JPH02134170A - 加温療法用マイクロ波放射器 - 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】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、加温療法用マイクロ波放射器に係り、とくに
層、部に対し直接的に刺入装備して加温治療を行うのに
好適な加温療法用マイクロ波放射器に関する。

［従来の技術〕 従来より、この種の加温療法用アプリケータとしては、
第８図（１）（２）ないし第９図（１）（２）に示すよ
うなものがある。

第８図（１）に示す従来例は、モノボールアンテナと同
類で、同軸ケーブルの先端部における外導体を除去した
のと同等の構造となっている。具体的には、中心部に配
設された中心導体４０と、この中心導体４０の周囲に装
備された誘電体４１と、この誘電体４１の周囲に設けら
れた外導体４２とを備えている。そして、この外導体４
２は、先端部において所定の長さＡ部分だけ除去された
構造となっている。

この種の加温療法用アプリケータは、第８図（２）に示
すように、モノポールの基端に開口を有する所謂シュベ
ル・トップ（チョークともいう）４３が付加され、これ
によって同軸ケーブルの外皮導体表面に流れる電流が阻
止され、外皮導体部分の正常組織の過熱が防止されてい
る。

また、第９図（１）に示す従来例は、前述した第８図（
１）に示す従来例の誘電体４１の外面に螺旋状に帯状の
導体５０を巻回し、これによってヘリカル状のスリット
即ち螺線状スリット５１を形成した点に特徴を有してい
る。この第９図（１）に示す従来例は、例えば実公昭６
１−３３９６１号公報にて体腔内挿入型として開示され
ている。一方、この実公昭６１−３３９６１号公報のも
のは、これを小型化することにより、病巣Ｍｉ繊内への
刺入加温用としても使用可能である。

〔発明が解決しようとする課題〕

しかしながら、上記従来例においては、病巣加温機能上
において重大な欠点がある。

以下、これを具体的に説明する。

まず、この第８図（１）（２）ないし第９図（１）（２
）に示す従来例において、同軸ケーブル部分Ｂから突出
した中心導体の長さは、杓！／４Ｊ波長とするのが基本
となっている。具体的には、人体筋肉Ｍｉ織内では、使
用する周波数を、４００（ＭＨｚ）とすると２．　０　
（ｃｍ）　；　２００　（ＭＨｚ）で３．１〔Ｃｌ１１
）　；　１００　（ＭＨｚ）で５．５　（ｃｍ）　；　
６０　（ＭＨｚｌで８．　５　（Ｃｍ）の長さを必要と
し、これらより短い場合、入力インピーダンスの整合性
が悪くなり、放射効率は劣化する。

一方、加温療法においては、−本のマイクロ波放射器で
広範囲の病巣を加温治療なし得るのが望ましい。このこ
とは、数多くのマイクロ波放射器を体内に刺入されるこ
とにより生じる患者の苦痛を和らげる意味もあって重要
である。

ところで、体内組織は、悪性腫瘍組織も含めて一種の誘
電損失材として取り扱うことができる。

このため、電磁波については、低周波はど浸透性が良い
。

例えば、表面から筋内組職に向けてマイクロ波を放射伝
播せしめた場合、その電力が１／２となる浸透深さは、
４００［ＭＨｚ：］で約１．０　〔ｃｍ）；　２００　
（ＭＨｚ）で約１．　４　（ｃｍ）　　；　１００（１
００（で約２，２　（ｃ＋ｎ）；　６０　ＣＭＨｚ）で
約３．Ｏ（ｃｎ）である。このことは、この第８図（１
）（２）に示すものを使用した加温療法に際しては、病
巣の体表から深さ方向にわたる長さによって周波数を選
択する必要性があることを示している。

従って、この使用周波数の選択は、病巣の横方向の広が
りには無関係となっている。

このため、偏平で横方向に広がる病巣に対しては、高い
周波数で動作するアダプタを用いなければならない。ま
た、高周波は組織内への浸透性が悪いことから、数多く
のマイクロ波放射器を必要とする。このことは同時に、
患者にとっては数多くの刺入が必要なことから多くの苦
痛を伴うという不都合があった。

第９図（１）のものは、元来、体腔内挿入型のものであ
るが、前述した如く刺入型としても使用し得る。この第
９図（１）のものは、前述したように高周波同軸ケーブ
ル体もしくはこれと同等のものの外導体４２に螺線状の
連続したスリット５１を設けたもので、その先端部で、
内導体４０に短絡した構造を採っている。

この第９図（１）に示すマイクロ波放射器の意図すると
ころは、螺線状スリット５１部分からの漏洩波による加
温である。しかしながら、実際にはそのようには動作し
ない。

すなわち、波長に比較して極めて細い高周波同軸ケーブ
ル体に設けた螺線状スリット５１ば、外導体４２上に残
った導体部に−巻きの周長が波長に比較して極めて短い
短線アンテナを形成することに起因する。この短線アン
テナは、同軸線路（すなわち内導体）とは殆ど整合せず
、輻放射率が悪いことは一般に良（知られている。

一方、この場合は、螺旋軸の位置に高周波同軸ケーブル
体の内導体が存在しているため、この構造では位相速度
が光速（３ｘｌＯ’　　（ｍ／ｓｅｃ〕）にきわめて近
い波動をも伝播せしめる。つまり表面波が伝播する。そ
して、この構造は前述の波長に比べ極めて小さい螺旋ア
ンテナのみの場合に比較してみると、入力インピーダン
スの整合性は幾分改善される。その理由は、内導体の存
在が表面波伝送路として働くことによるものである。

しかしながら、この表面波は、伝送路の軸（内導体の方
向）から遠ざかるにつれ急速に減衰（第９図（２）参照
）する。このため、加温領域は、伝送路つまりマイクロ
波放射器の極く近傍に限られる。

このため、この第９図（１）に示す従来例においても第
８図（１）（２）に示すものとほぼ同一の効果が得られ
るに留めている。

〔発明の目的〕

本発明の目的は、かかる従来例の有する不都合を改善し
、とくに電磁エネルギを病巣内に広く浸透せしめること
が可能な加温療法用マイクロ波放射器を提供することに
ある。

〔課題を解決するための手段〕

そこで、本発明では、中心部に配設された比較的細い内
導体と、この内導体の周囲に誘電体を介して配設された
外導体とにより成る比較的細い高周波同軸ケーブル体を
備えている。この高周波同軸ケーブル体の同一中心線の
延長線上に、内導体と誘電体とがそれぞれ延設されてい
る。そして、この延設誘電体部の外周面に同一間隔をお
いて複数の環状導電体を装着する、という構成を採って
いる。これによって前述した目的を達成しようとするも
のである。

〔発明の実施例〕

以下、本発明の一実施例を第１図ないし第３図に基づい
て説明する。

第１図に示す実施例は、中心部に配設された比較的細い
内導体Ｉと、この内扉体１の周囲に誘電体２を介して配
設された外導体３とにより成る比較的細い高周波同軸ケ
ーブル体１０を備えている。

この高周波同軸ケーブル体ｌＯの同一中心線の延長線上
に、内導体１と誘電体２とがそれぞれ延設されている。

この内、延設誘電体部２Ａの外周面には、所定間隔をお
いて複数の環状導電体４４、・・・・・・が等間隔に装
備されている。符号！。は各環状導電体４の相互間の離
間距離（スリット幅）を示す。

さらに、前述した各環状導電体４の内の最先端部に位置
する環状導電体４と内導体１との間に、導通部材５が装
備されている。符号９は保護膜を示す。この保護膜９は
、人体組織に無害な高分子化合物被膜が用いられている
。符号ｄは前述した外導体３の直径を示す。この外導体
３の直径ｄは、例えば、０．５〔肛〕〜１．０〔鵬〕に
設定されている。また、延設誘電体部２Ａの長さＡ及び
各環状導電体４の相互間の間隔（スリット幅）ｌ。

は、使用周波数に合わせて予め特定されるようになって
いる。第２図は第１図の■−■線に沿った断面図である
。

次に、第１図ないし第２図に示す実施例の作用を説明す
る。

まず、延設誘電体部２Ａ上に装備された複数の環状導電
体４はその相互間の離間距離Ｐ０とともに環状スリット
・アレイを形成している。このため、この環状スリット
・アレイは、第３図に示す如き等価回路で表わされる。

この第３図において、■、は同軸ケーブルに印加される
高周波電圧を示す。また、Ｃ，−Ｃ，は、外導体上に流
れる高周波電流がスリットによって切断され変位電流に
変換されることによって生しる等価容看を示し、Ｒ３〜
Ｒ，、は、そのとき同時にスリットによって放射される
電磁波の大きさを示す放射抵抗である。さらに、ＺＬは
、スリット・アレイの終端に装着される負荷を示す。第
１図の場合、この負荷ＺＬは、導通部材５の作用により
、ｒＺＬ　＝Ｏ（Ω〕」に設定されている。

次に、具体的動作を説明すると、高周波同軸ケーブル体
１０に印加された高周波電圧は、該ケーブル体１０の特
性インピーダンスによって決定される電流を、その内外
導体１，３に派生する。この同軸ケーブル体１０に伝送
される電送モードは、良く知られているようにＴＥＭ、
モードであり、このモードは同軸ケーブル体１０の外導
体３上に、その長さ方向に電流を生ずる。従って、この
電流は、外導体３上に配設された環状スリットを直角に
横切ることとなる。このときスリットの輻Ｐ。

に応じて容量と放射抵抗が変化する。即ち、スリットの
幅１０が広すぎれば、高周波同軸ケーブル体１０は開放
状態となり、幅が狭すぎると容量が等価的に大となるた
め、スリットが短絡状態となり、放射抵抗はｒｏ（Ω〕
」に近づく。

それ故、スリット幅２゜はスリット部を励振する電磁波
の周波数に応じて決定される。

ここで、上記第１図に示す実施例は、体内病巣に刺入し
た状態にて使用される。このため、前述したようにその
直径が０．５（ｎｕｎ）〜１，０〔ｍｍｌ　と細い。

一方、環状スリットは、高周波同軸ケーブル体１０の外
導体３に流れる実電流を完全に遮断するため、第９図（
１）の従来例の如く螺旋導体５０に沿って実電流が流れ
るという表面波電送モードは発生しない。このため、放
射波が有効に発生し、体内Ｍｉ織内の誘電体損によって
、その周囲が全体的に有効に加温される。

次に、他の実施例について説明する。

第４図は、第１図に示す実施例において、導通部材５を
取り除いた場合を示す。この場合、第３図の等価回路に
あっては「ｚＬ−ω」となり、先端部が開放状態に設定
されたことを意味する。このようにしても放射エネルギ
が有効に出力される。

第５図は、第１図に示す実施例において、スリット幅ｐ
０の幅を順次変化させてｒ！！、、≠！２≠Ｐ３・・・
・・・≠Ｐ、、」とした点に特徴を有している。

この場合、環状導電体４については、すべて同一幅のも
のが使用されている。

また、第６図は、上述した第５図の場合と同しようにス
リット幅を変化させて「１１≠℃２≠Ｐ３・・・・・・
≠ｆｆ１ｎＪとし、同時に環状導電体の幅をスリット幅
の変化に合わせて４１，４□、４３・・・・・・４、、
の如く変化させた点に特徴を有している。

このようにしても、第１図のものと同等に機能するほか
、とくに周波数を変化されることにより加温深さの幅（
力旧詰深さ領域）を変えることができるという利点があ
る。

さらに、第７図は、第１図に示す実施例において、導通
部材５の代わりに前述した高周波同軸ケーブル体１０の
有する特性インピーダンスと同等のインピーダンス値を
備えた負荷ｚＸを装備した点に特徴を有している。

このようにすると、終端での反射が無くなり、従ってエ
ネルギ効率の良好なマイクロ波放射器を得ることができ
る。

（発明の効果〕 以上のように、本発明によると、外導体上に流れる高周
波電流を有効に抑えることができ、これによってマイク
ロ波エネルギを有効に放射することができ、従って、当
該マイクロ波放射器を加温箇所に刺入した場合、その周
囲を比較的高範囲にわたって有効に加温することができ
るという従来にない優れた加温温療法用マイクロ波放射
器を提供することができる。

〜！７ ・・・・・・スリ

Claims (5)

【特許請求の範囲】
1. （１）、中心部に配設された比較的細い内導体と、この
   内導体の周囲に誘電体を介して配設された外導体とによ
   り成る比較的細い高周波同軸ケーブル体を設け、 この高周波同軸ケーブル体の同一中心線の延長線上に、
   前記内導体と誘電体とをそれぞれ延設するとともに、こ
   の延設誘電体部の外周面に同一間隔をおいて複数の同一
   長さの環状導電体を装着したことを特徴とする加温療法
   用マイクロ波放射器。
2. （２）、前記複数の環状導電体の間隔を異なった間隔に
   設定したことを特徴とする請求項１記載の加温療法用マ
   イクロ波放射器。
3. （３）、前記複数の環状導電体の幅を一方から他方に向
   かうに従い徐々に小さく設定したことを特徴とする請求
   項１記載の加温療法用マイクロ波放射器。
4. （４）、中心部に配設された比較的細い内導体と、この
   内導体の周囲に誘電体を介して配設された外導体とによ
   り成る比較的細い高周波同軸ケーブル体を設け、 この高周波同軸ケーブル体の同一中心線の延長線上に、
   前記内導体と誘電体とをそれぞれ延設するとともに、こ
   の延設誘電体部の外周面に同一間隔をおいて複数の環状
   導電体を装着し、 前記各環状導電体の内の最先端部に位置する環状導電体
   と前記内導体との間に、導通部材を装備したことを特徴
   とする加温療法用マイクロ波放射器。
5. （５）、中心部に配設された比較的細い内導体と、この
   内導体の周囲に誘電体を介して配設された外導体とによ
   り成る比較的細い高周波同軸ケーブル体を設け、 この高周波同軸ケーブル体の同一中心線の延長線上に、
   前記内導体と誘電体とをそれぞれ延設するとともに、こ
   の延設誘電体部の外周面に同一間隔をおいて複数の環状
   導電体を装着し、 前記各環状導電体の内の最先端部に位置する環状導電体
   と前記内導体との間に無反射端部を装備したことを特徴
   とする加温療法用マイクロ波放射器。