(57)【要約】本発明は最小の侵襲性の外科技術に関する。発生器の方向への反射波の後方伝播を阻止するため通常チョークと呼ばれるトラップが設けられた単極または双極の同軸タイプの経皮的な鋭い発熱治療マイクロ波用のアンテナの製造方法を提供する。装置の小型化は特に腫瘍に対する医薬および手術における間隙発熱治療で最小の侵襲性を可能にする。アンテナ製造方法は、ターゲット組織にアンテナ２，３，４ を誘導するための金属針１ を提供する。アンテナ２ の外部導体４ 上には金属カラー６ が予め定められた位置に接続され、プラスティックシース５ はフィード７ とカラー６ との間の部分の外部導体２ をカバーするために設けられ、アンテナが挿入される金属針１ の内部壁はその後カラー６ とシース５ を含み誘導するために使用され、特にカラー６ は金属針１ の内部壁と電気的に接触する。アンテナはしたがって可変の長さのチョークと小型化された直径で得られる。熱電対は“フィード”ゾーンで直接突出するチョークを貫通して誘導できる。【選択図】図３
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
腫瘍学における敏感な発熱治療のために、ターゲットとする組織へ導入するため金属針中へ挿入されることができる侵入型、経皮的、腹腔鏡、内視鏡および医薬および手術の外科用処理のための同軸マイクロ波アンテナにおいて、
内部導体と、
全長にわたって内部導体を被覆する誘電体層と、
端部部分を除いて誘電体層を同軸的に被覆する外部導体と、
前記端部部分の近くの外部導体の外側に取付けられ、外部導体よりも大きい直径の同軸導電部分を具備するチョークと、
前記軸的な導体を外部導体へ接続し、前記端部部分とは反対方向で前記同軸導電部分に沿って配置されている導電カラーとを有し、
チョークの同軸導電部分が前記金属針によって構成されていることを特徴とするアンテナ。
【請求項２】
前記カラーは前記針と滑動接触しており、チョークの長さは変更されることができる請求項１記載のアンテナ。
【請求項３】
前記カラーの隣に位置し、前記端部部分に近接して、チョークの誘電体層であるプラスティックシースが設けられている請求項１記載のアンテナ。
【請求項４】
前記シースは付着防止材料であり、針から突出する長さを有し、高温の加熱治療中に外部の部分が組織に付着することを防止している請求項１記載のアンテナ。
【請求項５】
熱電対がカラーと、チョークを形成するシースとを貫通して設けられ、前記熱電対は前記同軸チューブの外部導体と接触し、前記シースから出てアンテナのフィードゾーン中へ突出している感応端部を有している請求項１記載のアンテナ。
【請求項６】
腫瘍学における敏感な発熱治療形式のために、侵入型、経皮的、腹腔鏡、内視鏡、医薬と手術の外科用処理のための同軸マイクロ波アンテナ上に可変の長さのチョークを構成する方法において、前記アンテナはターゲットの組織へ導入するのに必要な金属針へ挿入されることができ、
アンテナは、
内部導体と、
全長にわたって内部導体を被覆する誘電体層と、
端部部分を除いて誘電体層を同軸的に被覆する外部導体とを有し、
前記端部部分の近くの導電カラーを前記アンテナ上に設け、それによって前記導電カラーは前記金属針中を滑動することを特徴とする方法。
【請求項７】
前記端部部分に隣接する前記カラーの隣には、チョークに対して内部である誘電体層であるプラスティックシースがアンテナ上に配置される請求項６記載の方法。
【請求項８】
アンテナの前記シースおよび誘電体層はＰＴＥＥである請求項６記載の方法。
【請求項９】
前記カラーはアンテナの外部導体に溶接された金属から作られる請求項６記載の方法。
【請求項１０】
ターゲットの組織へ誘導するのに必要な金属針に挿入されることができる発熱治療用のアンテナにおいて、
内部導体と、
全長にわたって内部導体を被覆する誘電体層と、
端部部分を除いて誘電体層を同軸的に被覆する外部導体と、
端部部分近くの外部導体の外側に取付けられ、外部導体よりも大きい直径の同軸導電部分を具備するチョークとを具備し、
熱電対がチョークを貫通して設けられ、前記熱電対は前記外部導体と接触し、前記チョークから出てアンテナのフィードゾーンへ突出している感応端部を有することを特徴とする発熱治療アンテナ。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、隙間、経皮的、腹腔鏡、内視鏡、医薬および手術の外科内応用、特に腫瘍学における最小の侵襲性外科技術に関する。特に、発生器の方向に戻る反射波の伝播を遮断するために通常チョークと呼ばれる“トラップ”が設けられた単極または双極の同軸タイプの３７℃から１００℃までにわたって動作する発熱治療用のマイクロ波アンテナに関する。さらに、本発明はこのようなアンテナの構成方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
腫瘍学における発熱治療は癌の治療で３０年にわたって使用された方法である（Ｈａｈｎ ＧＭ Ｈｙｐｅｒｔｈｅｒｍｉａ ａｎｄ Ｃａｎｃｅｒ 、Ｐｌｅｎｕｍ Ｐｒｅｓｓ、Ｙｏｒｋ、１９８２年）。これは直接的にまたは放射線療法、化学療法のような他の方法またはその他の外科技術の付加的な使用によりネクローシスを得るため癌細胞を加熱することからなる。
【０００３】
特に表面の外傷の治療のための組織の加熱では、最初に電磁波が人体の外に位置するソースにより発生されて使用される。
【０００４】
さらに最近の細い器具がマイクロ波アンテナ間で使用されており、数百ＭＨｚ乃至数千ＭＨｚ、典型的には２４５０ＭＨｚ間で動作し、侵入型、経皮型、腹腔鏡、内視鏡、深い損傷部の局部的治療に適した外科間応用において同軸チューブで実行される（Ｉｓｋａｎｄｅｒ ＭＦ ＆ Ｔｕｍｅｈ ＡＭ、Ｄｅｓｉｇｎ ｏｐｔｉｍｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ Ｉｎｔｅｒｓｔｉｔｉａｌ Ａｎｔｅｎｎａｓ、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ 、１９８９年、２３８ −２４６ 頁）。
【０００５】
このようなアンテナは通常、超音波検査の誘導、ＴＡＣ、ＮＭＲ、または他のコンピュータ化されたイメージ技術の下でカテーテルまたは金属針を使用して治療するために損傷部に挿入される。これらは医薬、イオン化された波および／または外科的な切除に関して使用されるのに適している。
【０００６】
これらのマイクロ波アンテナは通常、フレキシブルまたは半硬質の同軸チューブを使用して製造され、発熱治療を行うためにマイクロ波パワーを組織へ伝達するように適切に１端部で変形される。
【０００７】
図１では、生検（バイオプシ）針１に挿入されているアンテナの軸に沿った断面が示されている。図面の右側のそのアクチブな部分のアンテナは放射双極（ダイポール）または単極（モノポール）として適切に構成される。さらに正確には２は同軸チューブの外部導体であり、３は中心導体４から外部導体を絶縁する誘電体層である。７で示されている点はフィード点、即ち通常“フィード”と呼ばれるアンテナのアクチブ部分であり、ここでは放射されたパワーは通常最大である。
【０００８】
図１で示されているように、例えば同軸チューブの外部導体２の一部を１端部で切断して誘電体層３を被覆しない状態により形成される通常のアンテナにより（大きい血管が通っていない）生物学的組織を加熱することによって得られる等温表面は回転対称形状を有する。図面の平面上のこれらの投影は楕円形であり、前述したように同軸チューブの外部導体２の末端部が切断されているアンテナのフィード点７近くに最大の中心の送信部を有する。破線の投影表面８は純粋に理論的なケースにおけるこのタイプのアンテナにより放射される組織の等温表面を示している。
【０００９】
実際には、加熱するときに同一の媒体の誘電体特性の変化のために、および電磁波の誘導された伝播に関連する他の理由のために、アンテナのインピーダンスはこれが動作する媒体のインピーダンスに完璧に適合されていない。マイクロ波パワーの放出中に、常にアンテナの外部導体に沿ってアクチブ端部から発生器方向へ戻る後方向の波が存在し、加熱図形の後方の延長を生じる。破線曲線９はこの効果に対応する後方に延びた等温表面の投影を示している。この欠点はアンテナのアクチブ部分の近くに熱の発生を適切に集中することを阻み、この技術の使用を大きく制限する。
【００１０】
この欠点を克服するために、通常、アンテナは無線放送アンテナでしばしば使用され反射されたパワーの後方伝播を遮断するチョークまたはトラップと呼ばれる装置を取付けられる（例えばＲｅｉｎｔｊｅｓ ＪＦ ＆ Ｃｏａｔｅ ＧＴ、Ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ ｏｆ Ｒａｄａｒ 、ＭｃＧｒａｗ−Ｈｉｌｌ Ｂｏｏｋ Ｃｏｍｐａｎｙ、Ｙｏｒｋ、１９５２年、８５１ 頁参照）。
【００１１】
図２で１１で示されているこの装置は、フィード７近くにアンテナの同軸チューブの外部導体と、短絡回路金属チューブ１２を１端部に配置することにより得られるλ／４の長さの同軸誘導部分において構成され、λは放射された波の波長である。図２では、１はアンテナの針誘導装置であり、２はアンテナの外部導体であり、３は絶縁材料であり、４は中心導体である。
【００１２】
この場合、１３で示されている後方反射波はアンテナの外部表面を移動し、チョーク１１に入り、全体がλ／２のパスが入口の位相に関して反対の位相のチョークに再度入った後、短絡回路のその１端部でそれ自体反射し、その結果強度がゼロになる。アンテナにチョーク１１が取付けられたときに得られる等温表面は図２の連続曲線１０により示される。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】
実際には、図に示されるように、チョーク１１の導入はアンテナと針１の直径の実質上の増加を招き、したがって外来患者部門のように例えば反復される治療等で最小の侵襲性の手術が必要とされるときにその応用を限定する。
【００１４】
製造上の理由および、材料の抵抗の限定のために、チョークの半径方向の寸法はある制限下で減少されることができない。
【００１５】
さらに、治療中の温度変化により生じる媒体の誘電体特性の変化の場合、またはマイクロ波発生器が調節可能な周波数を有するときのようにアンテナの周波数の変化の場合、チョークは常にほぼ第４の波長の長さであるように長くされまたは短くされることはできない。既存のチョークのインピーダンスはそれ故固定されており、それによって反射して戻る波の消去は動作温度が変化されるとき全体的に効果的ではない。
【００１６】
発熱治療の応用はさらに、局部的な温度の測定に通常関連される。事実、隣接する健康な組織を維持してアンテナの実際の加熱パワーを制御するように治療を行うため癌障害の加熱温度を測定することが必要である。
【００１７】
通常、動作領域では、温度センサが挿入される（図２の２０で示されている）。例えば金属の熱電対が使用される。しかしながら、これらは加熱しすぎて測定に悪影響する熱電対の金属の渦電流のために、アンテナによるエネルギの放出中に導入されることができない。さらに熱電対の存在はマイクロ波のフィールド分布を変化し、加熱の変化は加熱しすぎて測定に悪影響する熱電対の金属の渦電流のために、アンテナによるエネルギの放出中に導入されることができない。さらに熱電対の存在はマイクロ波フィールドの分布を変化させ、加熱パターンを変化させる。それ故、金属の熱電対による温度測定はエネルギ放出をしばしば停止しなければならない欠点を有する。代わりに、光ファイバセンサは金属をもたず、フィールドによる影響を受けず、またはそれを乱さないが、高価で脆弱であるという欠点を有することで知られている。金属の熱電対または光ファイバセンサのいずれの場合にも、センサを動作領域へ導入するため更に別のカテーテルを導入する欠点がさらに存在する。
【００１８】
本発明の目的は、発生器の方向へ反射する波の後方伝播を阻止するためにトラップまたはチョークが設けられている医薬および外科手術の応用のための同軸マイクロ波アンテナを提供することであり、ここで従来技術に関するこのトラップの小型化が可能であり、それによって最小の侵襲性応用での使用を可能にする。
【００１９】
本発明の別の目的は、中間波長の変化の場合に、より正確な動作のためにチョークが長くされるかまたは短くされることを可能にするアンテナを提供することである。
【００２０】
本発明の更に別の目的は、動作領域の温度の測定を可能にするアンテナを提供することである。
【００２１】
本発明の更に別の目的は、簡単な構造でこの小型化を可能にするこのようなアンテナの生成方法を提供することである。
【００２２】
【課題を解決するための手段】
これらおよび他の目的は本発明によるアンテナにより実現され、これはターゲットとする組織へアンテナを誘導するのに必要な金属針中に挿入されることができ、そのアンテナは、
内部導体と、
全長にわたって内部導体を被覆する誘電体層と、
端部部分を除いて誘電体層を同軸的に被覆する外部導体と、
端部部分の近くの外部導体の外側に取付けられ、外部導体よりも大きい直径の同軸導電部分を具備するチョークと、
同軸導体を外部導体へ接続し、端部部分とは反対方向で同軸導電部分に沿って配置されている導電カラーとを具備し、
アンテナはチョークの同軸導電部分がその金属針中に構成されていることを特徴としている。
【００２３】
カラーは針と滑動接触しており、チョークの長さは変更されると有効である。
【００２４】
好ましくはカラーの隣に位置し端部部分に近接して、アンテナはチョークの誘電体層であるプラスティックシースを有する。
【００２５】
シースは付着防止材料であり、針から突出する長さであり、高温の加熱治療中に外部部分が組織に付着することを防止している。
【００２６】
有効に、熱電対はチョークとシースを貫通して設けられ、前記熱電対は前記同軸チューブの外部導体と接触し、前記シースから出てアンテナのフィードゾーンへ突出している感応端部を有する。
【００２７】
本発明の別の特徴によれば、同軸アンテナで可変の長さを有するチョークの構成方法では、アンテナはそれをターゲットの組織へ誘導するのに必要な金属針中に挿入され、アンテナは、
内部導体と、
全長にわたって内部導体を被覆する誘電体層と、
端部部分を除いて誘電体層を同軸的に被覆する外部導体とを有し、
端部部分の近くの導電カラーをアンテナ上に設け、導電カラーが金属針中を滑動するようにすることを特徴とする。
【００２８】
端部部分に隣接するカラーの隣には、チョークの誘電体層であるプラスティックシースがアンテナ上に配置されることが好ましい。
【００２９】
アンテナのシースと誘電体層はＰＴＥＥから構成されると有効である。
【００３０】
カラーはアンテナの外部導体に溶接された金属から作られることができる。
【００３１】
本発明の更に別の特徴によると、発熱治療用のアンテナは、それをターゲットの組織へ誘導するのに必要な金属針中に挿入され、
内部導体と、
全長にわたって内部導体を被覆する誘電体層と、
端部部分を除いて誘電体層を同軸的に被覆する外部導体と、
端部部分の近くの外部導体の外側に取付けられ、外部導体よりも大きい直径の同軸導電部分を具備するチョークとを具備し、
熱電対がチョークを貫通して設けられ、この熱電対は前記外部導体と接触し、前記チョークから出てアンテナのフィードゾーンへ突出している感応端部を有することを特徴とする。
【００３２】
【発明の実施の形態】
隙間マイクロ波アンテナと、その製造方法の更なる特性および利点は本発明にしたがって、例示であり限定ではないその実施形態の以下の説明と、更に添付図面の参照により明白になるであろう。
図３では、本発明により、例えば１４ゲージで外部直径＝２．１ｍｍの生検針１で構成される金属チューブに挿入されたアンテナの軸に沿った断面図が示されている。
【００３３】
アンテナは図面の右側のアクチブ部分では放射双極または単極である。さらに正確にはアンテナは、外部導体２を有する同軸チューブと、誘電体層３と、外部導体２から絶縁された誘導体層３中に埋没されている中心導体４とにより形成される。外部導体２ではよく知られているように、７で示されているエンドポイントはアンテナのアクチブ部分のフィード点であり、ｇｅｒｇｏ ｔｅｃｎｉｃｏ における前記フィードでは放射されるパワーは通常最大である。
【００３４】
本発明によれば、プラスティックシース絶縁体５とカラー金属６が設けられている。さらに正確には、この結果は以下により得られ、
アンテナ２の外部導体のｓａｌｄａｎｄｏで、金属カラー６が予め定められた位置にあり、
フィード７からカラー６までの部分の外部導体２を被覆するプラスティックのシース５を配置することにより、
アンテナがカラー６とシース５、特に金属針１の壁の内部と電気的に接触しているカラー６を含んで誘導するために挿入される同じ金属針１の壁の内部を使用する。
【００３５】
本発明は医薬および手術で深い傷の局部的治療に適したチョークが取付けられている最小化されたマイクロ波アンテナを容易で高価ではない方法で製造することを可能にする。実際に、金属針１と、カラー６と、シース５の組合わせは可変の長さのチョークを得ることを可能にし、アンテナの外部直径の増加を最小に減少させる。
【００３６】
図２のチョークのように、実際に図３では、波１３はフィード７の開始から反射して戻り、アンテナの外部表面を伝播し、針１と外部導体２との間に形成されたチョークに入り、全体がλ／２のパスが入口における波に関して反対の位相でチョークの入口に再度入った後、短絡回路のカラー６でそれ自体反射し、ゼロの強度を得る。温度の上昇の場合または他の原因による波長の変化は針１に関してカラー６の位置を変化することにより補正されることができ、それによってチョークは常にλ／４の長さである。ある範囲内で、動作中のアンテナのインピーダンスの変化はチョークの長さと、その後のチョークとフィードとの間の部分の長さを変更するのと同一方法で補償されることができる。
【００３７】
本発明にしたがってアンテナにチョークが取付けられるときに得られる等温表面もまたこの場合、破線曲線により示されており、アンテナの軸方向のチューブと、アンテナが挿入される針の誘導装置１の内部壁も示されている。
【００３８】
さらに正確には、金属カラー６は針の誘導装置１の内部壁との電気接触を維持し、したがって可動のバイパスである。
【００３９】
シース５は以下の機能を有する。
アンテナの実効的なチョークを供給するλ／４の長さの同軸の導波体であり、
アンテナの針中で滑動する中心素子であり、
チョークに対して外部の部分では、組織の付着は高温の加熱治療中に避けられ、アンテナが滑動する針の誘導装置とは異なる金属表面との接触を可能にされない。
【００４０】
図５を参照すると、本発明の異なる実施形態にしたがって、熱電対２１はチョークを形成するカラー６とシース５を通って設けられる。熱電対２１はアンテナを形成する同軸チューブの外部導体２と接触し、アンテナのフィードゾーン１０へ突出するシース５から出ている感応端部２２を有する。熱電対の他方の端部はプラグ２３によって、図示されていない温度測定機器へ接続されている。
【００４１】
本発明によれば、熱電対２１はアンテナの動作に影響しない。実際に、熱電対は外部同軸導体２の金属と一体的である。それ故、熱電対２２は実際的には遮蔽されている。
【００４２】
熱電対２１は金属の異なる導体が感応端部２２で接合される金属シースにより形成された普通の金属熱電対である。このような金属の熱電対はそれ程高価なものではなく、光ファイバセンサ（例えばフッ化物の光センサ）よりも廉価である。
【００４３】
熱電対２１の更なる利点は外部熱電対を付加的なカテーテルを通して測定部分に挿入するのではなく、測定は発熱治療を発生する供給転送中に動作領域で直接行うことができることである。
【００４４】
熱電対２１はまた図３乃至５で示されているのとは異なる発熱治療アンテナに配置されることができる。
【００４５】
特定の実施形態についての前述の説明は、概念的な視点にしたがって本発明を十分に明らかにしており、それによって当業者は現在の知識を適用することにより、さらに研究せず、本発明から逸脱せずにこのような実施形態を種々の応用に変形および／または適合することができ、それ故、このような適合および変形は特定の実施形態に等しいものと考慮されなければならないことが理解されよう。ここで説明した異なる機能を実現するため手段および材料は、この理由で本発明の技術的範囲を逸脱せずに異なる性質を有することができる。ここで使用した表現または用語は説明のためのものであり、本発明を限定する目的ではないことが理解されよう。
【図面の簡単な説明】
【図１】
生検針１に挿入されているアンテナの軸に沿った断面図。
【図２】
フィード７近くにアンテナの同軸チューブの外部導体と、短絡回路金属チューブ１２を１端部に整列することにより得られるλ／４の長さの同軸誘導部分において構成される装置の図。
【図３】
アンテナの第２の本発明の軸に沿った断面図。
【図４】
図３のアンテナの分解図。
【図５】
チョークを交差してフィードゾーンへ突出する熱電対が付加されている図３のアンテナの断面図。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【国際公開パンフレット】
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2004518471.tif 000009
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2004518471.tif 000012
2004518471.tif 000013
2004518471.tif 000014
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2004518471.tif 000016
2004518471.tif 000017
2004518471.tif 000018
2004518471.tif 000019
2004518471.tif 000020
2004518471.tif 000021
2004518471.tif 000022
2004518471.tif 000023
2004518471.tif 000024
2004518471.tif 000025
【国際公開パンフレット（コレクトバージョン）】
2004518471.tif 000026
2004518471.tif 000027
【国際調査報告】
2004518471.tif 000028
2004518471.tif 000029
2004518471.tif 000030
2004518471.tif 000031
2004518471.tif 000032