JP5156893B2 - 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 - Google Patents

Description

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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１１
７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ＴＴ
ＤＰ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。

"Microtaze" (Trade Mark), a corporate booklet of Alfresa Pharma (www.alfresa-pharma.co.jp/microtaze/520e.pdf). 医器学 ７４巻、Ｎｏ． ６、２００４年、２９２−３１４ページ "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.

まず、本発明について以下に概説する。

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、Ｔ
ＴＤＰ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。

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。

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。

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Ｒ
Ｆ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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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の少なくとも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。

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Ｔ
ＴＤＰ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。

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。

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２０
２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。ＴＴＤＰ２
２４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２９１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ＴＴＤＰ
２２４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２
０８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ＴＴＤＰ２
２４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２
９４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。

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。

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。

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、単一操作治療において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。

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。

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。

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。

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。

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、Ｔ
ＴＭＰ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１１
７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。

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Ｔ
ＴＤＰ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。

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Ｒ
Ｆ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。

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。

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３
０１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ＴＴＤＰ３
２４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。

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電気的間隙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。

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ε_s（絶縁ケースがサファイア製の場
合、ε_s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。

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。

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。

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。

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の少なくとも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。

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。

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。

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。

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４
０３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４０
４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、ＴＴＤＰ４
２４を提供する。

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４２
０の違いは、各第１中心導体４０２ａと各第２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。

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、第１中心導体４０２ａと
第２中心導体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。

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λ_eの４分の１である。有効波長λ_eは下記の式（３）によって表される。

ここで、λ₀は真空下での波長、ε_r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 Ｇ
Ｈｚ、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。

ＴＴＤＰ４２４については、図２２および図２３に示す通り、２本の第１中心導体４０
２ａおよび第２中心導体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、第
１中心導体４０２ａと第２中心導体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。

ここで、図２３に示す通り、dは２本の第１中心導体４０２ａと第２中心導体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。

ここで、kおよびαはそれぞれ下記の式で表される。

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。

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。

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、

電極の長さは、下記の式の係数によって短縮できる。

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。

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。

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。

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。

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５
０４を介してダイポールアンテナ５３６ａ、５３６ｂ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本の第１中心導体５０２ａおよび第２中心導体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５２
０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。

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。

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。

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。実線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ＴＴＤＰ３
２４、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。

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。

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Ｔ
ＴＤＰ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。

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。

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。

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、ＴＴＤ
Ｐ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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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２０
９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。

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１
４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。

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。

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２１
９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２１
９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２
０７を電気的に定義する。

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２１
１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２０
３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。

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２
１２は不要である。

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。

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ＴＴＤ
Ｐ２２４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。

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。

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２
９２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。

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。

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。

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３
０９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３０
３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。

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。

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。

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３０
９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。

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３
０８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。

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。

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。

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。

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）
。

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６
４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。

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Ｔ
ＴＤＰ用のアンテナ上に形成されている。

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、ならびに第１中心導体４０２ａおよび第２中心導体４
０２ｂ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４３６ｃ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。

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４３４
ａ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４
０８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。

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。

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本の第１中心導体４０２ａと第２中心導体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
の間および第１中心導体４０２ａと第２中心導体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。

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である第１中心
導体４０２ａおよび第２中心導体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を第１中心
導体４０２ａと第２中心導体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。第１中心導体４０２
ａおよび第２中心導体４０２ｂは、向かい合った小部品の第１電極４０８と第２電極４０
９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、第１中心導体４０２ａと第２中心導体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において第１中心導体４０２
ａと第２中心導体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４
３７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４
４５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４０
２ｂ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。第１中心導体４０２ａと第２中心導体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４３８
ａ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。第１中心導体４０２ａおよび第２中心導体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、この絶縁片を第１中心導体４０２ａと第２中心導体４
０２ｂとの周りの隙間に詰めることができる。

絶縁間隙片４３７を使用する代わりに、第１中心導体４０２ａと第２中心導体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。

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、中心導体である第１中心導体４０２ａと第２中心導
体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、第１中心導体４０２
ａと第２中心導体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。

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本の第１中心導体４０２ａおよび第２中心導体４
０２ｂ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４
０２ｂ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、第１中心導体４０２ａと第２中心導体４０２ｂ
を通す貫通穴４３９を２個有する。第１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内の第１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。

第１中心導体４０２ａおよび第２中心導体４０２ｂと絶縁間隙片４４０の導電層４３８
ｃ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の第２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４３８
ｃ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。第２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。

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、単一中心導体４０２ｄが第１中心
導体４０２ａに、そして外部導体４０４が第２中心導体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。

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、第１中心導体４０２ａと第２
中心導体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、第１中心導体４０２ａと第２中心導体４０２ｂならびに第１電極４０
８と第２電極４０９を確実に半田付けできるようにする。

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。その他の外部電極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４０
７ａ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と曲げられた外部電極４０９ａとの電気的接続構造
は、第１中心導体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４
０９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４３６ｅ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。

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、第
１中心導体４０２ａと第２中心導体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４３６ａ、４３６ｂ、４３６ｃおよび４３６ｅか
らなり、第１電極４０８と第２電極４０９との間、および第１中心導体４０２ａと第２中
心導体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、または第１中心導体４０２ａと第２中心導体４０２
ｂ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。

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、Ｔ
ＴＤＰ２２４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。

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５３７
ｂを自身の先端に有する。第１中心導体５０２ａと第２中心導体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５３７
ｂ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。第１中心導体５０
２ａと第２中心導体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
ならびに第１中心導体５０２ａおよび第２中心導体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は前方ダイポールアンテナ５３８に合わせて形成される。ＴＴＤ
Ｐ５２４は、ダイポールアンテナ５３６ａ、５３６ｂ、５３６ｃおよび前方ダイポールア
ンテナ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。

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本の第１中心導体５０２ａと第２中心導体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、第１中心導体５０２ａと第２中心導体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９
２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、または第１中心導体５０２ａと第２
中心導体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５
１２は熱収縮チューブ、外部被覆５０５は非収縮被覆としてよい。

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５３
７ａと５３７ｂを自身の先端に有する。第１中心導体５０２ａと第２中心導体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９
８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。第１中心導体５０２ａと第２中
心導体５０２ｂは、導電性端部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
５３５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までの中心導体第１５０２ａと第２中心導体５０２ｂとの有効長がＲ
Ｆ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５
３９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、電気
的絶縁間隙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ならびに第１中心導体５０２ａおよび５０２ｂは、図９
５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
ポールアンテナを形成する。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。

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本の第１中心導体５０
２ａと第２中心導体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
よび第１中心導体５０２ａと第２中心導体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。

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ＴＴＤＰ５
２４、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３
１３ａ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、６
０および６１に示すＴＴＤＰ３２４、図７０、７２、８８および９０に示すＴＴＤＰ４２
４、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。

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、ＴＴ
ＤＰ２２４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。

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。

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６
０１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
。

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。

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。

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を癌治療機器に応用すると、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。

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６
３５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Ｒ
Ｆ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７
２２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７３２Ａの動作を安定させる
ことができる。

上記の治療用アンテナプローブシステム７３２Ａ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。

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。

ＲＦ電源７２１は、２．４５ ＧＨｚのマイクロ波または９４５ ＭＨｚのいわゆるＵ
ＨＶ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。

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７２
６ａ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と鋭利な辺部を有
する頭部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。

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ＴＴＤＰ７
２４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７
２５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。

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 ７
２４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。

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７２
１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、Ｔ
ＴＤＰ７２４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。

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。

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。

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Ｔ
ＭＰ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。

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６１３ｄに接続されている。

注入ユニット７３０は、薬剤注入用先端穴６１８ｈおよび薬剤注入用側面穴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７３
０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７３２Ｃの他の部分は、治療用アンテナプローブシステム７
３２Ａまたは７３２Ｂ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ＴＴＤ
Ｐ７２４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。

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ＴＴＤ
Ｐ７２４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７９１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。

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。

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。

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治療用アンテナプ
ローブとすることができる。

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。

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機器技術に、応用できる。

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：
マイクロターゼ用の電気プローブの側面図である。 マイクロターゼ用の電気プローブの断面図である。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 組織内におけるＳＡＲによって定まる温度分布図である。 組織内におけるＳＡＲによって定まる温度分布図である。 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。 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。 本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。 本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。 本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。 本発明の第２の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。 本発明の第２の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。 本発明の第２の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。 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。 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。 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。 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。 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。 本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。 本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。 本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。 本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。 本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。 本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。 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。 本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。 本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。 本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。 本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。 本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。 本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。 本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。 本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。 本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。 本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの図である。 本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。 本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。 本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。 本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。 本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。 本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。 本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。 本発明の第１の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの変形例の断面図である。 本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの変形例の断面図である。 本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの変形例の断面図である。 本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの変形例の断面図である。 本発明の第３の目的に係るＴＴＤＰの変形例の断面図である。 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。 本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。 本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。 本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。 本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。 本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。 本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。 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。 本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。 本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。 本発明の第４の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。 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。 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。 本発明の第５の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。 本発明の第５の目的に係るＴＴＤＰの頭部の図である。 本発明の第５の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。 本発明の第５の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。 本発明の第５の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。 本発明の第５の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。 本発明の第５の目的に係るＴＴＤＰの断面図である。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。

１０２ 中心導体
１０３、２０３、３０３、４０３、５０３ 円筒状誘電絶縁体
１０４、２０４ 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
１１０ 導電円板
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
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、２２１、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、３１３ｂ、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、４３４ｅ、５３４ａ、５３４ｂ 電力供給点
４３５、５３５、６３５ 結合線路
４３６ａ、４３６ｂ、４３６ｃ、４３６ｄ、４３６ｅ、５３６ａ、５３６ｂ、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
４４５ 半田
４４３ 絶縁片
４３４ｃ 接続点
４０２ｄ 単一中心導体
４４２ スロット
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
６１３ｄ チューブ
６１８ａ 薬剤注入用側面穴
６１８ｈ 薬剤注入用先端穴
７１３ｅ 供給チューブ
７３２Ａ、７３２Ｂ、７３２Ｃ 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
７２９ 送電ケーブル
７４４ 負荷
７２６、７２６ａ 熱変換器
７２６ｃ 穴
７２５ 制御器
７３０ 注入ユニット

Claims (20)

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サファイアからなり、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、
   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り、
   頭部は前記頭部であって、当該頭部は前記辺部と、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り、
   前記可撓性パイプは熱収縮チューブであり、
   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、治療用アンテナプローブ。
2. 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、
   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１に記載の治療用アンテナプローブ。
3. 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つが当該伝導層に接し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。
4. 前記絶縁間隙片が有する伝導層が前記第１電極と前記第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２に記載の治療用アンテナプローブ。
5. 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１に記載の治療用アンテナプローブ。
6. 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１に記載の治療用アンテナプローブ。
7. 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１に記載の治療用アンテナプローブ。
8. 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１に記載の治療用アンテナプローブ。
9. 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７又は請求項８に記載の治療用アンテナプローブ。
10. 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７又は請求項８に記載の治療用アンテナプローブ。
11. 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１に記載の治療用アンテナプローブ。
12. 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１に記載の治療用アンテナプローブ。
13. 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１に記載の治療用アンテナプローブ。
14. 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、前記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１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。
15. 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１４に記載の治療用アンテナプローブシステム。
16. 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前記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１４又は請求項１５に記載の治療用アンテナプローブシステム。
17. 前記高周波電力源により発生した前記高周波電力が、前記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前記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信号により制御されていることを特徴とする、請求項１６に記載の治療用アンテナプローブシステム。
18. 請求項５と請求項６のいずれかに記載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１４ないし請求項１７のいずれかに記載の治療用アンテナプローブシステム。
19. 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て使用される請求項１８に記載の治療用アンテナプローブシステム。
20. 前記制癌剤が、前記高周波電力源により前記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１９に記載の治療用アンテナプローブシステム。

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