JPH06510685A - 医療処置のための装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 医療処置のための装置 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（ＢＰＩ （）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（潅流）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３０ ０　ＭＨｚまでの周波数範囲の無線周波数法あるいは３００〜２４５０　ＭＨｚ 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 、血液潅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繊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、この状態は潅流の変動により悪 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 わゆるキュリ一点を有するような磁気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（キュリ一点）に近づく捏少量の熱 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潅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 対しであるいは洞内的（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いて三角形状を呈し 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。頚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、　４１６０４５５．４７７３８９９．４７９９４７９． ４７０９６９ｇおよび４９４９７１８、およびＥＰ出願公開Ｎｏ、０３７０８９ ０＾１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、いわゆるキュリ一点 （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（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Ｃ Ｐ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（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、約り０℃〜約９０℃、特に約り０℃ 〜約８０℃の範囲のトリップ点またはキュリ一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り５℃〜約６５℃、特に約り８℃〜約５６℃であ ってよい。

本発明の好ましい一聾様によれば、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４ ５〜６５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（ても約１、５＋＋＋＋ 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／ｃｍ”（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（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７〜８１１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 って閉囲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囲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、羽村（蝶番）弁、玉弁、円板弁などが挙げられる。設計が簡 単なため羽村弁が好ましい。

本発明の好ましい一聾様によれば、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 プホイールを含んでいる。

−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段を 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 ンパクトな要素がら必要な出力を得るには充填間が約２５〜約６０％容看％（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、体腔を囲繞する組繊に対 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（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は当該弁を対向位置に有する図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であ 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、いわゆるキュリ一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、温度がそのキュリ一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５ｉｅＩｌｅｎ ｓ社およびＰｈｌｌｉｐｓ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 狭い通路例えば頚管または尿道などを通過できるようにするため、７〜８Ｉを超 えるべきでなく、好ましくは５＋ｕ＋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〜 ８０１ｍである子宮深度よりも長さが長（ならないようにするのが好ましい。何 故ならば、頚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〜 ０．５ｃｍ３７ｃ、長に匹敵）。対応する熱放出表面は約４５〜１．５ｃｍ”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１４〜４０ｃ１２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、血液潅流、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／ｃｌ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状で生産され得る。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１■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、２〜０．５ｃ震３／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３ ５〜７０％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過される液体の形 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。適当なキュリ一点お よび図６のそれに基本的に類似した抵抗一温度関係を有するＰＴＣ材料は、治療 に所望される温度で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ポルトで印 加された適当な材料は、昇温期中は約２０Ｗ／ｃ＋＋要素長まで、そして６５〜 ７０℃の温度では約７　Ｗ　／　ｃ　ｍ長を発生することができる。しかしなが ら、温度が８０８Ｃ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。本発明による温熱療法においては、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（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、ＰＴ Ｃ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８ ０℃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 ュリ一点を有する、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５０〜１２０　ＫＨｚであり、また適切な場の強度は４ ０００Ａ／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一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、Ｃｕ 　３０重量％およびＮｉ　７０重量％である。

Ｃｕ−Ｎｉ割合を注！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一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５〜７ ■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相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１ ５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である。開口 部４５を有する隔壁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シング４５ がそれよりも低圧になると開（ようにしである。

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を頚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４〜５　ｃｍ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（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。圧力が高まることがら 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３ ８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２１ 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頚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５　ｍ１７分１ｃｍ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１ＩＩＩ／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バ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本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３ １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０．７１の直径およ び約３０Ｈ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５１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０．７１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、９０　ＫＨｚ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。

キュリ一点は約７５℃、周波数は１００ＫＨｚ、そして誘導装置の出力はＩＫＷ である。

図７かられかるように、この場合のエネルギー発生は、約６３℃の温度まで約４ ０Ｗである。エネルギー発生は次いで温度−ヒ昇と共に急降下し約７５℃のキュ リ一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潅流を 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、モして鎖管に沿って、および鎖管の回りに分 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（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８ＱｍＨ ｇの圧力および場合によっては収縮期血圧、すなわち約１５０１１１ｍｆＴｇ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（ＢＰＩＩ）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管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７■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 ことを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２５〜３０翼 肩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、内部循環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、例えば羽村（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循環が供される。

図１０は本発明によるＰＴＣ材料含有中央要素のい（っ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３０厘真に達するものを選択しであるが、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ツチする長さである。

前述のとおり、中央管の外径を約７１より小さくするのが実用上有益な性能を得 る上で、頚管通過に対して望ましい。

図１Ｏ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ＰＴ Ｃ材料より成るい（っ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． １■の厚さ、Ｐ２Ｓ５なる表記および約８０”Ｃのキュリ一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、そ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。−例と して、型２のプレート間の隙間は約０．５■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、中央本体の最高出力が高い 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７層重および長さ３Ｑｍｍ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６翼曹、そして型３については直径 約５真厘のときに同じ効果が得られることがわがる。

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〜 ２５属肩の厚さて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、始動時最高出力と して６０Ｗを発生する外径７窮真の型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２０Ｋｌの容量まで膨らませる。膨化バルー ン壁から計算して牛肉内の約１３真翼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。実験の連続過程は図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。１７２分後、循環ポンプを始動すると、ＰＴＣ要素の温度が７８℃（キ ュリ一点８０°Ｃ）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肩履の温度は 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。

前爪の如く、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。

外径（Ｍ厘）　７６５　７６５７６５４内径（ｍ票＞　６５４　６５４５４３２ 電力／ｃ翼長、Ｗ　２０　１６　９．５　２７　２１　１４　３１　２５　１９ 　１２．７ＦＩＧ、２ ＧＩＱＱ ＦｆＧ、６　ＦＩＧ、７ （￥甲）′ＸＩ　フ 補正書の翻訳文提出書 （特許法第１８４条の８） 平成６年３月１８日

Claims (31)

【特許請求の範囲】
1. １．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（１９）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（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（３５）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（３３；６８；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、そして更に前記ハウジングヘの第二 の導入口およびそのハウジングを通して前記媒体を内部循環させるための手段を 含み、そして前記熱放出要素が本質的に自己調節型であ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. ２．前記要素がキュリー点またはトリップ点を有するＰＴＣ型の半導体材料より 成ることを特徴とする請求項１記載の装置。
3. ３．前記要素がキュリー点を有する強磁性材料より成りそして前記エネルギー供 給手段が磁気誘導に基づくことを特徴とする請求項１記載の装置。
4. ４．材料が約６０℃〜約９０℃、特に約７０℃〜約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２または３ 記載の装置。
5. ５．材料が約４５℃〜約６５℃、特に約４８℃〜約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２または ３記載の装置。
6. ６．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２記載の装置。
7. ７．部分要素の厚さが高々約１．５ｍｍであることおよびそれらが定常状態では 約２４Ｖの電圧で少なくとも約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６記載の装置。
8. ８．前記ハウジング（２９）が約７〜８ｍｍの外径で使用治療温度および約２４ Ｖの電圧において少なくとも約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５、６または７のいずれか１項に記載の装置。
9. ９．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約３０回／分置換する能力を有することを特徴とする請 求項２〜８のいずれか１項に記載の装置。
10. １０．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２記載の装置。
11. １１．前記出口（３３；６８；８７）に関して要素（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、熱を吸収するために 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（３０）の間の隙間を通り抜ける内部回路 において媒体に流れを与えるための手段とを特徴とする、請求項１〜１０のいず れか１項に記載の装置。
12. １２．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１１記載の装置。
13. １３．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 弁が出口（３３）と関連付けて配設され、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１１記載の装置。
14. １４．媒体のための導入口（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（１９）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 閉回路循環が得られるようにしたことを特徴とする請求項１〜１０のいずれか１ 項に記載の装置。
15. １５．前記の媒体の流れのための手段を、例えば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ていることを特徴とする請求項 １２〜１４のいずれか１項記載の装置。
16. １６．反対に作用するバック弁（４９；９３、４７；９５）が導入口（３１；８ ５）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１１記載の装置。
17. １７．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１４記載の装置。
18. １８．前記の媒体の流れのための手段が導入口（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１１記載の装置。
19. １９．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１８記載の装置。
20. ２０．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 よび対応するパ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１８記載 の装置。
21. ２１．前記バック弁を羽打（蝶番）弁型であることを特徴とする請求項１〜１０ 、１４および１７〜２１のいずれか１項に記載の装置。
22. ２２．前記ＰＴＣ材料が約３５〜約７０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２および４のいずれか１項に記載の装置。
23. ２３．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３〜 ５および１１〜２１のいずれか１項に記載の装置。
24. ２４．強磁性材料が磁気誘導場の方向に実質的に伸びていることを特徴とする請 求項２３記載の装置。
25. ２５．前記強磁性材料が約２５〜約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３〜５および１１〜２１のいずれか１項に記載の装 置。
26. ２６．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成ることを特徴とする請求項３〜 ５および１１〜２１および２３〜２５のいずれか１項に記載の装置。
27. ２７．前記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３〜５および１１〜２１お よび２３〜２６のいずれか１項に記載の装置。
28. ２８．熱供給が本質的に自己調節型の熱発生システムを用いて行われることを特 徴とする、体腔内でいわゆる温熱療法、すなわち前記体腔に熱を供給する療法を 周囲組織に対し制御された圧力を同時に加えつつ実施する方法。
29. ２９．前立腺障害の治療のための請求項２８記載の方法。
30. ３０．子宮障害の治療のための請求項２８記載の方法。
31. ３１．前記の制御された圧力が少なくとも、拡張期血圧と収縮期血圧との間の範 囲内の圧力であることを特徴とする請求項２９または３０記載の方法。