本発明は、外套管とプローブとを持つ治� ��具に関し、外套管の先端部の周囲に、特定� ��外方向に熱指向特性を持つ少なくとも1つの 突起部(凸部)を設けた。これにより、その突� ��部の外方向への熱指向特性が大きくなり、� ��の方向にある治療病巣への集中的な熱エネ� ��ギーの供給を可能にする。

 更に本発明は、突起部を移動可能な構成� ��することで、穿刺時やその完了時に外部か� ��先端へ突起部を移動できる。

 更に本発明は、プローブに操作部を設け� ��ことで、プローブの回転角度や侵入角度を� ��在に可能にする。

 形状に方向性を持つ本発明の治療具の先端� ��、凍結と解凍との2つの動作部位であり、い わゆる熱交換機能を果たす。癌病巣である病 巣部位も種々の形状を有し、どのような方向 から穿刺するのが効率的凍結法であるかも重 要な検討事項である。更に病巣に近接する正 常組織を凍結・解凍(特に凍結)から保護する� ��要もある。そこで方向性のある熱の指向特� ��に大小を持たせて病巣部位に応じた集中的� ��熱エネルギー付与のための熱分布特性を与� ��る。
 これを実現するべく、外套管の錐状部に近� ��中空径部の外周に、少なくとも一つの突起� ��状を形成した。ここで錐状部に近い中空径� ��とは、中空径部の先端を指す。
 外套部2の径部位の先端断面は従来では円形 であり、従って、その外部への熱放射特性は 周囲360°にむかって均一である。然るに、病� ��が円形のみではなく、凹凸を持ったり、等� ��如く種々の形状を持つ。病巣のサイズも種� ��である。こうした病巣部に、効率的で効果� ��に熱印加するには、病巣部に応じた特定の� ��向に指向性を持つ熱特性を必要とする。
 かかる熱特性を与えるために設けたのが突� ��部である。突起部は、一つの事例もあれば� ��つ、更には三つ以上の事例もある。後述す� ��図1~図3では一個の突起部20を設けた例を示� �てある。

 本発明の実施の形態を、図面を参照して詳� ��する。
 図1は、凍結治療具の全体的な構成図、図2� �プローブを外套管に挿入した状態の断面図� �図3はプローブ先端の拡大図である。
 図1に示す凍結医療器具は、プローブ1と、� �ローブ1を嵌挿する外套管2と、プローブ1へ� �圧ガスを供給するガス供給手段10と、プロー ブ1を患部へ誘導する誘導針(図示せず)とから なる。
 プローブ1は外径が例えば3mm以下のステンレ ス管により形成されていて、内部に高圧ガス の往路1aと復路1bが形成されており、先端側� �鋭利な錐状となっていて、この錐状先端部� �、プローブ1の先端部とほぼ同一形状に成形� ��れた先端部材3を設けている。

 プローブ1の先端部は、図3に示すように胴� �よりやや薄肉に形成されていて、この先端� �に密着するように先端部材3が嵌着されてお� ��、先端部材3の最大径部は、プローブ1の胴� �と同一径となっていて、これらの間に段差� �生じないようになっていると共に、先端部� �3は、比較的軟質の樹脂により一体成形され� ��いる。
 プローブ1内の往路1aは、プローブ1の中心軸 を通る細い金属管1cにより形成されていて、� ��属管1cの一端側は、プローブ1の先端側内部� ��設けられた熱交換器4に接続されている。
 熱交換器4よりプローブ1の先端部内へ突出� �れた往路1aの先端には、先端ノズル1dが形成� ��れていて、この先端ノズル1dより噴出され� �凍結ガスによりプローブ1の先端側が極低温� ��冷却され、また解凍ガスにより加熱される� ��うになっている。

 往路1aの先端ノズル1dより噴出された高圧ガ スは、プローブ1内に形成された復路1bより熱 交換器4を経てプローブ1の基端側へ流通する� ��うになっていて、熱交換器4を通過する際、 往路1aを流通する高圧ガスと熱交換されるよ� ��になっており、これによってエネルギーの� ��効利用が図れるようになっている。
 プローブ1の基端側には、栓体を兼ねた端子 5が設けられている。
 端子5は耐低温性を有する電気絶縁材料によ り短筒状に形成されていて、外径が外套管2� �内径とほぼ同径に形成されており、外套管2� ��基端部に密嵌できるようになっている。
 端子5の中心部には、往路1aを形成する金属� ��1cの一端が気密に嵌着された吸気口5aが開口 されており、金属管1cの周辺部には、復路1b� �流通してきた高圧ガスをプローブ1外へ排出� ��る排気口5bが1個ないし複数個開口されてい� ��。

 プローブ1の外側に設けられた外套管2は、� �ローブ1と同様に、例えばステンレス管によ� ��形成されていて、内径はプローブ1の外径よ り僅かに大径となっており、この大径部の先 端には特定の熱分布特性を得るための突起部 (凸部)20を有する。この突起部20は本実施例の 重要な特徴の一つであり、詳細は後述する。
 外套管2の最先端側は、プローブ1と同様鋭� �な錐状となっていて、先端部に誘導針を挿� �するための誘導孔2aが穿設されており、この 誘導孔2aにプローブ1の先端部材3の先端部が� �側より密着するようになっている。
 外套管2の基端側は、プローブ1の基端部に� �けられた端子5の長さ分だけ長く形成されて� ��て、外套管2の基端側開口部にプローブ1の� �子5が密嵌できるようになっており、プロー� ��1が繰り返し使用されるのに対して、外套管 2は注射針と同様に一度使用したら廃棄する� �い捨て仕様となっている。

 またプローブ1の端子5には、プローブ1にガ� ��供給手段10を接続するコネクタ6が着脱自在� ��嵌合されている。
 コネクタ6は端子5と同様な耐低温性及び電� �絶縁性を有する材料により、端子5とほぼ同� ��の筒状に形成されていて、端子5の端面に形 成された嵌合凹部5cに嵌合自在な嵌合凸部6a� �形成されている。
 端子5の嵌合凹部5cとコネクタ6の嵌合凸部6a� ��は、嵌合位置を位置決めする例えば二面幅� ��ような位置決め手段5d、6bが形成されており 、この位置決め手段5d、6bによりコネクタ6側� ��設けられた給気口6c及び排気口6dが端子5側� �給気口5a及び排気口5bに気密に接続できるよ� ��になっている。
 コネクタ6に形成された給気口6cは、チュー� ��のような可撓管よりなるガス供給管7を介し てガス供給手段10の切換え弁8に接続されてお り、排気口6dには、可撓管よりなるガス排出� ��9が接続されている。

 ガス供給手段10は図1に示すように、高圧ア� ��ゴンガスよりなる凍結ガスを供給する凍結� ��ス供給源10aと、高圧ヘリウムガスよりなる� ��凍ガスを供給する解凍ガス供給源10bを備え� ��いて、これら凍結ガス供給源10a及び解凍ガ� ��供給源10bは、電磁弁等よりなる開閉弁12、13 を介して切換え弁8に接続されている。
 切換え弁8は、図示しない制御手段により一 定の周期で切換えられるようになっており、 これによってガス供給管7を介してプローブ1� ��、凍結ガスと解凍ガスが交互に供給できる� ��うになっている。

 一方外套管2内に収容されたプローブ1の� �周面には、軸線方向に1本ないし複数本の凹� ��1fが形成されていて、これら凹溝1fの一端は プローブ1の先端付近に達しており、また他� �は端子5の端面に達している。

 次に、凍結医療器具を使用して例えば肺癌� ��療の一般的な説明をする。まず外套管2内に プローブ1の代わりに、誘導針の先端側を挿� �した状態で外套管2の先端を患者の体表面に� ��接し、この状態で先端が肺癌組織に達する� ��うに誘導針を患者の体内へ穿刺する。
 次に誘導針をガイドにして外套管2を患者の 体内へ穿刺し、外套管2の先端が肺癌組織を� �通したら、外套管2内より誘導針を引き抜き� ��この状態で外套管2内に図2に示すようにプ� �ーブ1を挿入する。このとき外套管2内に少量 の水を予め注入しておくことにより、外套管 2の内周面とプローブ1の外周面との間に水膜� ��形成されて両者間の摩擦が軽減されるため� ��外套管2内にプローブ1が挿入しやすくなる� �共に、外套管2内の空気はプローブ1の外周面 に形成された凹溝1fより外套管2外へ排出され る。
 外套管2内にプローブ1を挿入したら、プロ� �ブ1の基端側に設けられた端子5を外套管2の� �端部へ密嵌して、凍結治療の準備を完了す� �。

 次に凍結治療を開始すると、制御手段によ� ��開閉弁12、13が開放された後、制御手段によ りまず切換え弁8が凍結ガス供給源10a側へ切� �えられるため、凍結ガス供給源10a側より凍� �ガスがガス供給管7を介してプローブ1へ供給 される。
 プローブ1へ供給された凍結ガスは、プロー ブ1内の往路1aより熱交換器4を経て先端ノズ� �1dに達し、先端ノズル1dよりプローブ1の先端 部へ噴出されるため、凍結ガスによりプロー ブ1及び外套管2の先端が極低温に冷却され、� ��れによって患部、すなわち肺癌組織が凍結� ��れる。

 その後制御手段により切換え弁8が解凍ガス 供給源10b側へ切換えられると、解凍ガス供給 源10bより解凍ガスがガス供給管7を介してプ� �ーブ1へ供給される。
 プローブ1へ供給された解凍ガスは、プロー ブ1内の往路1aにより熱交換器4を経て先端ノ� �ル1dに達し、先端ノズル1dよりプローブ1の先 端部へ噴出されるため、解凍ガスによりプロ ーブ1及び外套管2の先端部が加熱されて、患� ��の凍結が解凍される。
 以下制御手段により一定周期で切換え弁8が 切換えられることにより、プローブ1に凍結� �スと解凍ガスが交互に供給されるため、ジ� �ールトムソン効果により患部の肺癌組織が� �死し、これを繰り返すことにより凍結療法� �よる治療効果が得られる。

 図4(a)は、外套管径部先端20Aに設けた突起部 20の外観図である。この突起部20は、外套管2� ��大径先端の一部を外部にふくらまして凸部� ��成としたもの、新たな金属突起部20を外套� �2の大径先端の一部に接着又は溶着により付� ��して形成したもの、がある。図1、図2では� �突起部20は錐状部の端部から直角な立ち上が り形状となっているが、穿刺しやすさや組織 を傷つけないためには、図4(a)の如くなだら� �な立ち上がりの形状が好ましい。図4(a)の矢� ��断面は、図4(b)に示すように外方に向かって 丸みを帯びた形状であり、その熱指向特性は 図4(c)となる。外套管2の最先端には錐状部20B� ��持つ。
 図5(a)は、先端部20Aに、2つの突起部21,22を持 たせて熱指向特性を細長くさせた例である。 これによって、図5(b)に示すようにy方向の(+)� ��向に鋭い熱指向特性を持たせた。
 図6に、この先端形状に特徴を持つ治療具の 使用例を示す。図6(a)は、球形状の癌病巣23の 側面に治療具100を穿刺させて癌病巣23をその� ��向特性に基づいて熱エネルギーを与えて壊� ��させる例を示す。この癌病巣23は、組織的� �しっかりした例であり、病巣23に直接穿刺さ せるよりは囲りから壊死させるに適したもの である。
 図6(b)は癌病巣24の内部左側に穿刺し、右側� ��の方向性を持つ治療具100で治療させた例で� ��る。これも、病巣全体の壊死に役立つ。

  図6(c)は、血管24が近くにあり、この血管24 から遠ざけて病巣23を治療を行なうときの事� ��である。血管24の反対側(右側)に治療具100を 穿刺した。これは、血管を傷つけないことの 他に、血管の温度の治療への影響を少なくし たいこと、の目的を持つ。図6(d)は、2つ以上� ��治療具100A,100Bを用いて、病巣23の両側に穿� �して同時治療を行なった例である。図6(d)は� ��病巣サイズが大きい事例に効果を持つ。
 以上の各実施例で、突起形状の種類や態様� ��、どのような指向特性を持たせるかで定ま� ��。突起形状の代わりに内側方向に凹部を持� ��せるやり方もある。これは例えば、外套管� ��大径部先端端部の一部をへこませるとかで� ��現できる。指向特性を実現する突起形状(凹 部を含む)は、計算機によって求めることが� �きる。種々の突起形状の管を用意しておき� �病巣や治療の目的に沿って使い分けるやり� �もある。

 図7(a)は、治療具の他の実施例図である。図 4では、固定突起形状化したが、図7では可動� ��30を外套管1の外部側面に沿って設けておき� ��この可動翼30を、管の先端部まで図7(b)の如� ��移動させ、図4の如き突起状形状化させる。 可動翼30は例えばスプリングで移動させる。� ��れは、例えばプローブ2の進行に応じてスプ リングを凍結端子に連動させるやり方をとる 。この場合、可動翼30が人体を傷つけないよ� ��に周囲に丸みを作っておく。
 使い方は、人体挿入時には、図7(a)の如くし ておき、患部到達時に図7(b)の如く移動させ� �使う。

 図8は、プローブ2の途中に操作に便となる� �作タッチ部21Aを設けた実施例を示す。タッ� �部21Aは手で握れる程度の大きさがあればよ� �、例えば端子2の直交方向に若干延びたバー� ��状体である。タッチ部21Aによって、凍結端� ��2の進行、端子自体の回転(φ)を確実に行え� �利点がある。このタッチ部にアクチュエー� �ーをつけておくことで、自動化、半自動化� �操作が可能となる。
 凍結と解凍用との切替サイクルの具体例を� ��9に示す。図9(a)は、凍結ピーク温度と解凍� �ーク温度とを同一絶対値T1(実際には凍結時-T 1、解凍時+T1)とした1サイクル例である。両者 で熱エネルギーが相殺されることが好ましい ため、凍結時と解凍時との(温度)×(時間)で定 まる面積は同一面積(S ₁ )とする。図9(b)は、凍結ピーク温度と解凍ピ� ��ク温度との絶対値をT1、T2(T1>T2)とした例� �ある。T1>T2の故に、同一面積S1の達成のた� ��に、解凍期間を凍結期間よりも大きくとる� ��尚、9(a)、(b)の変形例として、凍結1回、解� �2回で1サイクルの如き例もありうる。
 図9(c)は凍結と解凍との2サイクル供与例で� �る。3サイクル以上の例もある。
 尚、面積を凍結と解凍とで同一としたが、� ��巣の壊死という目的達成が得られるのであ� ��ば、厳密な同一性は必要ない。人間の治療� ��位には38℃とかの体温がある故に、かかる� �温を考慮して、実際の温度特性を定めるこ� �が多い。
 かかる種々の温度特性(温度変化)を実現す� �ためには、治療具100へのヘリウムとアルゴ� �との両者のガス供給を、量と時間とをパラ� �ータとして制御すればよい。

 更に、本発明は、かかる治療具を使用する� ��療装置に好適である。そこで、従来にない� ��しい治療装置の基本的な考え方を述べる。
 人体の内部構造は反射波や透過波を利用し� ��観察することができる。例えば前者では超� ��波、後者ではX線がある。特に後者の波長の 短い透過性の高い電磁波(X線など)を利用した CTや各種のX線装置は透過性と理論分解能の有 利さを得て現実にきわめて有用に発展してい る。そしてCT装置ではこの電磁波の人体構造� ��よる透過量の相違により得られた画像(以下 単に画像と称する)を一定の破断面を平面と� �て得られる濃度を変量とするXYの2次元平面� �ータとして得られる。この平面は座標中心� �定めれぱこの座標中心を軸とする平行平面� �奥行き(Z)方向への配列として数学的に取り� �うことが出来る。即ち3次元配列データとし� ��取り扱うことが出来る。

 そこで、治療装置では、奥行き位置Znで� �Zn平面における画像が透過波の反射透過特性 から得られる人体の構造情報を持っている事 からこの画像を数学的にたたみこみ処理など 空間フィルタを用いた輪郭特徴抽出を行なう 。この抽出された輪郭特徴は離散的であるた め、必ずしも構造輪郭を正しく表してはいな い。これらの輪郭データを統計的取得データ として最小二乗法などの数学的手法を用いて 函数式とする。更に近接したZn-1、Zn+1の函数� ��とにより詳述しない数学的方法でZ軸方向に 3次元函数式として統一する。Zn-1、Zn、Zn+1が1 00分の1ミリ程度に細かに得られることからこ れらによって得られる3次元函数式はかなり� �実の人体を忠実に表現することができる。� �お、Zn画像の取得にあたっては透過X線を一� �と強化するために人体に注入される造影物� �の有無を問わない。この造影剤注入法は血� �、癌組織、などの周囲の物質と透過性の差� �の少ない構造も差別化する。

 前述の三次元人体データは治療前に計測� ��た過去のものであり、治療時には姿勢等が� ��わったり、臓器の移動等もあり、いわゆる� ��動変化(乖離)がある。即ち、3次元的人体モ� ��ルはあらかじめ個体により異なり、姿勢に� ��っても異なる。対象癌組織はもちろん個別� ��ある。これらはCT装置などによりあらかじ� �観測、測定され、対象人体を充分データ化� �ている。姿勢等手術操作の場面での乖離を� �くさねぱならない。そのために医師によっ� �設定された人体の特定な部分に光反射シー� �を複数個所設定したり、計算機が認識して� �めた人体内部の特定点、例えば骨格特徴点� �どを詳述しない方法で自動検出し、すでに� �有している3次元輪郭関数と座標軸変換を数� ��的手法を用いて行い、治療具の挿入操作に� ��理上物理的寸法等の誤差をなくする方法を� ��る。

 人体に挿入すべき治療具は形状(構造を含 む)が定まっている故にこれを数学的に規定� �、データとして3次元数式として表現する。� ��して上記3次元函数式とこの形状を示す数式 とから、治療に役立つ合理的な、経皮挿入点 、治療部位(位置)、形状に合致した進入角度� ��進入時の治療具の回転角度(例えば形状に方 向性のある治療具)、進入ルート等の各治療� �パラメータを数学的データ処理にて一意的� �算出する。また経皮挿入点は重要パラメー� �である故に、パラメータの幾つか、例えば� �皮挿入点は術者の高度な判断で人的に決定� �ておき、その他のパラメータを算出する例� �ある。

 この治療具操作にかかる治療装置を説明す� ��。
 治療具の好適例は肺癌治療具であり、従来� ��献で述べたものに関係する。そこで、第1の 治療具は、従来例で述べた肺癌治療用の二重 管である。従って、この治療具は、周囲方向 に方向性のない先端形状であり、且つ長手方 向でみれば二重管に対してその中軸方向に外 部からプローブが挿通されている故に、進行 方向や挿入方向でみれば両者合せて直線的な 形状体と規定できる。即ち、直線上の形状を なす治療具は、体内に入る部分(二重管とそ� �先端)Aとその延長部分(外部に露出したプロ� �ブの一部)Bとよりなる。B部分は別に定める� �御用可視レーザーを問わない光源の反射能� �持ち、X,Y,Z軸に対して数学的取扱いが出来る ものとする。
 第2の治療具は、プローブの手前側の途中に 、この端子に直交するように、操作用のタッ チ部Cを固着した例である。このタッチ部Cを� ��作することで、プローブの進行及び回転を� ��かる。タッチ部Cの位置、形状も数学的に規 律できる故に、操作内容もデータ化可能であ る。
 第3の治療具は、プローブの先端が、特定の 熱指向特性を持つように形状化させた例であ る。例えば特定の方向にビーム化した熱指向 特性がある。治療部位に正確に熱エネルギー を送る目的に使用する。かかる治療具も、形 状の数式化、これに伴う熱エネルギーの指向 特性の数式化が可能である。更に、第2の治� �具で述べたタッチ部Cを付加することで、熱� ��向特性を特定の方向(角度)に向けさせる治� �具を提供する。

 治療具の操作に係る別治療装置を説明する� ��
 第1は全自動化した例である。治療具及び又 はプローブのそれぞれに共通又は個別にアク チュエータを取りつける。これらのアクチュ エータを、先に数学的に決定したデータに従 ってX-Y-Z制御手段(例えばコンピュータ)によ� �て制御し、二重管の穿刺、プローブの進行� �はかる。
 第2は半自動化した例である。どこまでを自 動化し、どこまでを手動化するかは、種々あ りうる。
 第3は手動化例である。
 かくして高度な医師によって判断された経� ��的位置及びパスが一意に定められれば挿入� ��作及びシミュレーション操作(仮想的に行な われる操作)を問わず、また自動、医師の手� �を問わず、目的位置に到達するやいなやは� �あらかじめ確認かつ試行出来る特徴がある� �

 治療具は、凍結と解凍とを交互に行ってい� ��が、更なる別発明では治療部位の熱的な物� ��情報をもとにした熱エネルギーを与えるよ� ��にする。熱的な物性情報とは、温度、比熱� ��熱伝導性、組織状態等である。熱エネルギ� ��のパラメータは、時間帯、回数、凍結温度� ��解凍温度等である。広義には、治療具の侵� ��角度や回転角度も関係する。こうしたパラ� ��ータは、経験的に決定しても、数式的に決� ��してもよい。
 このようにパラメータには、治療具の侵入� ��度や回転角度、治療位置などの第1のパラメ ータと、熱エネルギーに関する上記した第2� �パラメータがある。これらのパラメータは� �経験的に、又は実施試行シミュレーション� �行を繰返し行いながら決定する。

 図10は、CT断層像を重ねて三次元画像を得る モデル図であって、併せて座標系X-Y-Zの設定� ��を示す。例えば、1番目の断層像のA点は(X ₁ 、Y ₁ 、Z ₁ )、k番目の断層像のB点は(X _k 、Y _k 、Z _k )と定義できる。患者の複数の断層像10をCT装� ��で事前に取得しておく。
 尚、図10では、隣り合う断層像が隙間を持� �ているようだが、実際には隙間の間隔は100� �の1ミリメートル程度であり、実際の患者の� ��体に極めて近い画像である。補間して間隔� ��更に小さく例も含む。

 一方、断層像の座標系をX-Yとし、重ね方� ��の座標系をZとすると、断層像の任意の位置 は(X,Y,Z)で定義できる。

 図11は、新規な治療装置の全体の処理フロ� �を示す。
 先ず、CT画像データを取得する(ステップS1)� ��これは図10に示したものである。その取得� �イミングは、治療直前、その前日を問わな� �。治療に先立って取得しておく。
 次に、輪郭抽出を行う(ステップS2)。この輪 郭抽出は、輪郭抽出用空間フィルタとCT画像� ��ータとのたたみ込み演算によって行う。輪� ��には、体表面、皮膚、骨、臓器、癌病巣部� ��等種々であり、これらの輪郭を含めた抽出� ��行う。輪郭抽出は、治療具との交点算出、� ��輪郭との相対位置関係の把握に役立つ。CT� �層像データ毎の輪郭は、画素単位に抽出さ� �ている故に離散的であり、且つZ方向でみる� ��、各断層位置は離散的な位置関係となって� ��る。そこで、各断層像データ毎に、最小自� ��法等を使って2次元の関数化を行うと共に、 更にZ方向で各2次元関数の3次元関数化を最小 自乗法等によって行う(ステップS3)。これに� �って、輪郭の3次元関数を得る。
 ステップS4では、治療具の侵入用パラメー� �の算出を行う。この算出は、治療具の形状� �表現した3次元関数と前記算出した輪郭の3次 元関数とを用いて、治療具が輪郭線上の治療 部位に安全、確実、迅速に到着するに必要な 治療具のパラメータの算出である。
 治療具のパラメータには、治療具の侵入入� ��(穿刺点)となる体表面位置、治療具が到達� �る治療部位の位置、治療具の体表面位置へ� �侵入角度、体表面侵入口での治療具自体の� �転角度、及び侵入のルート(系路)がある。
 このパラメータの中で、穿刺点は、術者の� ��定による例が多い。また、治療具自体の回� ��角度とは、治療具自体の先端の形状に方向� ��を有するときの、治療具自体をどのような� ��度にすべきかを指定するパラメータである� ��

 パラメータの算出の仕方を説明する。
 抽出輪郭モデルと治療具モデルと治療部位� ��デルとの関係例を図12に示す。図12でE1,E2,E3, E4はそれぞれ異なる抽出輪郭モデル、Mは治療 具モデルであり、輪郭モデルE3が癌病巣モデ� ��とする。これらの各モデルE1,E2,E3,Mはそれぞ れ3次元的な形状であるが、図では抽画の関� �上、便宜的に2次元化したものとしている。
 侵入入口をP1とし、これは術者によって設� �されたものとする。そこで、輪郭モデル上� �病巣モデルE3が見つかったとすると、P1点か� ��その病巣モデルまでの治療具モデルMの侵入 角度θ1、治療具モデル自体の回転角度φ1が一 意的にわかる。尚、P0点はy軸の線上の点とす ると、ここから侵入すれば輪郭モデルE4にぶ� ��かる。従って、術者がこの判断した結果と� ��て侵入入口P1を選んだことになる。

 治療具モデルMは、図13の如き治療具100であ� ��。但し、簡単のため突起部20は省略してあ� �。治療具100は、外套管2と1と回転等の操作部 21Aを有するプローブ1(21Aを持たない例もある) 、及びそれにつながる管路6、切替バルブ5、� ��圧ヘリウムガス供給源3、高圧アルゴンガス 供給源4、より成る。管1の長さL1、プローブ2� ��の外部露出部の長さL2とすると、この治療� �100は略(L1+L2)の長さの直線成分と考えてよく� ��かかる直線成分を刃物状の最先端20BをP1か� �病巣部位E3の目標点P2にまで侵入させてゆく� ��とを想定して、その時のθ1,φ1,P2,P1→P2(ルー ト)を算出できる。
 ステップS5は、算出した侵入用パラメータ� �操作データとして決定し、ステップS6はその 操作データをもとに、治療具の侵入操作を自 動又は半自動、又は手動にて行う。ステップ S7は、点P2に到達したことを確認して、凍結� �解凍による治療を行う。

 その他に、病巣までの誘導手段として、� ��導針があり、これは、誘導時に挿通させる� ��誘導完了時に、この誘導針に代ってプロー� ��を挿入する。誘導針の考え方は前記文献2と 同様である。

 より発展した実施例を説明する。図10の� �ね三次元画像は、あくまで治療前に撮影し� �過去の断層像に基づく。治療時においては� �この過去の撮影時とは異なった姿勢になる� �とがある。これによって、三次元画像上で� �定した開始位置、目標位置、ルート等のパ� �メータが実際の治療時の身体と一致しない� �れもある。

 そこで、術者により患者の身体の複数箇所� ��微少なマーカシールをはり付けておき、コ� ��ピュータが認識して定めた人体内部の特定� ��(例えば胃の一部、肩骨の突起物とか)を自� �検出し、すでに保有している3次元輪郭関数� ��座標軸変換を数学的手法を用いて行い、治� ��具の侵入操作に原理上物理的寸法等の誤差( 歪み)をなくす(いわゆる体動補正)。これによ って適正な、挿入開始位置である穿刺点、到 達点、ルート等のパラメータの算出をはかる 。
 更に上記被検体変動補正を行ったデータを� ��に被検体への侵入位置、侵入具の到達点、� ��入方向、侵入具の角度及び回転角、開始位� ��から到達点までの進行ルートを定めて試験� ��作を繰返し行ない、その結果から被検体へ� ��侵入開始位置、侵入具の輪郭上の到達点、� ��入方向、侵入具の角度及び回転角、開始位� ��から到達点までの進行ルート、の少なくと� ��いずれか1つを変更決定すると、精度の向上 をはかれる。
 温度特性(温度変化)の実現化及びガス供給� �御法の決定には以下の如きやり方がある。
 i.上記三次元数式データに対して、それぞ� �を構成する物体の比熱、導伝率などの熱的� �数及び体積重量を取り入れた物体形状など� �物理的定数を考慮して、その物体の温度の� �間変化を決定する。
 ii.上記三次元数式データで表される被検体� ��熱的定数、物理定数を考慮した侵入具到達� ��周辺の時間に対する温度変化を計算し、設� ��温度に対する動的変化又は動的変化に至る� ��定時間を決定し得る如く定める。
 iii.この定めた到達点近傍の熱的時間変化に ついて設定目的の温度変化となる様に侵入具 の回転角を決定する。
 iv.この到達点物体に複数の侵入具を挿入し� ��到達点物体及びその近傍周辺の物体の熱的� ��度の時間変化を決定する。
 v.この複数の熱的方向性を有した侵入具が� �記決定された幾可学的定数のもとで侵入具� �到達点及びその近傍において熱的温度の時� �変化を繰り返し、試験操作を行いその結果� �ら被検体への侵入開始位置、侵入具の輪郭� �の到達点、侵入方向、侵入具の角度及び回� �角、開始位置から到達点までの進行ルート� �の少なくともいずれか1つを求め決定しかつ� ��辺物体の温度分布及び時間変化を決定する� ��
 vi.上記侵入具の先端に装備された熱交換器� ��発熱、吸熱を切換えるガス流入路のガス切� ��えスイッチを到達点近傍の定められた温度� ��化になるようなガス量と供給シーケンス(タ イミング)とのガス供給制御法を求める。治� �時には、侵入用パラメータに従って穿刺を� �い、治療部位到達後には上記ガス供給制御� �によってガス供給を行う。

 図14は、温度特性を考慮した処理フローを� �す。図11に比べて、ステップS ₄ とS ₆ との間に新たなステップS ₈ 、S ₉ 、S ₁₀ を付加した。ステップS ₈ では、前述の温度特性の決定、及びそれに基 づくガス供給制御法の算出を行う。ステップ S ₉ はステップS ₄ 、S ₈ で算出したパラメータ、温度特性、並びにガ ス供給制御法に基づく治療シミュレーション を行う。シミュレーションの結果、治療効果 がないとの判定であればステップS ₄ へ戻る。治療効果があるとの判定であればス テップS ₁₀ へ進み、最終決定を行う。

 〔治療装置の具体例〕
 図15は、治療装置50の全体構成例図である。 治療装置50は、CTスキャナ51、画像処理装置52� ��表示部53、操作部54、駆動制御部55、計画部5 6、治療具57、ガス供給部58、監視部59、を具� �る。

 CTスキャナ51と画像処理装置52と、表示部5 3と操作部54とは、本来のCT装置である。このC Tの装置を利用して事前に複数の断層像を取� �し、三次元画像を形成しておく。複数の断� �像から、更にその隙間を埋め合わせるため� �補間画像を三次元画像として利用する例も� �る。

 CT装置51は、穿刺動作時のリアルタイムCT画� ��を得るのにも利用する。そしてこのリアル� ��イム画像は、監視部59での治療具57の穿刺動 作をも併せて重ねて得ており、穿刺の追跡監 視・治療監視に利用する。
 計画部56は、事前に得た三次元画像データ� �基づいて、又はこれと治療具57の形状(及び� �は構造)データとに基づいて穿刺開始位置、� ��療部位、その治療具の進行ルートの決定を� ��ータ処理にて行い計画データを作成する。

 駆動制御部55は、計画部56の計画データに基 づいて治療具57の移動等の駆動制御並びにガ� ��供給部58の供給制御を行い、凍結と解凍と� �交互動作を行う。
 監視部59は、駆動制御の監視を行う。監視� �は、CT画像による監視と制御の仕組みの監視 とがある。監視部59は、表示部53が兼務して� �よい。

 尚、金属管の他に硬質プラスチック管の� ��や他の素材例もあり得る。更に円筒状の他� ��多角形の治療具にも適用できる。