ一致させる強度での、患者の身体部分の選択された体積の加熱が達成される。

図４に示されるように、非円形断面の駆動部分４４は、高さが幅より大きい四角形である。しかしながら、断面が駆動部分の長さに沿って一定であり、かつ駆動部分が周囲の駆動部材と協働してそこから回転駆動力を受けることができるなら、もちろん他の非円形形状を使用することが可能である。エンドストップ部材４５は、操作者がファイバを駆動モーターに挿入するのを助けるために除去された頂部区分４５Ａをもつ概ね円筒状のものである。

ここで図５及び６を参照すると、先端３６の縦方向運動及び回転運動をさせるために駆動部材４４及び４５をとおしたファイバへの駆動作用をスリーブ３８へもたらすための駆動モーター２２がより詳細に示されている。

駆動モーターは、上半分５１と下半分５２とにより形成されたハウジング５０を具備しており、前記上半分５１と下半分５２の両方は、ファイバがハウジングの中心に沿って軸方向に延在する状態で駆動要素を取り囲むために共に係合する二つの部分を備える半円筒形状のものである。ハウジングの前部５３に、孔５４を形成するボスが設けられ、前記孔５４の中でスリーブ３８は滑り嵌めを形成する。これは、スリーブの運動をハウジングの前端部で案内するように働く。

ハウジング内に、第一環状マウント５５、及び第一のものから後方に離されて第二環状マウント５６が設けられている。第一環状マウントと前部のボスとの間に第一エンコーダ５７が、また第二環状マウント５６の後に第二エンコーダ５８が設けられている。

第一環状マウント５５は、第一回転駆動円板５９をベアリング６０に取り付ける。第二環状マウントは、第二駆動円板６１をベアリング６２で支持する。駆動円板の各々は、概ね平坦な円板部分を含んだ同一形状のものであり、また円板の後部に円板部分と共通の軸線にある円筒状部分６３をもっている。ベアリングは、環状部分５５、５６の円筒状内面と、円筒状部分６３の外面との間に取り付けられる。したがって、円板の各々は、ハウジングの軸線に沿うファイバの軸線を中心にした回転のために取り付けられる。

円板５９は中央プラグ部分６４を含んでおり、前記中央プラグ部分６４は、円板部分の中央穴を塞ぎ、また円筒状部分６３の中に突き出ている。プラグ部分は、駆動面６６に収束する面取りされた導入部分６５若しくは円錐台導入部分６５を有しており、前記駆動面６６は、駆動部材４４を取り囲みまた駆動部材４４と共通の断面形状を有している。したがって、スリーブ３８の先端部分４１は、ハウジングの軸線に沿って滑動可能でありまた円錐導入部分６５に係合することが可能であり、駆動部材４４が面６６に係合するまで駆動面又は孔６６を通り抜ける。所定の位置で、円板５９の回転が、スリーブ３８を回転させ、それ故ファイバを回転させる。駆動部分４４は、一定の断面形をもっているので、それは駆動面６６の中を前後に滑動することができる。

円板６１は、プラグ部材６７を含んでおり、前記プラグ部材６７は円板部材６１の中央開口に係合する。プラグ６７は内面６８を有しており、前記内面６８は、送りねじ６９と協働するためにめねじを形成している。送りねじ６９は、内孔７０を有しており、前記内孔７０は、スリーブ３８が孔７０に対して自由に回転しまた移動するように、スリーブ３８を取り囲んでいる。送りねじ６９は、円板６１の円筒状部分６３も通り抜ける。しかしながら、円板６１の回転は、送りねじをハウジングの軸線及びそれ故スリーブ３８の軸線の縦方向に駆動するように働く。送りねじの後端７１は、クランプ部材７２に取り付けられている。クランプ部材７２は、送りねじの後端７１に取り付けられた固定第一部分７３と、緩い第二部分７４とを含んでおり、前記緩い第二部分７４は、エンドストップ部材４５をクランプ部材内の所定の位置にクランプするように、クランプされて固定部分に係合することが可能である。緩い部分７４は、ねじ７５によって所定の場所に締め付けられる。エンドストップ４５の頂部部分４５Ａは、送りねじに対してスリーブ３８を方向付けるように、固定部分７３の栓受７６に係合する。

円板５９及び６１は、駆動モーター７７及び７８それぞれによりラチェット動作で駆動される。好適な実施例では、駆動モーターは圧電駆動要素で提供され、そこでは圧電性結晶が振動させられて、往復動作を始動し、前記往復動作はラチェットプロセスによってそれぞれの円板を角度的に回転させるために使用される。

圧電性結晶７７及び７８の往復動作は、円板５９と協働する二つのそのようなモーター７７と、円板６１と協働する二つのモーター７８とによって提供される。各モーターは、ハウジングに適切に装着された取付けブラケット７７Ａ、７８Ａに保持される。

エンドクランプ７２は断面が概ね四角形であり、またハウジング内の対応する四角形断面のダクト７２Ａの中で滑動する。したがって、ファイバが送りねじに対して自由に回転する一方で、送りねじ６９は、回転に対して保持され、また円板６１の回転によって軸方向に駆動される。

他の代替の装置（非図示）では、ラチェット動作が、室１１の外側の装置制御器２５から駆動される縦方向に移動可能なケーブルによって実施可能である。更に別の代替装置では、モーターは油圧又は空気圧モーターを具備しており、前記油圧又は空気圧モーターは、空気圧又は油圧駆動原動力の往復運動によってやはりラチェット動作を行う。

このように円板のそれぞれの一つの選択された回転は、適切な原動力をそれぞれのモーターに供給することによって達成可能である。

それぞれのエンコーダ５７、５８は、円板の、特にエンコーダの内部に突き出ている円板のスリーブ部分６３の瞬間の位置を検出する。したがって、スリーブ部分は、エンコーダがそれぞれの円板の角度的配向を正確に検出することを可能にする適切な素子を担持している。このやりかたで、円板の位置は、ファイバの角度的配向を制御するために円板５９を正確に動かしかつファイバの縦方向位置を制御するために円板６１を正確に動かす装置制御器２５によって制御されることが可能である。もちろん縦方向位置は、エンドストップ４５を縦方向に運ぶ送りねじを縦方向に移動させることにより獲得される。運動は独立しており、その結果ファイバは、縦方向で静止状態を維持する間に回転することができる。

磁石及びＭＲＩ装置が動作している間にファイバのモーター駆動運動が利用されるので、室１１内に設置されているモーター及び関連する制御要素がＭＲＩ装置と両立できることが最も重要である。このために、電源または制御ケーブル２４及びモーターの両方は、磁界に反応する強磁性構成要素とは無関係のものでなければならない。さらに、駆動モーター２２及びケーブル２４の両方は、ＭＲＩ分析が有効であるために検出されなければならない小さな無線周波数信号との干渉に対して適切に遮蔽されていることが必要である。

従って図７で示されるように、室１１は、磁石の在る室内の領域への電磁妨害雑音の進入を防ぐ導体によって取り囲まれている。更に、ケーブル２４及びモーター２２は、導体８０によって囲まれており、モーター及びケーブルの全体が、壁内の導体に接続された導体８０内に入れられるように、前記導体８０は壁１１における導体の開口８１を通って、外囲器の壁８３内のケーブルポート８２をとおって延在している。かくして、導体８０は、遮蔽における“虫食い穴”として機能し、モーター２２及びケーブル２４を遮蔽に対する室の周辺における外部として有効に維持する。円板を駆動するために圧電性結晶を使用することは、特に適しており、またＭＲＩ装置との格別の両立性を提供するが、他の駆動システムも前述したように使用可能である。

手術の方法において、患者は患者テーブルに配置され、患者の頭部が磁石の中に固定されて人為的な動きを防ぐように拘束される。次にＭＲＩ装置は、在来の方法で運転されて、摘出されるべき通常は腫瘍の部分の画像を作り出す。次に外科医が一人で、又は本技術分野に知識を有する者には入手可能な適切なソフトウェアと共に、作り出された画像を分析して、図８の参照符号９０で示されるような、腫瘍の体積を取り囲みかつ腫瘍の外辺部を画成する閉鎖領域の位置を突き止める。また外科医は、介在する組織に対する損傷を避けるため、及び不規則な形状の腫瘍の中心への最良の進路を提供するため、カニューレを腫瘍に導く最良のルートを決定する。

カニューレの進路と方向とが決定されると、開口３４が形成されて、前述されたようにカニューレが挿入される。

カニューレが所定の位置にある状態で、モーターがフレームに取り付けられて、フレームが調節されて、ファイバがカニューレの長さに直接に沿って挿入可能であるようにモーターが配置される。モーターがカニューレの軸線に沿って適切に整列されると、ファイバは、モーターの孔を通ってカニューレの中に挿入されて、先端がカニューレの外端から少し現れるまでカニューレをとおして延在する。モーターのカニューレからの距離は、送りねじが完全に引き込まれ且つエンドストップがクランプ７２に配置されたときに、先端がカニューレの端にちょうど達するように調節可能である。

モーター及びファイバがそのように組み立てられると、ＭＲＩ装置は、境界ゾーン９０における温度測定値を生成する試験を実行するように準備される。温度は、いくつかの離れた場所における単純なものではなく境界の表面領域全体にわたって検出される。温度を検出する試験が続けられる間に、ファイバは縦方向に移動されて、腫瘍の体積の少し内側の第一位置で手術を開始する。ビームの選択された角度的配向で、照射パルスがレーザーによって照射されてビーム３７によって腫瘍の中に伝えられる。境界層９０の温度が検出されている間、パルスは持続される。パルスは熱エネルギーを腫瘍の体積に供給するので、腫瘍が、基本的にビームによって形成される扇形ゾーンで局部的に加熱されるだけでなく、熱は、腫瘍それ自体の性質に依存する割合でビームの体積から腫瘍の他の部分に伝導される。凝固が生じる所定且つ所要の温度へ境界層９０の温度が上昇されるまで、ビームによって形成される局部的領域における加熱がそれ故継続される。最終的な所要温度は通常は５５から６５℃のオーダーの範囲にある。しかしながら、加熱が休止された瞬間の所定温度は、下にある組織からの熱伝導に起因して生じる二次的加熱を受入れるべくこの温度より低い。境界層がこの温度に達すると、円板内の扇形ゾーンにおける加熱は中止されて、ファイバは、加熱されるべき腫瘍の次の扇形ゾーンへ移動するために、他の円板へ縦方向に若しくは他の扇形部分へ角度的に移動されるかのいずれか又は両方である。境界温度の検出が、行き過ぎを防止するために、リアルタイムで十分速く行われるので、あらかじめパルスの必要数を予測する必要はない。しかしながら、初期的に大きなパワーを与えてある時間の後にパワーを減ずることによって、熱エネルギーの付与をできるだけ速く行うために、予測が、ある状況では行われることがある。

手術の継続時間を最小にするように、加熱を可能な限り速く行うことがもちろん望ましい。このために、毎秒パルス数又は熱源のパワーが、初期的な分析で検出された腫瘍の特性に応じた前述の予測に基づいて変えられてもよい。従って装置は、それが不規則形状病変部の加熱ゾーンを制御できるように、熱源のエネルギーパルスレート又はパワー時間履歴を変化させて、熱が誘導される病変部の貫入深さを変えてよい。

しかしながら、エネルギー付与レートは、温度上昇が速過ぎて、境界における所望の温度からの行過ぎが境界の外の組織に対する損傷の可能性と共に生じるほど高いことは不可能である。エネルギー適用レートは従って、行過ぎの可能性なしに境界の所要温度を達成するために、腫瘍の大きさと密度とに応じて選択されて制御されたレートで加熱を実施する。熱付与レートをファイバの軸線からの境界までの距離に応じて変化させることも可能である。かくしてファイバの軸線が、図８において参照符号９１で示され、また境界までのビームの第一距離９２は、ファイバの腫瘍への導入点では比較的短く、腫瘍の中央の近くで大きな第二距離９３へ増大する。毎秒パルス数に加えて病変部への貫入を最大にするためにレーザーエネルギーのパワー時間履歴を調整することも可能である。つまり、最初に短時間の高パワーを使用し、次にパワーを特定の場所における治療の継続時間全体をとおして一定の割合で低下させることである。

場合によっては、境界の温度が所望の温度に達するまで、ファイバを第一の選択された縦方向位置と第一の選択された角度的配向とで静止したままで保持することが望ましい。この場合には、次に第二の角度的配向での加熱を開始するために、ファイバはビーム角にほぼ等しい角度で回転されて、第二の配向における加熱が終了した場合に限ってファイバは次の角度方向に回転される。このようにして加熱が各位置で実施されて、全ての角度的配向が完了するまでファイバが次の配向位置へ回転される。

腫瘍の第一の円板形状部分がこのように加熱された後、ファイバは、加熱される腫瘍の次の円板形状体積が、所要温度まで加熱されない腫瘍の局部的部分を介在させることなく腫瘍構造の全てを含むことを保証するように、その場所の腫瘍の直径に応じ且つビーム角度に応じた距離で縦方向に移動される。従って、ファイバは、段階的に縦方向に移動され、前記段階は、初期的な分析によって決定された腫瘍の直径及び構造に応じて距離が変化する。しかしながら、腫瘍の全加熱は、境界内部の腫瘍の温度の分析の必要性又は腫瘍内の温度勾配計算の必要性なしに境界温度によって決定されることが好ましい。

腫瘍の全境界が所定の凝固温度で加熱されたとき、治療は完了して、装置は、患者からファイバとカニューレを取り除くために分解される。

装置は、加熱の直接且つ正確な制御を腫瘍の境界によって形成される表面領域における温度を制御することによって可能にし、その結果、腫瘍の外の領域を凝固温度を超えて加熱する危険性無しに、腫瘍の体積の全体が所要の温度まで適切に加熱される。

ファイバをとおして付与される熱エネルギーの量を最大にすることによって大きな腫瘍の治療を行うために、ファイバの端を直接に取り囲む組織の部分の過熱を回避するように、ファイバの端を直接に取り囲む組織の冷却を実施することが非常に望ましい。凝固温度を超えた過熱は、それが、熱エネルギーの更なる伝達を抑制し且つプローブを損傷する可能性のある炭化を引き起こすので受入れられないものである。従って冷却なしでは、付与される熱エネルギーの量を制限することが通常は必要である。エネルギーが組織内で放散されるとき、エネルギー付与のレートにおけるそのような制限は、腫瘍の外側部分が所要の凝固温度まで加熱されることをエネルギーの放散が妨げるので、治療されるべき腫瘍の大きさを制限する。

従って図９及び１０で、変更されたレーザープローブが示されており、前記レーザープローブは前述のプローブの代わりに使用可能であり、それは、直径が増大したものであるので、構造の寸法に対する軽微な変更が、変更されたプローブを収容するために必要である。

修正プローブ１００はファイバ１０１を具備しており、前記ファイバ１０１は、前述された光分散装置を含む先端部１０２から、前述されたようなファイバの反対側の端における適切な光源まで延在している。プローブは、ファイバ用多管腔押出しプラスチックカテーテルの形をした支持チューブ１０３を具備しており、前記支持チューブ１０３は、先端１０２から少し短いチューブの端１０４からファイバに沿って前述のファイバ駆動システムを越える位置まで延在している。したがってチューブ１０３は、チューブをとおして延在する円筒状ダクト１０４を含んでおり、また該第一のダクトに平行でチューブの円筒状外表面１０７内に配置されたさらに別の二つのダクト１０５及び１０６も備えている。

支持チューブ１０３は、その外端１０４とは反対側の端にカップリング１０８を有しており、前記カップリング１０８は、端１０９の上に成形されていて、個別の供給チューブ１１０、１１１、及び１１２を結合し、前記個別の供給チューブ１１０、１１１、及び１１２は、各々がダクト１０４、１０５、及び１０６のそれぞれの一つに接続されている。

このタイプの多管腔カテーテルは、市販されており、また適切な材料から押出されて、所要の寸法と物理特性とを提供することができる。従って、ダクト１０４は、ファイバの外径をぴったりと受容するように寸法が定められており、その結果ファイバはダクトチューブ１１０を通ってダクト１０４に供給されることが可能で、また先端１０２が端１０４で露出されるまで支持チューブの中を滑動することができる。

所要の寸法と剛性を備えるチューブ材料が入手可能である一方で、しかしながら多くの場合、チューブ材料は、それが側方に曲がりまた捩れるように柔軟性を有している。したがって支持チューブは、任意選択の補剛チューブもしくはスリーブ１１４の中に装着され、前記補剛チューブもしくはスリーブ１１４は、先端１０２から遠い端１１５から先端１０２に隣接する第二の端１０６まで延在している。しかしながら端１１６は、チューブ１０３の端１０４から後方に離間されていて、次に端１０４は先端１０２から離間されている。端１０６から先端１０２までの距離は、２５．４ｍｍ（１in）のオーダーの長さ未満で設けられている。補剛チューブ１１４は、それがＭＲＩと両立するように、非強磁性の適切な硬い材料で作られている。支持チューブ１０３は、それが補剛チューブ内で回転できないように及び補剛チューブ内で側方に移動できないように、補剛チューブ１１４内で接合されている。補剛チューブは、チタン、セラミック、又はＭＲＩの磁界に適合できる他の材料から製造されることが好ましい。チタンは、ＭＲＩ画像内に人為的な影響を生み出す。この理由のために、端１１６は、先端１０２から可能な限り離間され、その結果人為的な影響は、組織の正確な画像を可能にするように先端から取り除かれる。

補剛チューブ１１４の端１１６に、スリーブ１２１とドーム状頭もしくは尖頭１２２との形のカプセル１２０が設けられている。スリーブは、チューブ１０３の露出部分の周りに密封外囲器を提供するように補剛チューブの端１１６を取り囲んでそこに接合されている。カプセル１２０は、石英ガラスで作られていて、先端１０２から分配される光エネルギーの放散を可能にするべく透明である。補剛チューブの端の、先端からの距離は、カプセルの所要の長さが所要の透明材料で合理的に製造され得る長さを超えないように、準備される。

チューブ１１１は冷却流体の供給源１２５に接続されており、またチューブ１１２は冷却流体用の戻り捕集部１２６に接続されている。従って、冷却流体は、ダクト１０５をとおして送り込まれてチューブ１０３の端１０４からカプセルの中に放出され、次にダクト１０６を通って戻される。冷却流体は、単純に液体窒素であることが可能であり、前記液体窒素は極低温度において窒素ガスに膨張することが可能で、そして前記窒素ガスは、気体の圧力のもとでダクト１０５をとおって送り込まれてダクト１０６を通って戻され、そこで窒素ガスは単純に戻り部１２６において大気に放出可能である。

代替の装置では、供給源１２５及び戻り部１２６が冷凍サイクルの一部を形成し、そこでは、カプセル１２０の周囲の組織から熱を供給源の終端部における冷却部分に運ぶように、適切な冷媒が供給源の終端部で圧縮及び凝縮され、そしてカプセル１２０の冷却ゾーンで蒸発される。

前述の装置は、気体のまたは液体の形にある冷却流体のダクト１０５及び１０６をとおした有効な供給を可能にし、またファイバ１０１を有効に支持もし、その結果ファイバは、補剛チューブ１１４に対する側方への運動又は回転運動に耐える。したがってファイバの先端１０２の場所は、補剛チューブに対して厳密に制御され、また補剛チューブは、図９に概略的に示されるカップリング１３０及び１３１によって駆動されるが、本書で先に示されたような往復モーター装置によって駆動される前述のタイプのものも可能である。

先端部の冷却が、膨張ゾーンへの気体の膨張を使って達成される、代替のプローブの先端部が図１１及び１２に示されている。プローブの他の部分及びその動きは前述されたものにほぼ同じであるので、先端だけが示されている。

したがってプローブは、ＭＲＩとの両立性があって（非強磁性体）侵襲的治療法に適している例えばチタンのような適切な材料の剛性チューブ２００を具備している。さらに小さい冷却流体供給チューブ２０２も別個に形成されていて、外側のチューブ２００の内面に接着剤によって取り付けられている。光ファイバ２０４もまた、それがチューブ２０２に対して好ましく正反対側に対峙されるように接着剤によって外側のチューブの内面に取り付けられている。

チューブ２０２は、チューブ２０２の端に近接する縮小された直径の首部分を形成するために、参照符号２０５で示されるその端部をスエージ加工されており、また前記端部はチューブ２００の端を越えて飛び出している。したがって製造時に押出しチューブ２００は、外側チューブがラジアル平面で終端するところの先端２０７を形成するように、ある長さに切断される。先端２０５は、首部分２０５が、０．０７６〜０．１２７ｍｍ（０．００３〜０．００５ｉｎ）のオーダーの内径又はオリフィスを有するように適切な工具によってスエージ加工される。

ファイバ２０４は、ファイバ２０４の先端部２０８が端２０７を越えてファイバの面取り端面２０９まで突出するようにチューブ２０１に取り付けられており、前記面取り端面２０９は、４５度で切断されてファイバの端部反射平面を形成する。

端２０７は、石英のような適切な材料で形作られた成形端部カプセル２１によって覆われて収容されており、また前記成形端部カプセルは、スリーブ部分２１１を含んでいて、前記スリーブ部分２１１は密接してチューブ２００の終わりの部分を取り囲み、また端２０７を越えて、カプセルを閉じる端面２１２まで延在している。端面２１２は先細にされてノーズ２１３を形成し、前記ノーズ２１３は、前述されたような所要の場所へのプローブの挿入を可能にする。チューブ２００の端部は、カプセルがチューブの主要部分の外径に合う外径を有するように、直径が縮小されてよい。しかしながら図示された装置では、カプセルは外側表面に形成され、その結果、カプセルの外径はチューブの外径より大きくまたカプセルの内径はチューブの外径に等しい。

熱電対２１４が、外側チューブ２００内の端２０７で光ファイバ２０４に取り付けられており、また接続線２１５を含んでおり、前記接続線２１５は、熱電対から、参照符号２２６で概略的に示される制御ユニットまで延びている。かくして熱電対は、カプセル内の端２０７における温度指示を生み出すセンサーを提供する。カプセルは、端２０７を越えた石英カプセル内に閉鎖膨張チャンバを形成するように、チューブ２００の外側表面に溶着又は接着される。カプセルの内面２１６はチューブ２００の外側表面と同じ直径のものであり、その結果、チューブ２００の端を越えた膨張チャンバは、チューブ２００と同じ外側寸法を有する。

カプセルは透明であって、ファイバ２０４の端面２０９からのレーザー光の反射ビームが、ファイバの縦軸線に対してほぼ直角でかつ縦軸線によって規定される軸方向平面内に制限された角度方向で透明カプセルをとおして放散可能になる。

チューブ２０２は、その先端とは反対側の端で流体供給源２１９に接続されており、前記流体供給源２１９は、二酸化炭素又は亜酸化窒素のような適切な冷却流体の加圧供給源を形成している。流体供給源２１９は制御ユニット２１６によって制御されて、チューブ２０２に対する流体供給源内の所定の圧力を生み出し、前記所定の圧力は、オリフィス２０５を通る流体の流量を変化させるために変えることができる。流体は、冷却されないで平常の室温で供給される。流体は、この圧力及び温度では普通は気体であるが、それらが膨張チャンバ内の圧力で気体を構成し、したがって冷却効果を与えるための、制限オリフィスをとおした膨張チャンバ内への断熱気体膨脹が実現すると仮定すると、液体の流体が使用されることも可能である。

したがって制限オリフィスは、膨張チャンバの断面積及びチューブ２０１の内部によって提供される戻りダクトの断面積よりはるかに小さい断面積を有している。戻りチューブ２０１の有効断面積を減じる品目は、光ファイバ、供給チューブ、熱電対の二本の線、熱電対の線を光ファイバに固定する収縮チューブ、及び該品目を（排出ダクトの入口において）所定の場所に接着するために使用される接着剤である。計算に含まれる接着剤の面積を除くと、排出ダクト面積は、直径０．１０２ｍｍ（０．００４ｉｎ）（目標サイズ）の供給オリフィスより約３００倍大きい。接着剤によって占められる面積を考慮したとき、チューブの外側に取り付けられる石英カプセルの一実施例における排出ダクト入口面積は、直径０．１０２ｍｍ（０．００４ｉｎ）のオリフィスより約２００から２５０倍大きい。カプセルの外径がチューブと同じ装置に関しては、排出ダクト面積は、直径０．１０２ｍｍ（０．００４ｉｎ）のオリフィスに対して９０倍の入口面積である。オリフィスは、０．０７６ｍｍ（０．００３ｉｎ）と０．１２７ｍｍ（０．００５ｉｎ）との間にあって、１５８／１及び５７／１の比率をそれぞれ与えることも可能である。供給チューブオリフィス単独の製造許容誤差範囲を考慮すると、排出ダクト面積はオリフィス面積より概ね１９０から５４０倍大きいであろう（接着剤が占める面積を考慮しないで）。適切な冷却を達成するためには、２００／１の気体膨脹が必要とされるということが我々の見積もりである。

これは、気体が端２０５を越えて膨張チャンバの中に流入するとき、気体が、気体として膨張することを可能にするので、カプセルとカプセルの内部とを膨張チャンバにおけるマイナス３０℃から０℃の範囲の温度で冷却する。この範囲は、周囲の組織から熱を所要の割合で引き出すように、所要のレベルの冷却をカプセルの表面に提供するのに適していると見出された。前記範囲における温度の変化は、供給源２１９からの圧力を変化させることによって達成可能であり、そして一つの例では圧力は、流量が５Ｌ／ｍｉｎのオーダーのとき、４８２６〜５８６０ｋＰａ（７００〜８５０ｐｓｉ）のオーダーの圧力である。

チューブ２０２は、０．３５６ｍｍ（０．０１４ｉｎ）のオーダーの外径を有しており、またチューブ２００は、２．０１ｍｍ（０．０７９ｉｎ）のオーダーの内径を有している。したがって、膨張チャンバからの気体用の排出ダクトは、チューブ２００の面積からチューブ２０２とファイバ２０４とによって占められる面積を差し引いた面積によって形成される流れの面積を有するチューブ２００の内面によって形成される。これは、３４４ｋＰａ（５０ｐｓｉ）のオーダーの圧力でカプセル内に形成された膨張チャンバからの気体の排出を可能にし、その結果、気体は、不活性であるなら大気に単純に放出可能であり、又は経済性が望まれるなら引き抜き装置に放出可能であるか又は冷却用に捕集されて流体供給源２１９に戻すことが可能である。先端の冷却は、レーザー又は加熱エネルギーの最適な組織貫入、及び組織炭化の低減、及び凝固ゾーンの形状の限定のために必要である。本発明で利用される気体膨脹は、このデバイスに必要な高いパワー密度に適した装置を実現して、レーザー加熱システムによって供給されるエネルギーを受入れる。

ファイバ２０４の先端２０８は、それが外側チューブの内面へのファイバの取付けによってカプセル内で一定の位置に保持されるので、膨張ゾーンに精確に配置される。端２０７によって生み出されるＭＲＩへの人為的影響がファイバの端面から十分に取り除かれて、ファイバ端面内の温度を監視することにおける困難さを回避するように、ファイバは、端２０７の十分前方に配置される。チューブ２０２の出口オリフィスも、それによってファイバの端面に生み出される冷却効果をともなって配置されるように、端２０７の前方に配置される。

端面２０９は、膨張チャンバ２１６内に配置され、その結果端面２０９は、膨張チャンバ内で液体を含まない気体によって取り囲まれる。したがって実際には、端面２０９上には凝縮物もしくは膨張チャンバ内の他の液体物質も存在せず、そうでなければ端面２０９の反射特性に干渉するであろう。

端面２０９は、二重誘電体膜のような反射コーティングで被覆される。これは、レーザー光の二つの所要の波長で反射を提供し、前記二つの波長は、Ｈｅ−Ｎｅのような可視ガイドビームとして及びＮｄ：ＹＡＧのような熱エネルギー源として利用される。代替のコーティングは金であり、金は単独で二波長における反射を提供する。

本発明の装置は、解剖学的画像と磁気共鳴熱プロファイリングの両方に関するＭＲＩの卓越した両立性を提供する。

手術中に、膨張ゾーン内の温度は、ファイバ２０４をとおして供給される熱エネルギー量に関係する所定の温度レベルでその温度が維持されるように、センサー２１４によって監視される。したがって流体供給源内の圧力は、温熱療法プロセスの間にその所定の設定レベルに温度を維持するように変化させられる。

前述したように、プローブは治療されるべき体積内の軸方向位置に移動され、またプローブは、ビームＢによって形成される加熱ゾーンを端面２０９の周囲の円板面又はラジアル面内の複数の扇形部分の各々の中に回転させるように、段階的に回転される。ラジアル面の各扇形部分の中で、カプセルを通ってその扇形部分の組織の中に伝えられるビームＢによって熱エネルギーが供給される。熱エネルギーは、隣接する組織内への光エネルギー反射と、加熱された組織から周囲の組織への熱伝導との両方によってその扇形部分から放散される。

カプセルの表面は、ある温度に冷却され、その結果カプセルは、扇形部分から周囲の組織への熱の放散もしくは伝達にほぼ等しい割合で周囲の組織から熱を吸収するように働く。したがって加熱作用の正味の結果は、扇形部分だけが加熱されて、加熱されるべき所要の扇形部分に含まれない周囲の組織がそれに対する有効な加熱なしに維持されることであり、つまり凝固を発生させる温度への加熱がないこと、又はそうでなければ他の扇形部分内でその組織を加熱する時がきた場合に熱伝達を妨げる可能性があることである。このように、第一の扇形部分が、プローブから体積の周囲表面のその扇形部分の範囲をとおして所要の温熱療法温度まで加熱されたとき、プローブの周囲の領域の残りの組織は実際上非加熱であり、その結果炭化又は凝固は発生せず、また前記炭化又は凝固は、それが発生すると光の貫入深さを減少させまた極端な場合にはビームＢの貫入を完全に妨げる。

したがって、次に各々の扇形部分が加熱されるとき、プローブを次の扇形部分又は同一ラジアル面内の他の扇形部分へ回転することが可能であり、またその扇形部分だけの更なる加熱を実施することが可能である。

実際に一実施例では、レーザーエネルギーは、１２〜１５ワットのオーダーであることが可能で、６０から８０度のオーダーの角度を有する扇形部分の中へ１．５ｃｍのオーダーの深さまで貫入する。この貫入を、扇形部分以外の組織の残りの部分に対する加熱を引き起こすことなしに達成するために、カプセル外側をマイナス５℃のオーダーの温度へ冷却することが必要である。

セクター１、２、及び３として印をつけられた三つの別個の扇形部分で加熱された組織の断面の実際の例が図１３に示されている。中央の暗い部分は、断面のスライスを取ることを可能にするために、プローブが取り除かれる前にプローブが存在したところである。セクター２の反対側の約１００度を形作るより暗い領域は、その領域が加熱されていないことを示している。セクター１、２、及び３におけるより明るい色は、組織の凝固を示している。同様に、より暗い色（非加熱）の組織が、セクター２と３との間、並びにセクター１と２との間の小さな領域にあることが注目される。このように、本発明の冷却効果は、選択された扇形部分の外の領域への加熱を制限又は阻止する所要の効果を達成する。

チューブ２００は、上で示された実施例において、特定の場所への前述の直線状挿入のために剛性構造のものである。チタンのような硬い材料を外側チューブに使用することは、前述のカニューレに対する必要性を回避し、またカニューレの取付け及び駆動装置における、プローブの患者内の所要の場所へのカニューレの前述のような整列を事前にカニューレをセットアップすることなしに可能にする。しかしながら、他の装置が提供されることが可能であり、そこでは、当業者にはよく知られた案内システムを使用することによって患者の静脈又は動脈のような適切な通路に沿う挿入を可能にするように、チューブ２００は、チューブ２００が湾曲可能になる完全に又は部分的に柔軟な材料で形作られる。

本発明による、ＭＲＩガイドレーザー治療を実施するための装置の概略図である。 図１の装置の拡大した縮尺での概略図であって、患者の脳内に照射されるレーザーエネルギーを示すものである。 図１の装置のレーザープローブの側面図である。 図１の装置のレーザープローブの端面図である。 図１の装置のレーザープローブ及び駆動モーターの断面図である。 図１の装置の駆動モーターの分解図である。 図１の装置の遮蔽の概略図である。 凝固されるべき腫瘍又は他の病変部への装置の作用を示す概略図である。 周囲の組織を冷却するために冷却液の流れをプローブの端部に供給するプローブの代替形態の縦断面図である。 図９の切断線１０−１０に沿う断面図である。 周囲の組織を冷却するために冷却液の流れをプローブの端部に供給するプローブの更に別の代替形態の縦断面図である。 図１１の切断線１２−１２に沿う断面図である。 三つの別個の扇形部分で加熱された組織のサンプルの断面写真であり、前記扇形部分の外が加熱されていないことを示すものである。

Claims (28)

1. 画像制御システムと、加熱システムと、冷却システムと、制御システムとを具備する、患者内で治療を行うための装置であって：
   前記画像制御システムが、患者内で識別された体積を記録するように構成されていて、前記体積は、その全体が所要温度に加熱されるべき体積であって、該体積の周囲表面によって画成される体積であり；
   前記加熱システムが、患者内の体積に熱を与えるための加熱システムであって：
   熱源と；
   縦軸線と端部とを有する侵襲的プローブであって、その端部に熱源が保持された侵襲的プローブと；
   プローブの端部を前記体積の中に挿入し且つプローブをその軸線を中心に回転させるための駆動システムと；を含んだ加熱システムであり；
   プローブの加熱作用が軸線周囲の円板に広がるように、端部からの熱の、縦軸線に対するある角度方向での方向付けを引き起こすようにプローブが構成されていて；
   限定された角度的配向の加熱を円板内で形成する加熱ゾーンを熱の方向が画成するように、プローブが構成されて、プローブが回転されたとき、プローブが円板内の体積の別の角度の扇形部分の加熱を引き起こすようになっており；
   選択された角度の扇形部分に対するプローブによる熱の付与が、該扇形部分から、プローブの端部の周囲の、該扇形部分の外の体積の部分の中に熱を伝達させるように、プローブが構成されていて；
   前記冷却システムが、プローブの周囲の部分から、そこからの熱伝導によって熱を吸収するように、プローブの端部に冷却効果を与えるための冷却システムであり；
   前記制御システムが、加熱システムと冷却システムとを制御するための制御システムであり；
   選択された角度のほぼ扇形部分だけを所要温度に加熱して該扇形部分の外の部分を所要温度に加熱しない正味加熱作用を引き起こすほど十分にプローブの端部の周囲の選択された角度の扇形部分の体積の外の部分が冷却されることを、加熱量に対してプローブへ与えられる冷却量が保証するように、冷却システムが構成される；患者内で治療を行うための装置。
2. 冷却システムが、選択された角度の扇形部分の外の部分を、その中の組織の凝固を引き起こすに足る温度より低く維持するように構成された、請求項１に記載の治療を行うための装置。
3. 画像制御システムが、ある時間帯にかけて、その時間の間に患者の温度が変化したとき患者内の温度を表す一連の出力信号を生成するように構成されており、また、温度が時間帯で変化するとき体積の周囲表面の温度が監視されるように、体積の少なくとも一つの温度を監視するように構成されており、また加熱制御システムが、選択された角度の扇形部分の体積の周囲表面における温度測定がプローブによる該扇形部分に対する加熱をいつ止めるかについての決定要因として使用されるように構成されている、請求項１又は２に記載の治療を行うための装置。
4. 熱源が、レーザーと、レーザーからの光を通すための光ファイバと、該ファイバにおける光方向付け要素とを具備し、前記光方向付け要素が、レーザーからの光をファイバに対する所定の方向で方向付けるためのものであり、かつ限定された角度的配向を円板内に形成するためのものである、請求項１、２、又は３のいずれか一項に記載の治療を行うための装置。
5. 冷却システムが、供給源からプローブの端部まで延在する冷却流体用の供給ダクトと、冷却流体を気体として膨張させることによって冷却効果を生み出すためにプローブの端部に減圧の膨張ゾーンとを具備し、また膨張気体をプローブの端部から戻すための戻りダクトを具備する、請求項１〜４のいずれか一項に記載の治療を行うための装置。
6. 冷却システムが、供給源からプローブの端部まで延在する冷却流体用の供給ダクトと、冷却流体を気体として膨張させることによって冷却効果を生み出すためにプローブの端部に減圧の膨張ゾーンとを具備し、また膨張気体をプローブの端部から戻すための戻りダクトを具備し、また光方向付け要素がファイバの面取り端面を具備し、そして該面取り端面が気体の膨張ゾーン内に配置される、請求項４に記載の治療を行うための装置。
7. 面取り端面が４５度で準備され、また面取り端面が、二つの異なる波長の光を反射するように構成されたコーティングを保持する、請求項６に記載の治療を行うための装置。
8. プローブが、外側チューブを具備し、そして供給ダクトが外側チューブの内部に配列され、戻りダクトが外側チューブの内面によって形成される、請求項５、６、又は７のいずれか一項に記載の治療を行うための装置。
9. 供給ダクトが外側チューブの内面に取り付けられる、請求項８に記載の治療を行うための装置。
10. プローブが、熱エネルギーを供給源からプローブの端部まで運ぶための熱エネルギー供給導管を含んでいて、熱エネルギー供給導管が外側チューブの内面に取り付けられている、請求項８又は９に記載の治療を行うための装置。
11. 冷却流体が、制限オリフィスをとおって膨張する気体である、請求項５〜１０のいずれか一項に記載の治療を行うための装置。
12. 冷却流体が、制限オリフィスをとおって膨張される気体であり、そして供給ダクトがチューブを具備して、制限オリフィスが、膨張ゾーンにおける該チューブの端部の縮小されたくびれによって形成される、請求項５〜１０のいずれか一項に記載の治療を行うための装置。
13. プローブが外側チューブを含み、また、供給ダクトの端部が外側チューブの端を越えて延びるくびれを含んだ状態で、供給ダクトが外側チューブの中に搭載される、請求項１２に記載の治療を行うための装置。
14. 温度センサーがプローブの端部に設けられる、請求項１〜１３のいずれか一項に記載の治療を行うための装置。
15. 各角度の扇形部分の加熱の間に熱源の出力が初期の高出力値から低出力値へ低減されるように、加熱制御システムが構成される、請求項１〜１４のいずれか一項に記載の治療を行うための装置。
16. 前記冷却システムが：
    プローブに沿う、冷却流体用の供給ダクトであって、供給源からプローブの端部まで延在する供給ダクトと；
    プローブの端部における膨張ゾーンであって、冷却流体を気体として膨張させることによって冷却効果を生み出すように配置構成された膨張ゾーンと；
    プローブの端部から膨張気体を戻すための、プローブに沿う戻りダクトと；を具備する、請求項１に記載の患者内で治療を行うための装置。
17. 前記駆動システムが、プローブの端部を患者内の所要の位置に移動させるように構築されている、請求項１６に記載の治療を行うための装置。
18. 熱源が、レーザーと、レーザーからの光を伝える光ファイバと、該ファイバの端部における光方向付け要素とを具備する、請求項１６又は１７に記載の治療を行うための装置。
19. 光方向付け要素がファイバの面取り端面を具備して、該面取り端面が気体の膨張ゾーン内に配置される、請求項１８に記載の治療を行うための装置。
20. 面取り端面が４５度で準備されて、面取り端面が、二つの異なる波長の光を反射するように構成されたコーティングを保持する、請求項１９に記載の治療を行うための装置。
21. プローブが外側チューブを具備し、そして供給ダクトが外側チューブの内部に配列され、また戻りダクトが外側チューブの内面によって形成される、請求項１６〜２０のいずれか一項に記載の治療を行うための装置。
22. 供給ダクトが外側チューブの内面に取り付けられる、請求項２１に記載の治療を行うための装置。
23. プローブが、供給源からプローブの端部まで熱エネルギーを運ぶ熱エネルギー供給導管を含んでいて、該熱エネルギー供給導管が外側チューブの内面に取り付けられている、請求項１６〜２２のいずれか一項に記載の治療を行うための装置。
24. 冷却流体が、制限オリフィスを通って膨張される気体である、請求項１６〜２３のいずれか一項に記載の治療を行うための装置。
25. 供給ダクトが、チューブを具備し、また制限オリフィスが、膨張ゾーンにおける該チューブの端部の縮小されたくびれによって形成される、請求項２４に記載の治療を行うための装置。
26. 温度センサーがプローブの端部に設けられる、請求項１６〜２５のいずれか一項に記載の治療を行うための装置。
27. 画像制御システムと、加熱システムと、冷却システムと、制御システムとを具備する、患者内で治療を行うための装置であって：
    前記画像制御システムが、患者内で識別された体積を記録するように構成されていて、前記体積は、その全体が所要温度に加熱されるべき体積であって、該体積の周囲表面によって画成される体積であり；
    前記加熱システムが、患者内の体積に熱を与えるための加熱システムであって：
    熱源と；
    縦軸線と端部とを有する侵襲的プローブであって、その端部に熱源が保持された侵襲的プローブと；
    プローブの端部の駆動運動のためのプローブ駆動システムであって：
    第１駆動機構制御信号に応答して前記プローブの端部を前記縦軸線に沿って駆動する第１駆動機構と；
    第２駆動機構制御信号に応答して前記プローブの端部を前記縦軸線を中心に回転させる第２駆動機構と；
    前記プローブの縦方向位置及び角度的配向を決定する位置表示器と；を含むプローブ駆動システムと；を含んだ加熱システムであり；
    プローブの加熱作用が軸線周囲の円板に広がるように、端部からの熱の、縦軸線に対するある角度方向での方向付けを引き起こすようにプローブが構成されていて；
    限定された角度的配向の加熱を円板内で形成する加熱ゾーンを熱の方向が画成するように、プローブが構成されて、プローブが回転されたとき、プローブが円板内の体積の別の角度の扇形部分の加熱を引き起こすようになっており；
    選択された角度の扇形部分に対するプローブによる熱の付与が、該扇形部分から、プローブの端部の周囲の、該扇形部分の外の体積の部分の中に熱を伝達させるように、プローブが構成されていて；
    前記冷却システムが、プローブの周囲の部分から、そこからの熱伝導によって熱を吸収するように、プローブの端部に冷却効果を与えるための冷却システムであり；
    前記制御システムが、加熱システムと冷却システムとプローブ制御システムとを制御するための制御システムであり；
    選択された角度のほぼ扇形部分だけを所要温度に加熱して該扇形部分の外の部分を所要温度に加熱しない正味加熱作用を引き起こすほど十分にプローブの端部の周囲の選択された角度の扇形部分の体積の外の部分が冷却されることを、加熱量に対してプローブへ与えられる冷却量が保証するように、冷却システムが構成される；患者内で治療を行うための装置。
28. 画像制御システムと、加熱システムと、冷却システムと、制御システムとを具備する、患者内で治療を行うための装置であって：
    前記画像制御システムが、患者内で識別された体積を記録するように構成されていて、前記体積は、その全体が所要温度に加熱されるべき体積であって、該体積の周囲表面によって画成される体積であり；
    前記加熱システムが、患者内の体積に熱を与えるための加熱システムであって：
    熱源と；
    縦軸線と端部とを有する侵襲的プローブであって、その端部に熱源が保持された侵襲的プローブと；
    プローブの端部を前記体積の中に挿入し且つプローブをその軸線を中心に回転させるための駆動システムであって、プローブの挿入及び回転が、プローブの端部が保持する熱源の対応する挿入及び回転を引き起こす駆動システムと；を含んだ加熱システムであり；
    プローブの加熱作用が軸線周囲の円板に広がるように、端部からの熱の、縦軸線に対するある角度方向での方向付けを引き起こすようにプローブが構成されていて；
    限定された角度的配向の加熱を円板内で形成する加熱ゾーンを熱の方向が画成するように、プローブが構成されて、プローブが回転されたとき、プローブが円板内の体積の別の角度の扇形部分の加熱を引き起こすようになっており；
    選択された角度の扇形部分に対するプローブによる熱の付与が、該扇形部分から、プローブの端部の周囲の、該扇形部分の外の体積の部分の中に熱を伝達させるように、プローブが構成されていて；
    前記冷却システムが、プローブの周囲の部分から、そこからの熱伝導によって熱を吸収するように、プローブの端部に冷却効果を与えるための冷却システムであり；
    前記制御システムが、加熱システムと冷却システムとを制御するための制御システムであり；
    選択された角度のほぼ扇形部分だけを所要温度に加熱して該扇形部分の外の部分を所要温度に加熱しない正味加熱作用を引き起こすほど十分にプローブの端部の周囲の選択された角度の扇形部分の体積の外の部分が冷却されることを、加熱量に対してプローブへ与えられる冷却量が保証するように、冷却システムが構成される；患者内で治療を行うための装置。

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