(57)【要約】 【課題】  プローブの長さ方向の加温を一様にすることのできるような、治療用アンテナプローブ及び電磁治療システムを提供することである。【解決手段】  複数の中心導体２ａ、２ｂと、複数の中心導体２ａ、２ｂの周りに形成された絶縁誘電体３と、絶縁誘電体３の外周に形成された外部導体４からなる高周波電力伝送構造体において、外部導体４の一部から構成されかつ相互に電気的に隔絶された第１電極８と第２電極９からなる電極対が複数形成され、第１電極８は一方の中心導体２ａと接続されかつ第２電極９は残りの中心導体２ｂに接続されて、複数の電極対が絶縁体からなる鞘１に収納されていることを特徴とする治療用アンテナプローブ２４である。【選択図】  図７
2008054708.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
複数の中心導体と、
前記複数の中心導体の周りに形成された絶縁誘電体と、
前記絶縁誘電体の外周に形成された外部導体からなる高周波電力伝送構造体において、
当該外部導体の一部から構成されかつ相互に電気的に隔絶された第１電極と第２電極からなる電極対が複数形成され、
前記第１電極は一方の中心導体と接続されかつ前記第２電極は残りの中心導体に接続されて、
前記複数の電極対が絶縁体からなる鞘に収納されていることを特徴とする治療用アンテナプローブ。
【請求項２】
前記複数の電極対の間及び第１電極と第２電極との間は、当該外部導体の一部が剥離されて形成された間隙からな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。
【請求項３】
前記第１電極と第２電極との間には、両面に導体表面を有する絶縁片であって当該導体表面が当該外部導体とほぼ同じ外形形状を有する前記絶縁片が挿入されていることを特徴とする請求項１及び２に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項４】
前記複数の中心導体が、高周波電源に接続された電力伝送線に電気的に結合されていることを特徴とする、請求項１及び２に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項５】
前記電力伝送線は請求項１に記載の高周波電力伝送構造体からなることを特徴とする、請求項４に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項６】
前記電力伝送線は単一の中心導体と当該中心導体の周りに形成された絶縁誘電体と当該絶縁誘電体の外周に形成された外部導体からなる高周波電力伝送構造体であることを特徴とする、請求項４に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項７】
前記電極対と前記電力伝送線との間には、一方の面に導体表面を備えており当該外部導体とほぼ同じ外形形状を有する絶縁片を有することを特徴とする請求項１，２、３及び４に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項８】
前記絶縁片と前記第１電極及び第２電極との間に絶縁部材を有することを特徴とする請求項３及び７に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項９】
前記絶縁片のうち前記第１電極及び第２電極にロウ付けされる部分のみに前記導体表面を有することを特徴とする請求項３及び７に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項１０】
前記第１電極と第２電極との間には、高周波電力伝送構造体の構造部材とは異なる絶縁誘電体からなる絶縁部材であって当該外部導体とほぼ同じ外形形状を有する前記絶縁部材が具備されていることを特徴とする請求項１及び２に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項１１】
前記鞘の先端部に前記鞘の内空に通じる孔が穿た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。
【請求項１２】
請求項１１記載の治療用アンテナプローブには更に前記鞘の側壁部にその内空に通じる孔が穿たれていることを特徴とする治療用アンテナプローブ。
【請求項１３】
前記鞘には温度センサが収納されていることを特徴とする請求項１、２及び３に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項１４】
前記鞘がサファイヤからなることを特徴とする請求項１、２及び３に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項１５】
前記中心導体を２つ有するとき、前記治療用アンテナプローブの前記絶縁誘電体の比誘電率をεｒ、当該治療用アンテナプローブに給電される電磁波の真空中の波長をλ０、前記外部導体の内径をＤ、前記中心導体間の距離をｄ、前記中心導体の直径をaとすると、前記第１電極と第２電極の軸方向の長さＬが大略
2008054708.tif 000013
ただし、
2008054708.tif 000014
かつ
2008054708.tif 000015
であり、
または３つの前記中心導体を有するときは
2008054708.tif 000016
であることを特徴とする請求項１、２、３、４、５、６、７及び９に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項１６】
前記鞘が着色されていることを特徴とする請求項１、１１、１２、１３及び１４に記載の治療用アンテナプローブ。
【請求項１７】
高周波電源と、
前記高周波電源に接続されたサーキュレータと、
前記サーキュレータに前記電力伝送線を介して接続された請求項１、２、３、１３、１４又は１５に記載の治療用アンテナプローブと、
前記サーキュレータと前記高周波電源に電力分配器を介して接続された電力測定器と、
前記電力測定器の出力信号により前記高周波電源の出力電力を制御する制御ユニットと、からなる電磁治療システム。
【請求項１８】
前記電磁治療システムには、さらに温度センサが含まれてなり、
前記温度センサの出力信号は前記制御ユニットに入力され、
前記温度センサの出力信号により前記高周波電源の出力電力が制御されていることを特徴とする請求項１７に記載の電磁治療システム。
【請求項１９】
前記電力測定器の出力信号は、
前記高周波電源の出力電力と前記サーキュレータを介して得られる前記治療用アンテナプローブからの反射電力との差分の電力と、
前記温度センサからの出力信号と、
によって制御されていることを特徴とする請求項１７及び１８に記載の電磁治療システム。
【請求項２０】
前記高周波電源の出力電力は電力供給期間と電力非供給期間とからなるパルス状の電力波形であって、電力供給期間の出力電力が設定されており、かつ前記出力電力の電力供給期間が少なくとも前記温度センサの出力信号によって制御されていることを特徴とする請求項１７、１８及び１９に記載の電磁治療システム。
【請求項２１】
前記電磁治療システムには、さらに薬剤供給ポンプが含まれていることを特徴とする請求項１２、１７、１８、１９及び２０に記載の電磁治療システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、腫瘍等の治療法に用いることのできる治療用アンテナプローブとその使用方法、及びこれを用いた電磁治療システムに関する。
【背景技術】
【０００２】
癌をはじめとした各種腫瘍疾患の外科手術治療または獣医外科手術治療において、術後の回復が早いといった利点から、ハイパーサーミア治療と呼ばれる局所治療法が知られている。係る治療に用いる電磁手術器では、マイクロ波を放射する治療用アンテナプローブを患者又は患獣の生体内の病変組織に挿入し、その治療用アンテナプローブから電磁波を誘導させ又は放射する。この電磁波によって、病変組織に対して誘導加熱やマイクロ波吸収を起こさせて、温熱治療を行うものである。
【０００３】
最近、マイクロ波吸収に特化したハイパーサーミア治療用の治療用アンテナプローブが発表されている（非特許文献１）。このハイパーサーミア治療用の治療用アンテナプローブは、セミリジッド（Semi Rigid）な同軸ケーブルが有する同軸構造体に対して加工が施されたものである。図１は、この形態に係る第１電極８と第２電極９からなる治療用アンテナプローブの治療領域の模式図である。具体的には、同軸構造体の外部導体４に対して、電気的に隔絶された間隙７を形成したものである。そして、外部導体４の一部からなり上述の同軸構造体の中心導体２に電気的に接続された電極を第１電極８として、第１電極８から上述の間隙７によって電気的に隔絶された他の外部導体４からなる電極を第２電極９として、それぞれの電極を形成する。ここで、第１電極８はマイクロ波電源の一方の出力に、第２電極９は他方の出力にそれぞれ接続される。すると、第１電極８と第２電極９はダイポールアンテナを形成し、生体内に穿入した場合は、間隙７を断面中心とする同軸ケーブルの軸方向面に広がる放射状の生体領域に対し加温することとなる（図１参照）。ハイパーサーミア治療では、この加温した生体領域の病変組織が壊死することにより各種腫瘍疾患を治療する。ここで３は絶縁誘電体、５は絶縁ジャケット（ただし、絶縁ジャケットの無い場合もある）であり、１７はＰＴＦＥ（四フッ化エチレン樹脂）からなる鞘である。
【０００４】
この場合は、軸方向ｚの温度分布が図２のようにダイポールアンテナの中点を含む軸方向面にピークを持つ温度分布となる。ハイパーサーミア治療により有効に治療を行うことのできる加温温度領域は、加温する温度が４３〜４５℃程度となる狭い領域である。したがって、より広範囲にわたる治療を行うには、軸方向ｚに対してできるだけ幅広く一様な加温ができることが望ましい。ここでＳＡＲ（Specific Absorption Rate）は、単位質量の生体が単位時間に吸収される電磁波のエネルギー量であって、生体の加温と対応している。ここでDtは治療用アンテナプローブを生体内に穿入した深さ（mm単位）を示している。
【０００５】
これを改良したものに、非特許文献２に示すハイパーサーミア治療用の治療用アンテナプローブがある（図３（要部断面図である））。この治療用アンテナプローブは、第１電極８と第２電極９の間にバッファ電極２０を設けたものである。そのため、同軸方向に対するＴＥＭモードの伝播波を波源とする同軸中心から水平方向に広がる伝播波の到達域が放射領域となる。この場合、加温温度領域の裾において急激に加温量が減少するため（図４参照）、結果的に図２の場合よりも一様な加温ができる。
【非特許文献１】医器学 ７４巻、No. ６（２００４）２９２−３１４ページ
【非特許文献２】K. Saito et al., IEEE Trans. MTT, vol. 52, no.8, pp.1987-1991, Aug. 2004
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
しかし、従来知られていたハイパーサーミア治療用の治療用アンテナプローブでは、ダイポールアンテナの電極である第１電極８と第２電極９との間にある単一の間隙７から放出する電磁波によって病変組織への加温が行われるため、この治療用アンテナプローブの軸に沿った加温の一様性には限度があるという問題点があった。
【０００７】
本発明は上記問題点に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、ダイポールアンテナの電極の間隙７を複数備え、かつ隣接する間隙７の間の距離である第１電極８及び第２電極９の長さを短くする技術を提供することである。特に後者については、ダイポールアンテナの電極の長さが１／４波長であることに対して、電磁波の実効的な波長を縮める新たなアンテナ構造とし、ダイポールアンテナの電極の間隙７を短縮してハイパーサーミア治療用のアンテナプローブの軸に沿った電磁波の放出を垂直方向に密にして、その結果電磁波による病変組織への加温の一様性を高めることである。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
＜本発明の治療用アンテナプローブの基本構成について＞
本発明に係る治療用アンテナプローブ２４は、複数の中心導体２ａ、２ｂと、中心導体２ａ、２ｂの周りに形成された絶縁誘電体３と、絶縁誘電体３の外周に形成された外部導体４であってその一部から構成されておりかつ相互に電気的に隔絶された第１電極８と第２電極９からなるダイポールアンテナの電極対が複数形成されており、第１電極８は一方の中心導体２ａと接続されかつ第２電極９は残りの中心導体２ｂに接続されて、前記第１電極８と第２電極９が絶縁体からなる鞘１に収納された治療用アンテナプローブ２４である。外部導体４は通常は略円筒形状である。
【０００９】
＜本発明の治療用アンテナプローブの基本的原理について＞
ダイポールアンテナの電極の間隙を複数とするアンテナ構成
図５（ａ）（ｂ）は本発明の実施例であり、図５（ａ）と図５（ｂ）の違いは、中心導体２ａ、２ｂと第１電極８及び第２電極９に対する給電点３４ａ、３４ｂの違いである。ダイポールアンテナの第１電極８又は第２電極９の長さは、治療用アンテナプローブ２４に給電される電磁波の１／４波長分の長さに相当する。本発明に係る治療用アンテナプローブ２４では、ダイポールアンテナの電極対を直列に複数個並べるため、図５（ａ）又は（ｂ）（いずれも模式図である）に示すような、マイクロ波電源に接続された第１中心導体２ａと第２中心導体２ｂが第１電極８と第２電極９に、給電点３４ａ，３４ｂを通じて各々繰り返して接続される構成とする。これにより、給電点３４ａ，３４ｂでは電磁波の電界は定常波の節となる一方で、電流は定常波の腹となることから、最大の電流を外部導体４に供給することができる。その結果、一本のハイパーサーミア治療用のアンテナプローブ２４に第１ダイポールアンテナ３６ａ、第２ダイポールアンテナ３６ｂ、第３ダイポールアンテナ３６ｃをはじめ複数のダイポールアンテナ（図５（ａ）（ｂ）では３つのダイポールアンテナ）を直列に構成することができ、治療用アンテナプローブ２４内の複数の間隙７から電磁波を放出させることで、一様に病変組織への加温治療を行うことができる。
【００１０】
ダイポールアンテナの実効波長の短縮させた新たなアンテナ構造
また本発明の治療用アンテナプローブ２４は、以下に示すようにダイポールアンテナに給電される電磁波の実効波長λｅを縮め、ダイポールアンテナのアンテナ軸上の長さを短くするものである。第１電極８及び第２電極９の長さを短くできれば、治療用アンテナプローブ２４の単位長さあたりの電磁波の放出源を多くすることができ、より一様な加温治療を行うことができる。
【００１１】
すなわち、従来知られていた治療用アンテナプローブでは、高周波電力伝送構造体(同軸構造体)として１つの中心導体２と絶縁誘電体３と外部導体４とを有する同軸ケーブルを用いる。この場合、第１電極８と第２電極９の長さは、上述のとおり電磁波の１／４波長の長さであるが、この１／４波長は真空中の波長λ０の１／４ではなく、実効波長λｅの１／４である。すなわち、この同軸ケーブルにおける実効波長λｅは、外部導体４と１つだけある中心導体２の間の絶縁誘電体３の比誘電率をεｒ、中心導体２の直径をａ、絶縁誘電体３の直径をＤとすると
【数１】
2008054708.tif 000003
で与えられる。ここで、治療用アンテナプローブ２４に給電される電磁波の周波数が２.４５ＧＨｚで、絶縁誘電体３の比誘電率εｒが２.３であれば、第１電極８及び第２電極９の長さは４.９５ｃｍである。
【００１２】
これに対し、本願発明の提案する治療用アンテナプローブ２４では、高周波電力伝送構造体として２つの中心導体２ａ、２ｂと絶縁誘電体３と外部導体４とを有する略円筒状導体ケーブル３３を用いる（図６（ａ）に当該略円筒状導体ケーブル３３の要部正面図を、図６（ｂ）に半径方向面の断面要部正面図を示す。）。この場合、治療用アンテナプローブ２４に給電される電磁波の波長短縮には、上述の絶縁誘電体３の比誘電率εｒによる短縮効果に加えて、第１中心導体２ａと第２中心導体２ｂの間に生じる結合インピーダンスによる短縮効果として以下の式（２）で表されるものが電気的に統合されたものとなる。
【数２】
2008054708.tif 000004
ここで、ｄは略円筒状導体ケーブル３３における第１中心導体２ａと第２中心導体２ｂの距離であり、ａは中心導体２ａ、２ｂの直径である（図６（ａ）（要部の正面図である）、図６（ｂ）（断面図である）参照）。すなわち、これらを電気的に統合することによる短縮効果を考慮した実効波長λｅは、式（３）のようになる。
【数３】
2008054708.tif 000005
ただし、
【数４】
2008054708.tif 000006
かつ
【数５】
2008054708.tif 000007
である。
【００１３】
上述の式（４）は、一方の中心導体が有する他方の中心導体に対するシールド効果ｋを表している。通常ｋの値は０.３〜０.５の間である。この結果、略円筒状導体ケーブル３３を用いた場合には、従来の同軸ケーブルを用いた場合に比べて波長短縮が式（６）により求められる分大きくなり、実効波長λｅが短くなる。
【数６】
2008054708.tif 000008
ここでD＝１.１ｍｍ、ｄ／ａ＝０.２ｍｍ／０.１８ｍｍとするとき、従来と比較した波長短縮の効果が０.２８倍となり、上記と同様に周波数２.４５ＧＨｚで比誘電率εｒが２.３であれば、第１電極８及び第２電極９の長さは０.２４ｃｍとなる。
図５（ａ）又は（ｂ）（いずれも模式図である）に示す中心導体２ａ、２ｂと外部導体４の結合は、上記の短縮効果を実現させるものである。
【００１４】
また、中心導体による電磁波の波長の短縮効果は、中心導体が増えると更に効果がある。例えば中心導体を３つとすれば（図示せず）、次式（７）のようになる。
【数７】
2008054708.tif 000009
そのため、波長の短縮効果は次式（８）により求められる値となり、波長短縮はさらに大きくなり、その分実効波長λｅがさらに短くなる。
【数８】
2008054708.tif 000010
なお、上述の波長短縮効果は、図５（ａ）（ｂ）に示したような第１電極８及び第２電極９に対する給電点３４ａ、３４ｂの位置の違いには影響されない。
【００１５】
上記に説明したように本発明には複数の特徴を有するが、さらに他に多くの特徴も有する。それらについては、以下の実施例の説明の中で詳細を述べる。
【実施例１】
【００１６】
第１の実施例に係る治療用アンテナプローブ２４は、図７（ａ）（ｂ）（ｃ）に示すように、２つの中心導体２ａ、２ｂを有するセミリジッドな略円筒状導体ケーブル３３から、第１ダイポールアンテナ３６ａ、第２ダイポールアンテナ３６ｂ、第３ダイポールアンテナ３６ｃをはじめ複数のダイポールアンテナ（図７（ａ）（ｂ）（ｃ）では３つのダイポールアンテナ）を直列に構成したものである。ここで、略円筒状導体ケーブル３３には２つの中心導体２ａ、２ｂを有しており、それらの周りが絶縁誘電体３で囲まれたものを使用した。第１の中心導体２ａと第２の中心導体２ｂの間は、絶縁誘電体３と同一の材料で電気的に隔絶されていても、また異なる材料で電気的に隔絶されていても良い。
【００１７】
そして、絶縁誘電体３の外部は略円筒形状の外部導体４で覆われている。この外部導体４は、引き抜き銅パイプやメッシュ状に編んだ銅線、又はそのメッシュにスズロウを溶融含浸させたものであっても良い。なお、略円筒形状の外部導体４は、その断面が完全な円でなく楕円であるものも含むものである。また、略円筒状導体ケーブル３３として中心導体が３つ以上あるものを用いても良い。
【００１８】
この略円筒状導体ケーブル３３のうち外部導体４の一部を剥離して間隙７を設けることで、第１電極８と第２電極９からなる電極対を複数形成し（図７（ｂ）参照（要部の正面図である））、第１電極８及び第２電極９と中心導体２ａ、２ｂとを図７（ａ）（要部の断面図である）又は図７（ｃ）（要部の断面図である）に示すように略円筒状導体ケーブル３３の内部で接続させて、ダイポールアンテナ３６ａ〜３６ｃとした。そして、上述のダイポールアンテナ３６ａ〜３６ｃの構造体を、絶縁体からなる鞘１の中に収納して治療用アンテナプローブ２４を形成した。
【００１９】
ここで、絶縁体としてＰＴＦＥやサファイヤを一体的に形成した鞘１を用いると、少ない工数での成形加工が可能となり、製作工程の点で好ましい結果が得られた。また、絶縁体としてはＰＴＦＥ以外にもテフロン（登録商標）、ポリプロピレン、ポリエチレン等の高分子材料であっても良い。
【００２０】
一方、鞘１の先端部のみをサファイヤとして、生体の切削を行わせるとともに、側部をＰＴＦＥ等の高分子材料としても良い。
【００２１】
さらに、鞘１の全部又は一部に着色したものを使用しても良い。それにより治療用アンテナプローブ２４の管理や具体的な手術方法の識別や管理が容易にすることができる。
【実施例２】
【００２２】
図８（ａ）（ｂ）（ｃ）は第２の実施例を示している。即ち、ダイポールアンテナを動作させる高周波電源に接続された電力伝送線３５において、２つの中心導体２ａ、２ｂを電気的に結合して用いる場合である。複数の電極対からなるアンテナエレメント部４１では図７（ａ）（ｂ）と同様に第１電極８及び第２電極９の接続を行った。一方、電力伝送線３５では図８（ａ）又は（ｃ）（要部の断面図である）、図８（ｂ）（要部の正面図である）に示すように、外部導体４の外側を絶縁ジャケット５で覆い、この絶縁ジャケット５と鞘１との間を収縮チューブ１２で封止した。手術に際して雑菌が入らないようにするためである。ここで、第１電極８及び第２電極９の接続は図８（a）又は（ｃ）（要部の断面図である）の何れに示すように行っても良い。また、収縮チューブ１２は熱収縮チューブでも良い。その一方で、絶縁ジャケット５又は収縮チューブ１２が無くても良い。
【００２３】
アンテナエレメント部４１を構成する第１電極８又は第２電極９の略円筒状導体ケーブル３３に沿った長さは、上述の原理で表された式に基づき、治療用アンテナプローブ２４に給電される電磁波の実効波長λｅは短縮される。そのため、２つの中心導体２ａ、２ｂを有する略円筒状導体ケーブル３３の場合は、第１電極８及び第２電極９の物理長Ｌは各々上述の式（３）より以下のように表される値となる。
【数９】
2008054708.tif 000011
また、３つの中心導体を有する略円筒状導体ケーブル３３の場合は、Lは以下のように表される値となる。
【数１０】
2008054708.tif 000012
【実施例３】
【００２４】
図９（ａ）（ｂ）（ｃ）は、中心導体２ａ、２ｂと外部導体４の接続に関するものであって、第３の実施例を示す。第１電極８と第２電極９を絶縁片により電気的に隔離しかつ、２つの中心導体２ａ、２ｂと電気的に接続する構造を示している。第１電極８と第２電極９は、略円筒状導体ケーブル３３を切断して形成している。このうち第１電極８の部分とそれに対抗する第２電極９となる部分から、更に中心導体２ａ、２ｂを外部に引き出すようにしている。
【００２５】
ここで、絶縁片としては両面に導体表面３８ａ、３８ｂを有するもの（両面導体間隙片３７）を用いた。そして、この両面導体間隙片３７に対して、外部導体４とほぼ同じ外形形状すなわち略円筒状導体ケーブル３３の外形とほぼ等しい外形の円盤形状に加工成形して、更に中心導体２ａ又は２ｂを通すための貫通穴３９を設けた。両面導体間隙片３７の導体表面３８では貫通穴３９の回りを大きくえぐり、中心導体２ａ、２ｂが単に貫通するだけでは接触しないようにした。第１電極８と接触する両面導体間隙片３７の一の導体表面３８ａ側には第２電極９側の第１中心導体２ａを引き出し、第１電極８と接触する他の導体表面３８ｂ側には第１電極８側の第２中心導体２ｂを引き出し、それぞれ第１電極８と第２電極９の表面でロウ材４５を用いてロウ付けした（図９（ａ）（要部の斜視図である）、図９（ｂ）（要部の断面図である））。
【００２６】
ただし、第１中心導体２ａ及び第２中心導体２ｂの長手方向の長さが十分に短くなるように、第１中心導体２ａ及び第２中心導体２ｂの捻り目を外部導体４の外側に引き出している。このとき外部導体４からはみ出した部分は、ロウ付け後に削除しても良い。その場合は図９（ｃ）（要部の断面図である）のようになる。
【００２７】
また、中心導体２ａ、２ｂが両面導体間隙片３７の導体表面３８ａ、３８ｂと不要な接触をすることを避けるため、貫通穴３９の周りを大きくえぐる代わりに、第１電極８又は第２電極９にロウ付けされる部分のみに導体表面３８ａ、３８ｂを残し、他の部分では導体表面３８ａ、３８ｂを剥離しても良い（図９（ｄ）（要部の断面図である））。
【００２８】
また、中心導体２ａ、２ｂと両面導体間隙片３７及び第１電極８若しくは第２電極９のロウ付けの際に中心導体２ａ、２ｂの周りに生じる空隙を埋めることが出来ることから、両面導体間隙片３７と第１電極８及び第２電極９の間に高周波電力伝送構造体の構造部材とは異なる絶縁誘電体（例えばエポキシレジン又は光硬化レジン等）からなる絶縁部材４３を用いる構成としてもよい（図９（ｅ）（要部の断面図である））。
【００２９】
また、絶縁片を用いずに、単に第１中心導体２ａ及び第２中心導体２ｂの捻り目を外部導体４の外側に引き出して外部導体４にロウ付けして、かつ外部導体４からはみ出した部分はロウ付け後に削除し、当該捻り目の存する第１電極８と第２電極９の間に上述の絶縁部材４３を挿入するか又は絶縁部材４３で埋めても良い（図９（ｆ）（要部の断面図である））。
【００３０】
いずれの場合も、第１電極８と第２電極９の間の間隙７は、各々外部導体４を剥離することにより形成した。ここで、中心導体２ａと第２電極９の接合部、及び中心導体２ｂと第１電極８の接合部は、空間的な大きさを占める。その接合部における電極と両面導体間隙片３７とのロウ付けをより確実にするため、外部導体４に切込み４２を入れても良い（図９（ｇ）（要部の斜視図である））。
【実施例４】
【００３１】
図１０はアンテナエレメント部４１と電力伝送線３５との電気的な接続に関するものであって、第４の実施例を示す。電力伝送線３５は２つの中心導体２ａ、２ｂと絶縁誘電体３と外部導体４とを有する高周波電力伝送構造体から形成するとともに、アンテナエレメント部４１をこの高周波電力伝送構造体の先端を用いて形成した。勿論、電力伝送線３５は高周波電力伝送構造体と別体のものであっても良い。電力伝送線３５の端にあたる絶縁誘電体３と外部導体４を掘り込むことで設けた第１電極８と電力伝送線３５の間隙７’には、一方の面に導体表面３８ｃを有する絶縁片（片面導体間隙片４０）を用いた。片面導体間隙片４０には、外部導体４とほぼ同じ外形形状になるように加工成形を行い、２つの貫通穴３９を形成した。
【００３２】
そして、片面導体間隙片４０の導体表面３８ｃを有しない側では、電力伝送線３５側の中心導体２ｂと中心導体２ａとを給電点３４ｃを通じて電気的に接続するとともに、アンテナエレメント部４１側の中心導体２ｂと電力伝送線３５の外部導体４とを給電点３４ｄを通じて電気的に接続した。一方で、片面導体間隙片４０の導体表面３８ｃを有する側では、電力伝送線３５の中心導体２ａとアンテナエレメント部４１の第１電極８、及びこの中心導体２ａと導体表面３８ｃをそれぞれ電気的に接続し、これらについてロウ材４５を用いてロウ付けした（図１０（ａ）（要部の斜視図である））。
【００３３】
ここで、中心導体２ａ、２ｂと片面導体間隙片４０の導体表面３８ｃが不要な接触をすることを避けるとともに、第１電極８と中心導体２ａの電気的な接続を確実にするため、中心導体２ａ、２ｂ及び外部導体４の結線を上述の図１０（ａ）と同様にした上で、貫通穴３９の周りを大きくえぐる代わりに、中心導体２ａと第１電極８をロウ付けする部分のみに導体表面３８ｃを残し、他の部分では導体表面３８ｃを剥離しても良い（図１０（ｂ）（要部の斜視図である））。
【００３４】
また、中心導体２ａと片面導体間隙片４０と第１電極８のロウ付けの際に、中心導体２ａの周りに生じる空隙を埋めるため、中心導体２ａ、２ｂ及び外部導体４の結線を上述の図１０（ａ）と同様にした上で、片面導体間隙片４０と第１電極８の間に上述の絶縁部材４３を用いる構成としてもよい（図１０（ｃ）（要部の断面図である））。
【００３５】
その一方で、単一の中心導体２ｄとその中心導体２ｄの周りに形成された絶縁誘電体３とその絶縁誘電体３の外周に形成された外部導体４からなる高周波電力伝送構造体から電力伝送線３５を構成するとともに、電力伝送線３５の中心導体２ｄとアンテナエレメント部４１の第１の中心導体２ａ、及び電力伝送線３５の外部導体４と第２の中心導体２ｂを、それぞれ電気的に接続するような構成としても良い（図１０（ｄ）（要部の斜視図である））。
【００３６】
加えて、中心導体２ａと第１電極８の接合部は空間的な大きさを占めることから、その接合部において第１電極８と片面導体間隙片４０のロウ付けをより確実にするため、外部導体４に切込み４２を入れても良い（図１０（ｅ）（要部の断面図である））。
【実施例５】
【００３７】
図１１は治療用アンテナプローブ２４を通じて薬剤を注入する第５の実施例を示している。即ち、図１１（ａ）（要部の正面図及び断面図である）に示すように鞘１の先端もしくは全体をサファイヤで製作し、その先端部に鞘１の内空に通じる孔１８を設けた。そして、図１１（ｂ）（要部の断面図である）に示すように鞘１の内面に薬剤を導くための溝１３ｃを設け、その溝１３ｃに沿って薬剤輸送チューブ１３ｄを設置し、鞘１の先端部に設けた孔１８に繋いだ。ここで、アンテナエレメント部４１は実施例１〜３に示したいずれの構成であっても良い。治療用アンテナプローブ２４と接続された電力伝送線３５は、複数の中心導体を有する高周波電力伝送構造体、又は単一の中心導体からなる高周波電力伝送構造体のいずれであっても良い。
【００３８】
ここで、鞘１と第１電極８及び第２電極９等との間に薬剤輸送チューブ１３ｄを設置する空間が十分あれば、溝１３ｃがなくても良い。また必要なら、上述の如く、薬剤輸送チューブ１３ｄを鞘１の先端に設けた孔１８に直接接続しても良い。さらに、薬剤がアンテナエレメント部４１に浸み込んでその電気特性が劣化することを防止するため、アンテナエレメント部４１のみを樹脂によりコーティングしても良い。そのような樹脂として、光硬化樹脂や塩化ビニル系塗料を使用することができる。
【００３９】
そして、薬剤を別途設けた薬剤輸送チューブ１３ｅ（図１７に示す）より供給し、その先端部に設けた孔１８を通じて制癌剤や抗癌剤の薬剤を病変組織に注入した。すなわち、この治療用アンテナプローブ２４を注射用刺針としても同時に機能させた。
【００４０】
加えて、図１１（ｃ）（要部の断面図である）に示すように、鞘１の側壁部に鞘１の内空に通じる孔１８’を設け、（場合により上述の孔１８に加えて）孔１８’を通じて、制癌剤や抗癌剤の薬液を病変組織に注入する構成としても良い。
【００４１】
その結果、治療用アンテナプローブ２４による病変組織に対する温熱治療に伴って、制癌剤や抗癌剤を病変組織に注入することにより、腫瘍疾患の治療をより確実にすることができた。これにより、制癌剤や抗がん剤を治療用アンテナプローブ２４と別に病変組織に注入することなく、生体への負担が少ない施術が可能となった。
【実施例６】
【００４２】
本実施例に係る電磁治療用システム３１は、図１２（模式図である）で示すように、高周波電源２１（高周波電源又はマイクロ波電源とも呼ばれる）と、高周波電源２１に接続されたサーキュレータ２２と、サーキュレータ２２に接続された電力伝送線２９と、この高周波電源２１に電力分配器２８を介して接続された電力測定器２３とを有しており、電力測定器２３の出力信号により元の高周波電源２１が適正な電力を出力すべく制御されるように構成した。ここで、電力分配器２８は高周波電源２１の出力電力の大きさをモニタするためのものであり、電力測定器２３に分配する高周波電源２１の出力電力を僅かに分配するもので良い。さらには、電力分配器２８は単なる高周波電力がモニタできる程度の結合器であっても良い。また、サーキュレータ２２に抵抗器４４を接続し、治療用アンテナプローブ２４からの反射電力を吸収して電磁治療用システム３１の安定動作を図る構成としても良い。
【００４３】
さらに上述の電磁治療用システム３１においては、電力伝送線２９の先端にはコネクタ１４を介して上述の治療用アンテナプローブ２４を接続した。そして、電力伝送線２９の外部導体は治療用アンテナプローブ２４の第２電極９に、電力伝送線２９の中心導体は治療用アンテナプローブ２４の第１電極８に、それぞれ電気的に接続した。治療用アンテナプローブ２４と接続された電力伝送線２９は、複数の中心導体を有する高周波電力伝送構造体、又は単一の中心導体からなる高周波電力伝送構造体のいずれであっても良い。
【００４４】
一方で、この電磁治療用システム３１では、必要に応じて、さらに病変組織に穿刺挿入する温度センサ２６を加え、この温度センサ２６の出力信号によって高周波電源２１の出力電力が制御されるシステム構成としても良い。温度センサ２６は熱電対、白金熱センサのいずれであっても良い。病変組織の温度が蛋白分解温度（約４２度）を大幅に超えて、係る病変組織を焼灼することを防ぐためである。それとともに、温熱治療を行っている間にわたって病変組織の温度を監視し、かつ高周波電源２１の出力を適正な出力電力に制御するためでもある。
【００４５】
本実施例では、高周波電源２１から出力されるマイクロ波の周波数は２.４５ＧＨｚを用いたが、他のマイクロ波周波数でも良い。例えば、米国で一般的に使用が認められる９４５ＭＨｚであっても良い。ただし、この場合は第１電極８及び第２電極９を設ける間隔を２.４５ＧＨｚの周波数を用いる場合に比べて約２.６倍にする必要がある。
【実施例７】
【００４６】
実施例６の治療用アンテナプローブ２４の鞘１の内部に温度センサ２６’を組み込んだ電磁治療用システム３１’の実施例を図１３（模式図である）に示す。ここで温度センサ２６’は白金センサ、熱電対のいずれでも良い。また、サーキュレータ２２に抵抗器４４を接続し、治療用アンテナプローブ２４からの反射電力を吸収して電磁治療用システム３１’の安定動作を図る構成としても良い。なお、治療用アンテナプローブ２４と接続された電力伝送線２９は、複数の中心導体を有する高周波電力伝送構造体、又は単一の中心導体からなる高周波電力伝送構造体のいずれであっても良い。
【実施例８】
【００４７】
また、実施例７に示す電磁治療用システム３１を改変したものを図１４（模式図である）に示す。本実施例に係る電磁治療用システム３２では、電力測定器２３に入力される電力を、実施例６に示す高周波電源２１からの出力電力に加えて、高周波電源２１に接続されたサーキュレータ２２の残りのポートからの電力とした。このポートからの電力により、治療用アンテナプローブ２４からの反射電力（Ｐ１）を測定できるからである。それにより、上記の反射電力（Ｐ１）と高周波電源２１の出力電力（Ｐ０）との差分の電力を測定した。そして、生体組織への入力電力（Ｐ０−Ｐ１）を制御する目的として、制御ユニット２５を用いて高周波電源２１の出力電力（Ｐ０）を制御した。なお、治療用アンテナプローブ２４と接続された電力伝送線２９は、複数の中心導体を有する高周波電力伝送構造体、又は単一の中心導体からなる高周波電力伝送構造体のいずれであっても良い。
【００４８】
その結果、高周波電源２１の出力電力（Ｐ０）と治療用アンテナプローブ２４からの反射電力（Ｐ１）との差分の電力（Ｐ２）の信号が上述の電力の測定により作られた。そして、高周波電源２１の出力電力（Ｐ０）と反射電力（Ｐ１）との差分の電力（Ｐ２）は、治療用アンテナプローブ２４から生体組織への入力電力（Ｐ３）と同視できるものとなった。従って、その差分の電力（Ｐ２）の信号により制御ユニット２５を制御することにより、元の高周波電源２１が生体組織に対して適正な電力を出力するように制御することができた。
【実施例９】
【００４９】
本実施例では、上述の電磁治療用システムに対して、温度センサ２６の計測温度の信号を制御ユニット２５へと入力し、高周波電源２１の制御を高周波電源２１の出力電力のオンとオフにより行った。具体的には、図１２に示す電磁治療用システム３１において、高周波電源２１の出力電力は電力供給期間と電力非供給期間とからなるパルス状の電力波形を有し、電力供給期間の出力電力を一定のものとし、かつ上述のように高周波電源２１の出力電力をモニタしてその出力電力が過剰となれば高周波電源２１の出力電力を停止するように設定した。更に、出力電力の電力供給期間は温度センサ２６の出力信号によって監視及び制御される構成とした。温度センサ２６を穿刺挿入した病変組織を治療範囲として局所的に焼灼されることを防ぎつつ、適切に加温させることができるからである。
【００５０】
ここで、制御ユニット２５の下限の制御設定温度ＴＬは、病変組織の蛋白分解温度の近傍に設定した。そして、温度センサ２６からの出力信号の示す温度が制御設定温度ＴＬまで下がったときに、高周波電源２１から所定の電力を出力させるように構成した。高周波電源２１の出力電力は平均１０ワットとして、５０％のデューティーサイクル（電力供給期間が１周期中５０％であり、かつ電力非供給期間とが１周期中５０％である電力供給方法）で６００秒間出力することを基本的な動作の設定条件とし、生体組織温度が４４度を超えるとその期間は当該電力が出力されないように制御ユニット２５を用いて上述の高周波電源２１を制御した。
【００５１】
本実施例では図１５に示すように、制御ユニット２５において、病変組織に穿刺挿入する温度センサ２６の計測温度についての上限及び下限の制御設定温度としてＴＨ及びＴＬを設定した。ここで、ＴＨで４４度あり、ＴＬが４２.５度である。すなわち、生体組織に穿刺挿入された温度センサ２６の計測信号がいったん４４度に達すると、高周波電源２１の出力電力（Ｐ０）のオン時の電力が出力されない。そのため生体組織の温度が低下した。その一方で、蛋白分解温度近くの４２.５度に至ったときには、高周波電源２１の出力電力（Ｐ０）のオン時の電力の出力が再開されるようにした。本実施例で用いた制御ユニット２５は、計測温度の入力に対して、このようなヒステリシス制御ができるように構成した。
【実施例１０】
【００５２】
本実施例では、温度センサ２６の出力信号を用いる方法を、図１４に示す電磁治療用システム３２において適用した。即ち、高周波電源２１の出力電力は、電力供給期間の出力電力を一定のものとし、かつ上述のように高周波電源２１の生体組織への入力電力（Ｐ３）をモニタしてその出力電力が過剰となれば高周波電源２１の出力電力が停止するように設定した。温度センサ２６の出力信号によって監視及び制御される構成は、上の実施例と同じとした。即ち、基本動作設定条件とし、生体組織温度が４４度を超えると、その期間は当該電力が出力されないように、制御ユニット２５を用いて高周波電源２１を制御した。具体的には図１５に示すように、制御ユニット２５において、病変組織に穿刺挿入する温度センサ２６の計測温度についての上限及び下限の制御設定温度としてＴＨ及びＴＬを設定した。ここで、ＴＨが４４度であり、ＴＬが４２.５度である。
【実施例１１】
【００５３】
本実施例では、図１６（模式図である）に示すように、実施例８ないし１０の治療用アンテナプローブ２４の鞘１の内部に温度センサ２６’を組み込んだ電磁治療用システム３２’とした。
【実施例１２】
【００５４】
本実施例では、図１７（模式図である）に示すように、上述の電磁治療用システム３２について、実施例５で示した治療用アンテナプローブ２４を用いて新たな電磁治療システム３２”を構成した。ここで、薬剤輸送チューブ１３ｅを薬剤供給ポンプ３０につなぎ、この薬剤供給ポンプ３０から鞘１の先端部に設けた孔１８を介して、自動又は手動により薬剤を病変組織に注入した。電磁治療用システム３２”としては図１４に示す電磁治療用システム３２と同様としており、電磁治療用システム３２”に利用する高周波電源２１の出力電力のモニタ方法や制御方法、温度センサ２６の出力信号の使用方法も実施例８と同様とした。なお、治療用アンテナプローブ２４と接続された電力伝送線２９は、複数の中心導体を有する高周波電力伝送構造体、又は単一の中心導体からなる高周波電力伝送構造体のいずれであっても良い。
【００５５】
この電磁治療用システム３２を用い、実施例５の治療用アンテナプローブ２４を用い、薬剤供給ポンプ３０から薬剤輸送チューブ１３ｅを介し、鞘１の先端部又は側壁部に穿たれた孔１８、１８’を通じて、自動又は手動により薬剤を病変組織に注入した。制癌剤や抗癌剤等の薬剤の注入の時期は、治療用アンテナプローブ２４を病変組織に穿刺挿入した後で、高周波電源２１の電力が供給される前、同時、又は後であっても良い。その注入の時期については、使用する制癌剤や抗癌剤等の薬剤により決めることができる。
【００５６】
また必要なら、温度センサ２６の出力信号を用いた制御ユニット２５による、高周波電源２１の出力電力の制御を行わない簡単な電磁治療用システム３１であっても良い。
【図面の簡単な説明】
【００５７】
【図１】従来の形態に係る、第１電極及び第２電極からなる治療用アンテナプローブの、治療領域の模式図である。
【図２】従来の形態に係る、第１電極及び第２電極からなる治療用電極プローブの、ＳＡＲから決まる軸方向ｚの温度分布である。
【図３】従来の形態に係る、バッファ電極を有する治療用アンテナプローブの要部断面図である。
【図４】従来の形態に係る、バッファ電極を有する治療用電極プローブのＳＡＲから決まる軸方向ｚの温度分布である。
【図５】本実施形態に係る治療用アンテナプローブの、（ａ）電界強度及び電流強度の分布の模式図と、（ｂ）給電点が異なる位置にある形態の電界強度及び電流強度の分布の模式図である。
【図６】本実施形態に係る略円筒状導体ケーブルの、（ａ）要部正面図と、（ｂ）半径方向面の断面図である。
【図７】実施例１に係る、略円筒状導体ケーブルからなる治療用アンテナプローブの、（ａ）要部断面図と、（ｂ）要部正面図と、（ｃ）給電点が異なる位置にある形態の要部断面図である。
【図８】実施例２に係る、収縮チューブを有する治療用アンテナプローブの、（ａ）要部断面図と、（ｂ）要部正面図と、（ｃ）給電点が異なる位置にある形態の要部断面図である。
【図９】実施例３に係る、第１電極と第２電極との接続部の、（ａ）要部斜視図と、（ｂ）要部断面図と、（ｃ）外部導体からはみ出した中心導体をロウ付け後に削除した形態の要部断面図と、（ｄ）両面導体間隙片の導体表面の一部のみを残した形態の要部断面図と、（ｅ）絶縁片と第１及び第２電極との間に絶縁部材を有する形態の要部断面図と、（ｆ）絶縁片を用いずに第１電極と第２電極の間を絶縁部材で埋めた形態の要部断面図と、（ｇ）外部導体に切込みを入れた形態の要部斜視図である。
【図１０】実施例４に係る、アンテナエレメント部と電力伝送線との接続部の、（ａ）要部斜視図と、（ｂ）両面導体間隙片の導体表面の一部のみを残した形態の要部斜視図と、（ｃ）絶縁片と第１電極との間に絶縁部材を有する形態の要部断面図と、（ｄ）単一の中心導体を有する電力伝送線を用いた形態の要部斜視図と、（ｅ）外部導体に切込みを入れた形態の要部断面図である。
【図１１】実施例５に係る、（ａ）孔が穿たれた治療用アンテナプローブの要部正面図及び要部側面図と、（ｂ）先端に孔を穿たれた治療用アンテナプローブの要部断面図と、（ｃ）先端及び側面に孔が穿たれた治療用アンテナプローブの要部断面図である。
【図１２】実施例６及び実施例９に係る、高周波電源の出力電力をモニタする電磁治療システムの、回路構成の模式図である。
【図１３】実施例７に係る、温度センサを治療用アンテナプローブの鞘の内部に有する電磁治療用システムの、回路構成の模式図である。
【図１４】実施例８、実施例１０及び実施例１２に係る、治療用アンテナプローブからの反射電力を用いた電磁治療システムの、回路構成の模式図である。
【図１５】実施例９及び実施例１０に係る、電磁治療システムの制御ユニットによるヒステリシス制御の一例である。
【図１６】実施例１１に係る、温度センサを治療用アンテナプローブの鞘の内部に有する電磁治療用システムの、回路構成の模式図である。
【図１７】実施例１２に係る、薬剤供給ポンプを有する電磁治療システムの回路構成の模式図である。
【符号の説明】
【００５８】
１、１７      鞘
２、２ｄ    中心導体
２ａ    第１中心導体
２ｂ    第２中心導体
３      絶縁誘電体
４      外部導体
５      絶縁ジャケット
７、７’      間隙
８      第１電極
９      第２電極
１２    収縮チューブ
１３ｃ  溝
１３ｄ、１３ｅ  薬剤輸送チューブ
１４    コネクタ
１８、１８’    孔
２０    バッファ電極
２１    高周波電源
２２    サーキュレータ
２３    電力測定器
２４    治療用アンテナプローブ
２５    制御ユニット
２６、２６’    温度センサ
２８    電力分配器
２９、３５    電力伝送線
３０    薬剤供給ポンプ
３１，３１’，３２，３２’，３２”  電磁治療用システム
３３    略円筒状導体ケーブル
３４ａ、３４ｂ、３４ｃ、３４ｄ    給電点
３６ａ    第１ダイポールアンテナ
３６ｂ    第２ダイポールアンテナ
３６ｃ    第３ダイポールアンテナ
３７    両面導体間隙片
３８ａ、３８ｂ、３８ｃ  導体表面
３９    貫通穴
４０    片面導体間隙片
４１    アンテナエレメント部
４２    切込み
４３    絶縁部材
４４    抵抗器
４５    ロウ材
【図１】
2008054708.tif 000017
【図２】
2008054708.tif 000018
【図３】
2008054708.tif 000019
【図４】
2008054708.tif 000020
【図５】
2008054708.tif 000021
【図６】
2008054708.tif 000022
【図７】
2008054708.tif 000023
【図８】
2008054708.tif 000024
【図９】
2008054708.tif 000025
【図１０】
2008054708.tif 000026
【図１１】
2008054708.tif 000027
【図１２】
2008054708.tif 000028
【図１３】
2008054708.tif 000029
【図１４】
2008054708.tif 000030
【図１５】
2008054708.tif 000031
【図１６】
2008054708.tif 000032
【図１７】
2008054708.tif 000033