JPH07506741A - ガンマ適合させたヘリカル状ダイポールマイクロ波アンテナ - Google Patents

Abstract

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Description

【発明の詳細な説明】 ガンマ適合させたヘリカル状ダイポールマイクロ波アンテナ発明の背景 本発明は、マイクロ波による組織の温熱療法の分野に関する。特に、本発明は、 良性の前立腺肥大症（ＢＰＨ）の経尿道的マイクロ波温熱療法用の効率の良いマ イクロ波アンテナの構造に関する。

前立腺は、膀胱の真下にて尿道を包囲する複雑な果状の形状の器官である。尿道 の前方の前立腺組織の約１／３は、解剖学的に及び機能的に尿道及び膀胱に関係 する線維状筋肉組織から成る。その前立腺の残りの２／３は、全体として、尿道 の後方にあり、線状組織から成る。

全ての体内器官のうち最も頻繁に疾患を生ずるこの比較的小さい器官は、ＢＰＨ （良性の前立腺肥大症）という老人における一般的な疾患が発症する部位である 。ＢＰＨは、線維状筋肉組織と線状組織との間の前立腺の尿道周囲領域である遷 移領域にて、前立腺組織が両方向に向けて非整合状態にこぶ状に肥大することで ある。この遷移領域内でこぶ状に肥大する程度は、尿道の最後方領域に比して、 前立腺尿道の前方側方にて最大となる傾向がある。治療せずに放置したならば、 ＢＰＨは、尿道を狭（し、その結果、通常、尿が頻繁となったり、急に催したり 、失禁、夜間多尿となり、及び尿の流れが遅くなったり、又は尿が出に（（なる 。

また、ＢＰＨは、尿道管の感染、急性の尿閉、水腎症及び尿毒症のようなより重 篤な疾患となることもある。

従来、ＢＰＨの最も頻繁に行われる治療は、外科手術（経尿道的切開）であった 。しかし、外科手術は、多くの理由のため、利用可能な治療でないことが多い。

第一に、ＢＰＨに罹る多くの患者が老齢であるため、冠状動脈の疾患のようなそ の他の病気を伴う結果、外科手術を行い得ないことである。第二に、止血、麻酔 の合併症、尿道の感染、排尿困難、失禁、及び逆方向射精といった経尿道的外科 手術に伴う合併症は、かかる治療方法を受けるという患者の意思を損なう可能性 がある。

ＢＰＨのかなり最近に開発された別の治療方法として、マイクロ波エネルギを利 用して、前立腺尿道を囲繞する組織の温度を約４５６Ｃ以上に上昇させ、これに より、腫瘍状組織のみならず、その隣接する健康な組織を熱によって損傷を与え る、マイクロ波による温熱療法がある。腫瘍状の前立腺組織へのマイクロ波エネ ルギの供給は、一般に、マイクロ波アンテナを収容するアプリケータを前立腺に 隣接する体腔内に配置して行われる。このマイクロ波アンテナは、励起させたと きに、分子の励起によって隣接する組織を加熱する。このアンテナによって発生 された熱は、腫瘍状組織のみならず、健康な前立腺内の組織を取り囲み且つ壊死 に至らせる略円筒状の対称のパターンにてアンテナの周りに集中される。この壊 死した前立腺内の組織は、その後に身体に吸収され、これによって、その人間の ＢＰＨの症状を解消させる。

このマイクロ波治療方法は、マイクロ波アンテナによってマイクロ波エネルギを 前立腺に供給して、その周囲の組織温度を約４３°Ｃ乃至４５°Ｃまで上昇させ る、温熱療法として公知の前立腺癌の治療方法を応用するものである。この温度 範囲のとき、循環系統が熱を効率的に発散させることが出来るため、健康で血管 が十分に発達した組織が損傷されることはない。他方、癌性組織は、血管の形成 力が低下し、このため、熱に対して調節するその機能が低下している。このため 、癌性組織の領域内に集中された熱は、癌性組織を壊死させるには十分であるが 、隣接する健康な組織を損傷させる程ではない。

マイクロ波温熱療法は、高温であるため（約４５’Ｃ以上）、低温（約４３°Ｃ 乃至４５°Ｃ）の温熱療法の場合と比較して、治療時間が短いという利点がある 。

しかし、マイクロ液熱療法の望ましくない結果として、前立腺の疾患領域に隣接 する健康な組織に対して高温が与える悪い作用がある。マイクロ波による熱エネ ルギで腫瘍状前立腺組織のみを選択的に加熱し且つ壊死させることの困難性は、 「ヘリカル状のダイポールマイクロ波アンテナによる非対称の温熱療法用装置（ ＤＥＶｒＣＥ　ＦＯＲＡＳＹＭＭＥＴｌ？ＩＣＡＬ　ＴＩＩＥＲＭＡＬ　ＴＨＥ ＲＡＰＹ　ＷＩＴ）ｌ　１（ＥＬＩＣＡＬ　ＤＩＰＯＬＥ@ＩＩＩＣＲＯＷＡＶ Ｅ 八ＮＴＥＮＮＡ）　へという名称の共同米国特許出願第０７／８４７．７１８号 及び「マイクロ波による温熱療法に関係する間質組織の治療法（ＭＥＴＩＩＯＤ 　ＦＯＲＴＲＥＡＴＩＮＧ　ＩＮＴＥＲ３ＴＩＴＩＡＬＴＩＳＳＵＥ　ＡＳＳＯ ＣＩＡＴＥＤ　ＷＩＴＨＭＩＣＲＯＷＡＶＥ　Ｔ！ＩＥＲＭＡＬ　ＴＩＩＥＲＡ ＰＹ）　Ｊという名称の米国特許出願第０７／８４７．９８４号に記載された技 術で解決されている。

温熱療法に使用されているアンテナは、マイクロ波による温熱療法への適用を妨 げる多数の欠点がある。第一に、かかるアンテナはしばしば二種類の熱を発生さ せる。即ち、マイクロ波エネルギによる熱だけでな（、アンテナの抵抗の損失の ために熱エネルギによる熱を発生させるのである。約４３６ｃ乃至４５°Ｃの範 囲の間實内温度を発生させるのに使用するエネルギが比較的少量であること、及 びこれらの温度が健康な組織に与える悪い作用がないことから、これらのアンテ ナの効率はそれほど問題とされていなかった。更に、ある種のマイクロ波アンテ ナによって発生された電磁波パターンの形状及び寸法は、アンテナを組織内に挿 入する深さの関数であることが当該技術分野で公知である。温熱療法に使用され ている従来技術のマイクロ波ダイポールアンテナは、アンテナを組織内に挿入す る深さに起因する作用が種々であるため、組織内に予見可能な加熱パターンを形 成することが出来なかった。最後に、これらのアンテナの電磁波長は、治療を必 要とする前立腺の異なる長さに対応し得るように容易に調節することは出来なか った。故に、温熱療法に関係する従来技術のアンテナの構造は、マイクロ波温熱 療法及びそれに伴う、より高温度に対して満足し得るものではなかった。

マイクロ波温熱療法の目的は、可能な限り、隣接する健康な組織を避けつつ、治 療時間を短縮し、望ましくない組織のみを選択的に加熱し、壊死させることであ る。マイクロ波アンテナを収容するアプリケータに極く近接する組織（即ち、尿 道、射精管及び直腸）の損傷を回避するため、アンテナの抵抗の損失を少な（し 、又は理想的には解消することが必須である。抵抗の損失を解消し、マイクロ波 エネルギのみを利用して、標的とする組織を加熱するため、我々の共同特許出願 に記載されたような冷却システムで尿道組織に伝達された余分な熱を吸収し且つ 運び去ることにより、アプリケータに隣接する箇所を安全な温度に維持すること が可能となる。更に、予見可能で、しかも選択的に調整可能である寸法の加熱パ ターンを形成し得るアンテナの構造とすることは、健康な組織への損傷を最小に しつつ、望ましくない組織の効果的な治療を実現するのに有効である。

本発明は、実質的にマイクロ波エネルギのみで組織内に所望の電磁波パターンを 提供し得る間質組織の温熱療法用の改良に係るマイクロ波アンテナに関するもの である。カテーテルシャフトが同軸ケーブルを支持し、該ケーブルの末端が該同 軸ケーブルの外部絶縁体の周りに巻かれた偏平なワイヤー要素を有している。

ヘリカル状要素の中間点は、同軸ケーブルの外部導体に電気的に接続されており 、これにより、そのヘリカル状要素を反対の極性を有する第−及び第二の部分に 分割する。直列のコンデンサが同軸ケーブルの内部導体と、アンテナの抵抗要素 のインピーダンスが同軸ケーブルのインピーダンス特性に適合する箇所である、 第二のヘリカル状要素上の一点との間に接続されている。この適合は、アンテナ の反射損失（ｒｅｆｌｅｃｔｉｖｅ　１ｏｓｓ）を最小にし、これにより、アン テナへの出力の伝達を最大にする。アンテナを形成するヘリカル状要素は、その 要素の物理的な長さに関係なく、その周囲の媒質内で放出される電磁波長の略１ ／２に等しい有効電気長さを有する。また、ヘリカル状要素の電磁波長は、偏平 なワイヤーの巻き数及びピッチ、及びインピーダンスが適合する箇所の位置を変 えることにより、調節することが出来る。このアンテナによって放出された照射 マイクロ波は、生物組織内に所望の熱パターンを発生させることが出来、そのパ ターン内の温度は、４５°Ｃ以上に達することが可能である。

図面の簡単な説明 図１は、良性な前立腺肥大症による影響を受けた泌尿器官を示す男性の骨盤領域 の縦断面図、 図２Ａは、本発明の尿道カテーテルの末端の側面図、図２Ｂは、本発明の尿道カ テーテルの基端の拡大断面図、図３は、図２Ｂの線３−３に沿った尿道カテーテ ルの断面図、図４は、図２Ｂの線４−４に沿った断面図で端部分を示す、尿道カ テーテルの基端部分の斜視図、 図５は、前立腺領域内に配置された本発明の尿道カテーテルを示す、図１の男性 の骨盤領域の拡大図、 図６は、時間を関数として、本発明のカテーテルによって発生された温度分布を 示すグラフ、 図７は、本発明の尿道カテーテルのマイクロ波アンテナの部分断面図、図８は、 図７に示したマイクロ波アンテナの分解図、図９は、本発明の経尿道的マイクロ 波による熱療法システムのブロック図である。

好適な実施例の詳細な説明 図１は、良性な前立腺肥大症（ＢＰＨ）が泌尿器官に与える影響を示す、男性の 骨盤領域の縦断面図である。尿道１０は、膀胱１２から前立腺１４を通って陰茎 の先端１８の開孔１６から出る導管である。尿道１０の周りの前立腺１４内で成 長する良性な腫瘍は、尿道１０に狭窄箇所２０を生じ、これが、膀胱１２から開 孔１６への尿の流を妨害する。尿道１０に侵入し、狭窄箇所２０を生じる前立腺 １４の腫瘍状組織は、その侵入した腫瘍状組織を加熱し、壊死させることにより 効果的に除去することが出来る。本発明の場合、尿道１０の前方側方の前立腺１ ４の尿道周囲の腫瘍状組織のみを加熱し且つ壊死させて、尿道１０、及び射精管 ２４及び直腸２６のような隣接する健康な組織への望ましくな（且つ不必要な損 傷を回避することが理想的である。前立腺１４の良性な腫瘍状組織を選択的に加 熱すること（経尿路的温熱療法）は、図２Ａ及び図２Ｂに示した、本発明のマイ クロ波アンテナを収容するカテーテル２８によって可能となる。

図２Ａには、カテーテル２８の末端の側面図が示しである。図２Ｂには、カテー テル２８の基端の拡大断面図が示しである。図２Ａ及び図２Ｂに示すように、カ テーテル２８は、全体として、多数ポートマニホルド３０と、多数内腔シャフト ３２と、シャフト位置を保持するバルーン３４と、接続マニホルド３５と、冷却 システム３６と、マイクロ波発生源３８とを備えている。。

マニホルド３０は、拡張ポート４０と、尿排液ポート４２と、マイクロ波アンテ ナポート４４と、冷却流体の流入ポート４６と、冷却流体の流出ポート４８とを 備えている。これらのポー１−４０−４８は、シャフト３２内の該当する内腔に 連通している。マニホルド３０は、ダウ・コーニング（Ｄｏｗ　Ｃｏｒｎｉｎｇ ）からシラスチック（Ｓｉｌａｓｔｉｃ）　Ｑ−７−４８５０という商品名で販 売されている医療等級のシリコンで形成することが望ましい。

シャフト３２は、シャフトの末端５０にてマニホルド３０に接続されている。

シャフト３２は、ダウ・コーニングからシラスチックＱ−７−４８５０という商 品名で販売されている可撓性の医療等級シリコンから押出し成形した多数内腔型 のフォーレイ（Ｆｏｌｅｙ）式尿道カテーテルである。約１６フレンチ（Ｆ　ｒ 　ｅ　ｎ　ｃ　ｈ）の外径を有するシャフト３２は、図３に示すように、略楕円 形の断面を有する外面５２を備えている。シャフト３２は、尿管１０を通じてシ ャフトの基端５４を膀胱内に挿入するのに十分な長さである。一つの好適な実施 例において、シャフト３２には、ハイドロマー・インコーホレーテッド（Ｈｙｄ ｒｏｍｅｒ、　Ｉｎｃ、　）からハイドロマー（Ｈｙｄｒｏｍｅｒ）という商品 名で販売されている疎水性溶液が被覆される。この溶液は、シャフト３２の外面 ５２を潤滑にし、シャフトを尿道１０を通じて進め易くする。

図２Ｂ乃至図４に示すように、シャフト３２は、温度検出内腔５６と、マイクロ 波アンテナ内腔５８と、尿排液内腔６０と、バルーン拡張内腔６２と、冷却流体 の流入内腔６４Ａ、６４Ｂと、冷却流体の排出内腔６６Ａ、６６Ｂとを備えてい る。これらの内腔５６−６６Ｂは、全体として、シャフトの末端５０からシャフ トの基端５４まで伸長している。

温度検出内腔５６は、シャフト３２の第一の側部６８付近に配置されている。

この温度検出内腔５６は、マイクロ波アンテナポート４４に連通し、温度測定セ ンサ６９をシャフト３２内に挿入し、シャフト３２を尿道１０内に挿入したとき の周囲の組織の温度を監視する。センサ６９は、ポート４４から出て、接続マニ ホルド３５を通じて尿道の温度測定装置１７８Ｂ　（図９に図示）に接続されて いる。好適な実施例において、温度測定センサ６９は、ラフストロン・コーポレ ーション（Ｌｕｘｔｒｏｎ　Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ）から販売されている光フ ァイバの発光型温度センサである。温度測定内腔５６は、その基端５４がシリコ ン栓７０て密封されている。

マイクロ波アンテナ内腔５８は、シャフト３２の長手方向軸線に対して偏心状で あり、アンテナ内腔５８は、シャフト３２の第二の側部７２よりもシャフト３２ の第一の側部６８の近（に配置されている。アンテナ内腔５８は、その基端５４ がシリコン栓７０Ａで密封されている。アンテナ内腔５８は、その末端にて、マ イクロ波アンテナポート４４に連通している。マイクロ波アンテナ７４は、バル ーン３４の近くでアンテナ内腔５８内に恒久的に配置されている。アンテナ７４ は、シャフト３２を尿道１０内に正確に配置したとき、前立腺１４の良性な腫瘍 状組織に略隣接した位置となるようにアンテナ内腔５８内に配置される。図２Ａ 及び図２Ｂに示すように、アンテナ７４は、接着剤７５によってアンテナ内腔５ ８内に接着されている。アンテナ７４は、同軸ケーブル７６の最基端に支持され ている。同軸ケーブル７６の最末端は、従来の急速継手７３によって接続マニホ ルド３５に接続されている。同軸ケーブル７６は、マイクロ波発生源３８と接続 マニホルド３５との間に接続された接続ケーブル７６Ａによりマイクロ波発生源 ３８に連通している。一実施例において、接続ケーブル７６Ａは、標準的なＲＧ ４００同軸ケーブルである。マイクロ波発生源３８は、ＦＣＣ−ＩＢＭの標準範 囲内である、約９１５ＭＨｚ周波数十／−１３ＭＨｚにて最大１００ワツトの電 気を発生させ、これは、アンテナ７４をマイクロ波発生源３８によって励起させ ると、アンテナ７４は、電磁エネルギを発生させ、このエネルギが前立腺１４内 の組織を加熱する。

尿排液内腔６０は、アンテナ内腔５８と第二の側部７２との間で、アンテナ内腔 ５８に隣接して配置されている。尿排液内腔６０は、尿排液ポート４２と連通し 、シャフト３２の基端５４を膀胱内に挿入したとき、尿の排液路を形成する。

尿排液内腔６０は、その基端５４が尿排液内腔の伸長部分７８に接続されている 。

尿排液内腔の伸長部分７８は、基端キャップ８０内に接着されている。基端キャ ップ８０は、シャフトの基端５４にてシャフト３２の外面５２の上に更に接着さ れており、キャビティ８２が内腔の伸長部分７８を囲繞している。基端キャップ ８０及び尿排液内腔の伸長部分７８が所定位置にある状態にて、シャフトの基端 ５４を膀胱１２に挿入したとき、内腔の伸長部分７８への開口８４は、尿が膀胱 １２から尿排液ポート６０を通って、また、尿排液ポート４２から出ることを可 能にす３る。経尿道的温熱療法中、膀胱は、頻繁に痙縮するため、膀胱１２から 尿を排液することが必要となる。

バルーン拡張内腔６２は、尿排液内腔６０と第二の側部７２との時間で第二の側 部７２の近くに配置されている。バルーン拡張内腔６２は、拡張ポート４０に連 通し、その基端５４がシリコン栓７０Ｂで密封されている。バルーン拡張内腔６ ２は、開口８８によりバルーン３４の内部８６に連通している。

ダウ・コーニングから商品名シラスチックＱ−７−４７２０として販売されてい る可撓性の医療等級シリコンの管状部分で形成したバルーン３４は、シャフトの 基端５４付近でバルーンのくびれ部分９０．９２をシャフト３２の外面５２の上 に接着することにより、シャフト３２に固着されている。バルーン３４は、拡張 ポート４０に接続され、バルーン３４の内部８６に正の流体圧力を供給する拡張 装置１８８（図９に図示）によって拡張される。バルーン３４は、バルーン３４ の内部８６に負の流体圧力（即ち、真空圧）を付与したときに収縮する。バルー ン３４は、図５に示すように、バルーン３４を膀胱の頚部２２近くで膀胱１２内 で拡張させたとき、シャフト３２を尿道〕０内の一定の位置に保持する働きをす る。

図２Ｂ乃至図４に示すように、冷却流体の流入内腔６４Ａ、６４Ｂは、第一の側 部６８とアンテナ内腔５８との間で第一の側部６８の周辺の位置に配置されてい る。冷却流体の流入内腔６４Ａ、６４Ｂは、内腔６４Ａ、６４Ｂが端部キャップ ８０のキャビティ８２に露呈される箇所である、シャフトの末端５０からシャフ トの基端５４まで伸長する。流入内腔６４Ａ、６４Ｂは、比較的狭小な断面であ り、比較的小さい断面の表面積を有する。流入内腔６４Ａ、６４Ｂ内に保持され た水は、２つの必須の働きをする。第一に、内腔６４Ａ、６４Ｂ内に保持された 水は、アンテナ７４によって放出されたマイクロ波エネルギの一部を吸収する。

これは、約４５°Ｃまで加熱されるシャフト３２の第一の側部６８に隣接する組 織の容積の制御に役立つ。また、第二に、内腔６４Ａ、６４Ｂ内の水は、マイク ロ波によって発生された熱を熱伝導を介して隣接する組織（即ち、尿道１０）か ら吸収する。これは、アンテナ７４を励起させたとき、第一の側部６８に隣接す る尿道１０の部分の過熱及び損傷を防止する。

冷却流体のり［出内腔６６Ａ、６６Ｂは、第二の側部７２の周囲にあり、内腔６ ６Ａ、６６Ｂは、全体として、第二の側部７２とアンテナ内腔５８との間に位置 する状態にある。流入内腔６４Ａ、６４Ｂと同様に、排出内腔６６Ａ、６６Ｂは 、シャフトの末端５０から排出内腔６６Ａ、６６Ｂが基端キャップ８０のキャビ ティ８２に露呈される箇所である、シャフトの基端５４まで伸長する。排出内腔 ６６Ａ、６６Ｂは、流入内腔６４Ａ、６４Ｂよりも断面が広く、流入内腔６４Ａ 、６４Ｂの断面積よりも大きい断面積を有する。故に、排出内腔６６Ａ、６６Ｂ 内の水は、アンテナ７４を励起させたとき、より多量のマイクロ波エネルギを吸 収することが出来る。その結果、マイクロ波発生源３８からの所定の出力のとき 、第二の側部７２に隣接する組織の温度は、約４５°Ｃ以下のままである。また 、アンテナ７４を励起させたとき、排出内腔６６Ａ、６６Ｂ内の水は、隣接する 組織（即ち、尿道１０）から熱エネルギを吸収し、このことは、アンテナ７４を 励起させたとき、第二の側部７２に隣接する尿道１０の部分の過熱及び損傷を防 止する。

流入内腔６４Ａ、６４Ｂ及び排出内腔６６Ａ、６６Ｂには、冷却システム３６か らの脱イオン水が供給される。冷却システム３６からの水は、約１２乃至１５° Ｃの範囲に冷却されて、給水管９４Ａを通じて約１００乃至１５０ｍ１の範囲の 量にて、接続マニホルド３５に送出される。この水は、接続マニホルド３５を通 じて給水管９４Ｂに流動し、更に、水流入内腔６４Ａ、６４Ｂに連通する水流入 ポート４６に流動する。この水は、流体圧力の下、流入内腔６４Ａ、６４Ｂを通 って基端キャップ８０のキャビティ８２に循環する。水は、流体排出ポート４８ への排出内腔６６Ａ、６６Ｂを通って冷却システム３６に戻る。この水は、水戻 り管９６Ｂを介して水排出ポート４８から接続マニホルド３５に運ばれ、又、水 戻り管９６Ａを介して接続マニホルド３５から冷却システム３６に運ばれる。次 に、水は、再度冷却されて、再循環される。給水管９４Ｂ及び水戻り管９６Ｂの 各々には、それぞれ従来の急速継手６５Ａ、６５Ｂが設けられており、これらの 急速継手は、カテーテル２８を冷却装置３６から容易に取り外すことを可能にす る。

図５には、カテーテル２８が尿道１０内に正確に配置された状態にある図１の男 性の骨盤領域の拡大図が示しである。図４に示すように、第一の側部６８の外面 ５２に沿った方向設定縞模様９８は、尿道１０内でそのシャフト３２を適正に方 向決めすることを確実にする。図５に示すように、シャフト３２は、シャフト３ ２の第二の側部７２が直腸２６の方向に方向決めされるように、尿道１０内に配 置されている。水排出内腔６６Ａ、６６Ｂは、直腸２６に向けて後方に方向決め される一方、水流入内腔６４Ａ、６４Ｂは、前立腺１４の線維状組織１００に向 けて前方に方向決めされている。尿道１０の前方側部方向にある遷移領域１０１ の部分は、ＢＰＨの原因となる腫瘍状組織が最も頻繁に成長する箇所である。

水排出内腔６６Ａ、６６Ｂは、水流入内腔６４Ａ、６４Ｂよりもより多量のマイ クロ波エネルギを吸収することが出来るため、アンテナ７４から放出されたマイ クロ波エネルギにより形成された電磁波パターンは、非対称状となる。このため 、第一の側部６８に隣接する遷移領域１０１の後方部分を包み込む組織の比較的 大きい容積は、約４５°Ｃ以上の温度まで加熱され、これは、尿道１０上に侵入 した前立腺１４の腫瘍状組織を壊死させるのに効果的である。これと比較して、 第二の側部７２に隣接する組織の温度は、約４５６Ｃ以下のままであり、これに より、射精管２４及び直腸２６に対するマイクロ波エネルギの有害な作用が解消 される。

図６は、本発明のカテーテル２８によって発生されたマイクロ波温熱療法及び温 度分布を全体として示すグラフであり、シャフト３２は、生体組織を模擬するポ リアクリルアミド・ゲル・フォーミュレーション内に挿入される。このポリアク リルアミド・ゲルに対するフォーミュレーション及び作製方法は、生体医療技術 に関するＥ　ＥＥＥの第３５回会議２７５　（ＴＲＡＮＳＡＣＴＩＯＮＳ　ＯＮ 　ＢＩＯＭＥＤＩＣＡＬ　ＥＮＧＩＮＥＥＲＩＮｃ２７５）　（１９８８年４月 、Ｎｏ、４）において、アンドリュセッティ（Ｄ、Ａｎｄｒｅｕｃｃｅｔｔｉ） 、ビニ（Ｍ、Ｂ１ｎ１）、インガスティ（Ａ、Ｉｇｎａｓｔｉ）　、オルミ（Ｒ ｌＯｌｍｉ）　、ルビノ（Ｎ、Ｒｕｂｉｎｏ）　、及びヴオンニ（Ｒ，Ｖａｎｎ ｉ）による「マイクロ波範囲における組織同等材料としてのポリアクリルアミド の使用（Ｕｓｅ　ｏｆ　Ｐｏｌｙａｃｒｙｌａｍｉｄｅ　ａｓ　ａ　Ｔｉ５ｓｕ ｅ−Ｅｑｕｉｖａｌｅｎｔ　Ｍａｔｅｒｉａｌ　ｉｎ　ｔｈｅ　Ｍｉｃｒｏｗａ ｖｅ　Ｒａｎｇｅ）　Ｊという表題の論文に詳細に記載されている。図６には、 ８つの温度センサから得た温度測定値が示しである。４つのセンサが第一の側部 ６８に隣接して、一定の距離に配置されている。センサ１Ａは、シャフト３２に 極（近接して配置されている。センサＩＢは、シャフト３２から約０．６６　ｃ 　ｍの位置に配置されている。センサＩＣは、シャフト３２から約１．３３　ｃ 　ｍの位置に配置されている。センサＩＤは、シャフト３２から約２．０ｃｍの 位置に配置されている。

また、４つのセンサが第二の側部７２に隣接して一定の距離で整合されている。

センサ２Ａは、シャフト３２に極（近接して配置されており、センサ２Ｂは、シ ャフト３２から約０．６６　ｃ　ｍの位置に配置され、センサ２Ｃは、シャフト ３２から約１、３３　ｃ　ｍの位置に配置され、センサ２Ｄは、シャフト３２か ら約２．０　ｃ　ｍの位置に配置されている。

Ｘ軸は、マイクロ波温熱療法が実施される相対的な時間間隔を示す。ｙ軸は、０ Ｃによる温度を示し、水平線Ｈは、４５°Ｃを示す（細胞がその付近で壊死する 温度）。

全体として、図６に示すように、本発明のマイクロ波による温熱療法は、５つの 操作位相ＰＬ−Ｐ５を含む。線ＩＡ−ＩＤ及び線２Ａ−２Ｄは、それぞれ、セン サＩＡ−ＩＤ、２Ａ−２Ｄに対応する。第一の位相Ｐ１の間、冷却システム３６ が作動されて、冷却水は、冷却内腔６４Ａ、６４Ｂ、６６Ａ、６６Ｂを通じて送 出される。シャフト３２に極く近接する温度の低下は、線ＩＡ、２Ａで表示しで ある。第一の相Ｐ１の終了時にて、冷却装置３６の作動を停止させる。第二の相 Ｐ２の開始時、比較的小さい出力（約５ワツト）がマイクロ波アンテナ７４に付 与される。第二の側部７２のより大きい排出内腔６６Ａ、６６Ｂの水の吸収性が 大きいため、シャフト３２に極く近接する温度は、線ＬＡ、２Ａで示すように、 非対称状に上昇する。隣接する組織を約４０°Ｃまで加温するのに十分な時間、 電気を付与する。第二の相Ｐ２が終了する迄に、温度は、全体として、基準線の 温度に戻る。

本発明の好適な実施例において、組織は、Ｐ１中の冷却に応答し且つＰ２中の加 熱に応答し、治療すべき組織の血管形成程度をめるのに役立つ。この情報は、前 立腺１４の腫瘍状組織の治療に必要な出力の程度を設定するのに有用である。

第三の相Ｐ３の開始時にて、冷却システム３６は、再度、作動させ、これによリ 、冷却内腔６４Ａ−６６Ｂを通じて冷却水を送出する。これに応答して、シャフ ト３２に極く近接する温度が線ＩＡ、２Ａで示すように低下する。シャフト３２ に掻く近接する組織を予め冷却することは、アンテナ７４から比較的急速に力を 付与することにより、シャフト３２に極（近接する組織（即ち、尿道１０）を過 熱から保護するのに役立つ。

再度、第四の相Ｐ４の開始時に、約２０ワツトの抑制した出力にてマイクロ波発 生源３８を作動させる。図６に示すように、より狭小な流入内腔６４Ａ、６４Ｂ 中の水とより幅の広い排出内腔６６Ａ、６６Ｂ内の水との吸収率の差によって、 線２Ａ−２Ｄで示した第二の側部７２に隣接する温度は、線ＩＡ−ＩＤで示した 第一の側部６８に隣接する温度よりも低温となる。この温度差は、シャフト３２ から０．６６　ｃ　ｍの範囲における組織の標的容積内で最も顕著となる。線Ｉ Ａ、２Ａ、ＩＢ、２Ｂで示すように、この標的容積内にて、第一の側部６８と第 二の側部７２との温度差は、約１０°Ｃ程度である。このため、冷却システムの パラメータ、即ち、マイクロ波発生源３８からの出力を調整することにより、第 二の側部７２から０．６６　ｃ　ｍ以内の組織は、実質的に４５°Ｃ以下の温度 のままである一方、第一の側部６８から０．６６　ｃ　ｍ以内の組織は、約４５ °Ｃ以上の温度まで加熱することが出来る。このため、標的容積内の組織の壊死 温度は、尿道周囲の腫瘍状前立腺組織が最も頻繁に生じ易い、第一の側部６８近 くの組織のみ実質的に制限される。これと選択的に、出力パラメータ、又は冷却 システムのパラメータを調節することにより、第二の側部７２に隣接する比較的 少量の組織を約４５°Ｃまで加熱し、尿道後方側部にある腫瘍状前立腺組織の一 部を壊死させることが出来る。

好適な実施例において、第四の相Ｐ４の間、マイクロ波発生源３８は、少なくと も約４５分間、作動させる。

相Ｐ４の間、線ＩＡ、２Ａで示すように、シャフト３２に極く近接する組織の温 度（尿道１０の温度を示す温度）のみならず、線ＩＣ１２Ｃ１ＩＤ、２Ｄで示す ように、シャフト３２から０．６６　ｃ　ｍ先の組織の温度は、４５°Ｃ以下に 維持される。これは、冷却システムのパラメータ、及び必要であれば、マイクロ 波発生源３８からの出力を調節することにより行われる。

第四の相Ｐ４の終了時に、出力を遮断する。第五の相Ｐ５の開始時、冷却システ ム３６の運転を続け、冷却内腔６４Ａ−６６Ｂに水を循環させる。シャフト３２ に極（近接する箇所の温度低下は、相Ｐ５内で線ＩＡ、２Ａで示すように、比較 的急激である。本発明の好適な実施例において、冷却システム３６は、尿道１０ を冷却させ、前立腺１４の尿道周囲の組織に熱を付与することに起因するむ（み を緩和する手順の後に、ある時間（１０分乃至１２０分程度）運転を続行する。

別の選択例において、給水管９４Ｂ、水戻り管９６Ｂ及び温度センサ６９（図２ Ａに図示）は、接続マニホルド３５から外す。次に、カテーテル２８の給水管９ ４Ｂ及び水戻り管９６Ｂを冷却システム３６と同様の別の冷却システムに接続し 、次に、上述した方法と同様の方法で水を冷却内腔６４Ａ−６６Ｂに循環する。

ここのようにして、上述の方法からの復帰は、治療領域から離れた箇所で行うこ とが出来、これにより、マイクロ波発生源３８及び冷却システム３６を別の患者 の治療に容易に利用することが可能となる。

図７には、本発明のマイクロ波アンテナ７４の部分断面図が示しである。アンテ ナ７４は、遮蔽した同軸ケーブル７６の最基端に配置されている。ケーブル７６ は、標準型のＲＧ］、７８Ｕ同軸ケーブルであり、内部導体１２０と、内部絶縁 体１２２と、外部導体１２４と、外部絶縁体１２６とを備えている。これらの外 部絶縁体１２６、外部導体１２４及び内部絶縁体１２２は、剥ぎ取られて、外部 導体１２４の約３ｍｍ、内部絶縁体１２６の約１ｍｍ、及び内部導体１２０の約 １ｍｍを露出させている。コンデンサ１２８は、はんだ付けによって内部導体１ ２０に接続された第一の端部１３０と、アンテナ７４に接続する第二の端部１３ ２とを備えている。コンデンサ１２８は、アンテナ７４の無効構成要素（ｒｅａ ｃｔｉｖｅ　ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ）に反作用し、これにより、同軸ケーブル７６ とマイクロ波発生源３８及びアンテナ７４との間に５０オームの適合性を付与す る。

同軸ケーブル７６の外部絶縁体１２６の中空部分である管状伸長体１３４は、コ ンデンサ１２８、及び内部絶縁体１２２の露出した長さ部分の上に配置されて、 接合部１３６により固着されている。この管状伸長体１３４は、コンデンサ１２ ８の第二の端部１３２に対する出口を提供する穴１３８を備えている。外部絶縁 体１２６及び管状伸長体１３４の周りには、偏平なワイヤー１４０が巻かれてい る。この偏平なワイヤー１４０は、断面寸法が約０．００９インチ×約０．０３ ２インチの一本の偏平な銅線であり、これは、アンテナ７４の断面寸法を最小に しつつ、電流の流れが最大であるように、比較的大きい表面積を提供する。

図８は、そのヘリカルなダイポール構造を示す、アンテナ７４の一部分の分解図 である。全体として、アンテナの有効電気的長さがその周囲の媒体にて放出され る電磁波の波長の略１／２であるときに、あらゆるダイポールアンテナの効率は 最大となる。従って、９１５ＭＨｚにて作用する比較的効率の良い簡単なダイポ ールアンテナは、約８ｃｍの全長を必要とするが、この長さでは、健康な組織を 必要以上に照射し、損傷させる可能性がある。更に、約９１５ＭＨｚにて作用す る比較的効率の高い簡単なダイポールアンテナの物理的長さを変えることは出来 ない。

図８に示すように、偏平なワイヤー１４０は、はんだ付は点１４６にて外部導体 １２４にはんだ付けされている。次に、この偏平なワイヤー１４０は、外部導体 １２６の周りで末端方向に、及び管状伸長体１３４の周りで基端方向に巻かれ、 これにより、共に長さの等しい第一のワイヤー部分１４２及び第二のワイヤー部 分１４４を形成する。一実施例において、これらの第−及び第二のワイヤー部分 １４２．１４４は、各々、等間隔に配置した８本の偏平なワイヤー１４０から成 る。これら第−及び第二のワイヤー部分１４２．１４４の合計長さ、従って、ア ンテナ７４の全長は、約１．５ｃｍ乃至約４．０　ｃ　ｍの範囲にあり、治療を 必要とする前立腺１４の領域の長さによって異なる。フレオンのような溶媒中に 浸漬することを許容された標準的な医療等級シリコン管（図示せず）は、第−及 び第二のワイヤー部分１４２．１４４の上に配置される。溶媒の蒸発に伴い、シ リコン管は、収縮し、これにより、偏平なワイヤー１４０を外部絶縁体１２６及 び管状伸長体１３４に固着する。

本発明のへリカルなダイポール構造は、アンテナ７４が長さ８ｃｍの簡単なダイ ポールと同様に電気的に挙動する一方で、約１５乃至４ｃｍの物理的長さを有す ることを可能にする。換言すれば、アンテナ７．１は、その物理的長さに関係な く、囲繞する媒質中で放出された電磁波の波長の略１／２に等しい有効電気長さ を有する。定義の目的上、囲繞する媒質は、カテーテルのシャフト及び囲繞する 組織を含めるものとする。これは、第一のワイヤー部分１４２．１４４の巻き数 及びピッチを変えることにより実現される。物理的長さの異なる比較的効率的な ヘリカルダイポールアンテナを含む一部のカテーテルは、特定の治療領域に最も 適したアンテナを選択することを可能にする。更に、本発明のアンテナ７４は、 組織中への挿入深さに関係なく、組織内に一定の加熱パターンを形成した、この パターンの中心がアンテナ７４の周りにあるようにすることが出来る。

穴１３８から出るコンデンサ１２８の第二の端部１３２は、図７に示すように、 口出し点１４８にて第二のワイヤー部分１４４にはんだ付けされている。この口 出し点１４８は、第一のワイヤー部分１４２及び第二のワイヤー部分１４４の合 計インピーダンスを有する抵抗要素が同軸ケーブル７６のインピーダンス特性に 適合する箇所である。第一のワイヤー部分１４２、又は第二のワイヤー部分１４ ４の何れか一方のインピーダンスは、Ｚで表し、Ｚ＝Ｒ＋ｊＸとなる。このイン ピーダンスＺは、はんだ付は点１４６の小さい値からそのはんだ付は点１４６か ら最も離れた点における大きい値まで変化する。Ｒが５０オームであるが、仮想 成分が誘導性である口出し点が存在する。この誘導性成分は、−ｊＸオームの値 を有するコンデンサ１２８のような直列コンデンサを挿入することによって失わ せることが出来る。その結果、５０オームの適合インピーダンスとなる。その結 果、アンテナ７４に給電する方法は、一般にガンマ適合と呼ばれる。偏平なワイ ヤー１４０の物理的長さが約２．８ｃｍである本発明の一実施例において、口出 し点１４８は、第二のワイヤー部分１４４のはんだ付は点１４６から約３．５巻 きした位置にある。好適な実施例において、コンデンサ１２８の値は、約２．７ ｐＦである。　アンテナ７４のヘリカルなダイポール構造は、尿道内への適用を 可能にする比較的小さい寸法を実現する。また、このヘリカルなダイポール構造 は、３つの特徴を提供し、これにより、アンテナ７４は、従来から公知の間質マ イクロ波アンテナよりも優れた効率を実現することが可能となる。即ち、インピ −ダスとの適合が良好であること、電気の伝達性に優れること、又、アンテナ７ ４の物理的長さと関係なく、囲繞する媒質中で放射される電磁波の波長の略１／ ２の有効電気長さを有することである。

第一に、アンテナ７４と内部コンデンサ１２０とのインピターンスが十分に適合 することは、アンテナ７４の反射損失を最小とし、好適な実施例における反射率 の損失の測定値が１％以下となる。第二に、第一のワイヤー部分１４２及び第二 のワイヤー部分１４４に対して偏平なリボンワイヤー１４０を使用することは、 ＲＦ電流を送ることの出来るより大きい表面積を提供することにより、アンテナ ７４の抵抗損失を最小にする。最後に、アンテナ７４のヘリカルダイポール構造 は、アンテナ７４の物理的長さに関係な（、囲繞する媒質内で放出された電磁波 の波長の略１／２である有効電気長さを有する。このことは、個々の前立腺の異 なる寸法に対応し得るように、アンテナ７４と同一の効率、有効電気長さを維持 しつつ、アンテナ７４の物理的長さを変えることを可能にする。

効率の良いマイクロ波アンテナの使用は、標的とする容積内のアンテナからある 距離にて、熱エネルギを集束させる機能にとって必須のことである。効率の悪い アンテナは、標的とする容積中のマイクロ波による電磁波の強さが望ましい程度 よりも弱くなる。このアンテナは、又、尿道の近くで望ましくない熱を発生させ 、この熱は、冷却液の流量を増して除去しなければ、尿道を損傷する可能性があ る。この冷却システムに対する負担の増大は、尿道を保護するその機能を低下さ せ、これにより、尿道の温度を安全な限界値以上にすることな（、照射可能であ るマイクロ波の出力が制限される。冷却システムの機能によってマイクロ波の出 力が制限された場合、前立腺の所望の標的領域に供給された熱は、効率的な治療 に十分でなくなる。しかし、本発明のアンテナ７４の効率的なへりカルダイポー ル構造は、伝導性の熱エネルギではなく、マイクロ波のエネルギの形態にてこの 治療中に供給される略全ての熱が供給されることを確実にする。

図９は、尿道カテーテル２８が使用される経尿道的マイクロ波温熱治療システム １７０のブロック線図である。システム１７０は、冷却システム３６、マイクロ 波発生源３８、ユーザインターフェース１７２、リアルタイムのコントローラ（ ＲＴＣ）１７４、指向性カプラー１７６、温度測定センサ１８２．１８４、冷却 圧力センサ１８６、バルーンの拡張装置１８８、尿収集容器１９０を備えている 。

図９に示すように、マイクロ波発生源３８及び冷却システム３６の制御は、リア ルタイムのコントローラ１７４によって行われる一方、このコントローラ１７４ は、ユーザインターフェース１７２によって制御される。ユーザインターフェー ス１７２は、１つはシステム１７０の補助用として、もう１つは、通常の運転用 のデータ記憶のための２つのハードドライブを含むＩＢＭ適合型機械である。

ユーザインターフェース１７２は、システム１７０を運転する全ての閉ループフ ィードバックを担当するＲＴＣ１７４に連通ずる。ＲＴＣ１７４は、マイクロ波 発生源３８からのマイクロ波の出力、冷却システム３６の冷却液の流量及び冷却 液の温度を直接、閉ループにて制御する。閉ループのフィードバックは、マイク ロ波発生源３８に内在する利得、ドリフト及びケーブルの損失の変化、ポンプ出 力の変化及び冷却システム３６の冷蔵システムの効率を追跡する。マイクロ波発 生源３８及び冷却システム、３６を監視することに加えて、又、ＲＴＣ１７４は 、温度測定装置１７８からの入力を介して、温度測定の幾つかの通路を制御する 。

冷却システムの温度測定器１７８Ａは、冷却液の温度センサ１８２．１８４及び 冷却システム３６の冷却器の温度センサ（図示せず）からの信号に基づいて、冷 却液及び冷却器の温度を測定する。尿道温度測定装置１７８Ｂは、カテーテル２ ８内の温度センサ６９からの信号に基づいて尿道の温度を測定する。直腸温度測 定装置１７８Ｃは、直腸プローブ１８０内のセンサ（図示せず）から受け取った 信号に基づいて直腸の温度を測定する。

ＲＴＣ１７４は、全ての閉ループフィードバックをユーザインターフェース１７ ２に送り、このインターフェース１７２は、入力を処理し、ＲＴＣ１７４に補正 及び命令を送る。ＲＴＣ１７４は、ユーザインターフェース１７２から受け取っ たプロセス制御言語によって与えられた命令を解釈し、その命令をリアルタイム で実行する。ユーザインターフェース１７２からの全ての補正は、経尿道的温熱 療法の全体を通じて一定の熱プロファイルを維持するために行われる。更に、シ ステム１７０は、何れかのパラメータが所定の値の範囲外になるならば、システ ム１７０を停止させる機器のフェールセーフ回路を備えている。

本発明のマイクロ波アンテナを収容するカテーテルの有利な使用について、尿道 に関して説明したが、その他の体腔への適用も可能である。

本発明は、好適な実施例について説明したが、当業者は、本発明がその精神及び 範囲から逸脱することなく、その形態及び細部に変更を加えることが可能である ことが理解されよう。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．間質のマイクロ波温熱療法装置にして、カテーテルと、 前記カテーテルにより支持され、第一の端部、第二の端部、外部絶縁体、外部導 体、内部絶縁体及び内部導体を有する同軸ケーブルと、ヘリカル状に巻いた第一 の部分、該第一の部分と等しい長さを有し、ヘリカル状に巻いた第二の部分、お よび前記外部導体に電気的に接続された、第一の部分と第二の部分との中間点を 有するアンテナと、前記アンテナ及び同軸ケーブルのインピーダンスを適合させ るため、内部導体に及びヘリカル状に巻いた第二の部分に接続されたインピーダ ンス適合手段と、を備えることを特徴とする間質のマイクロ波熱療法装置。 ２，請求の範囲第１項に記載の装置にして、前記アンテナが、ヘリカル状に巻い た偏平なワイヤーであることを特徴とする装置。 ３．請求の範囲第２項に記載の装置にして、前記アンテナが、該アンテナの物理 的長さよりも長い有効電気長さを有することを特徴とする装置。 ４．請求の範囲第１項に記載の装置にして、前記インピーダンス適合手段が、内 部導体とアンテナのインピーダンスの抵抗成分が同軸ケーブルのインピーダンス に適合する点である第二の接続点との間に接続された直列の無効（ｒｅａｃｔｉ ｖｅ）要素を備え、該無効要素がアンテナのインピーダンスの無効（ｒｅａｃｔ ｉｖｅ）成分を失わせる無効（ｒｅａｃｔｉｖｅ）インピーダンスを有すること を特徴とする装置。 ５．間質のマイクロ波温熱療法装置にして、カテーテルと、 前記カテーテルにより支持され、第一の端部、第二の端部、外部絶縁体、外部導 体、内部絶縁体及び内部導体を有する同軸ケーブルと、第一の部分、第二の部分 、および前記外部導体に電気的に接続された、第一の部分と第二の部分との中間 点を有するヘリカルダイポールアンテナを形成し得るように、第二の端部にて同 軸ケーブルの外部絶縁体の周りにヘリカル状に巻かれた電気要素と、 前記アンテナ及び同軸ケーブルのインピータンスを適合させるため、内部導体と ヘリカル状に巻いた第二の部分にの口出し点との間に接続されたインピーダンス 適合手段と、を備えることを特徴とする間質細胞のマイクロ波温熱療法装置。 ６．請求の範囲第７項に記載の装置にして、前記アンテナが、ヘリカル状に巻い た偏平なワイヤーであることを特徴とする装置。 ７．請求の範囲第８項に記載の装置にして、前記アンテナが、該アンテナの物理 的長さよりも長い有効電気長さを有することを特徴とする装置。 ８．請求の範囲第７項に記載の装置にして、前記インピーダンス適合手段が、内 部導体と口出し点との間に介在された無効要素、であって、前記アンテナのイン ピーダンスの無効成分を失わせるインピーダンスを有する無効要素を備えること を特徴とする装置。 ９．間質のマイクロ波温熱療法装置にして、カテーテルと、 前記カテーテルにより支持され、外部絶縁体、外部導体、内部絶縁体及び内部導 体を有し、マイクロ波エネルギを供給する同軸ケーブルと、第一のアンテナ部分 及び第二のアンテナ部分を有し、該アンテナ部分が、これらの第一及び第二のア ンテナ部分の中間点にて相互に接続され、前記同軸ケーブルにより供給されるマ イクロ波エネルギを発生させるアンテナであって、前記中間点が前記同軸ケーブ ルの外部導体に電気的に接続されるアンテナと、前記アンテナ及び同軸ケーブル のインピーダンスを適合させるため、該同軸ケーブル及び第二のアンテナ部分に 関係するインピーダンス適合手段と、を備えることを特徴とする間質のマイクロ 波熱療法装置１０．請求の範囲第１３項に記載の装置にして、第一及び第二のア ンテナ部分がヘリカル状に巻かれることを特徴とする装置。 １１．請求の範囲第１３項に記載の装置にして、前記アンテナが物理的長さ及び 有効電気長さを有し、核物理的長さが該有効電気長さよりも短いことを特徴とす る装置。 １２．請求の範囲第１５項に記載の装置にして、前記アンテナの有効電気長さが マイクロ波エネルギの波長の約１／２に等しいことを特徴とする装置。 １３．請求の範囲第１３項に記載の装置にして、前記インピーダンス適合手段が 、内部導体とアンテナのインピーダンスの抵抗成分が同軸ケーブルのインピーダ ンスに適合する第二の接続点との間に接続された直列の無効要素を備え、該無効 要素は、前記アンテナのインピーダンスの無効成分を失わせる無効インピーダン スを有することを特徴とする装置。 １４．請求の範囲第１３項に記載の装置にして、前記第一及び第二のアンテナ部 分が等しい有効電気長さを有することを特徴とする装置。 １５．間質のマイクロ波温熱療法装置にして、カテーテルと、 前記カテーテルにより支持され、外部絶縁体、外部導体、内部絶縁体及び内部導 体を有する同軸ケーブルと、 有効電気長さが等しい第一及び第二のアンテナ部分を有するヘリカル状のダイポ ールアンテナを形成し、同軸ケーブルからの電磁エネルギを受け取り且つ電磁波 パターンを放出し得るように、同軸ケーブルの外部絶縁体の周りに巻かれた電気 要素であって、前記ケーブルの外部導体が、第一及び第二のアンテナ部分が接続 する中心点である箇所に接続された、電気要素と、前記内部導体に及び前記第一 及び第二の部分の一方に関係し、前記電気要素のインピーダンスを同軸ケーブル の電気インピーダンスに適合させるインピーダンス適合手段と、を備えることを 特徴とする間質のマイクロ波温熱療法用装置。 １６．請求の範囲第１９項に記載の装置にして、前記電気要素が偏平なワイヤー であることを特徴とする装置。 １７．請求の範囲第１９項に記載の装置にして、前記インピーダンス適合手段が 、内部導体と前記アンテナのインピーダンスが同軸ケーブルのインピーダンス特 性に適合する抵抗要素を有する中間点からある距離に配置された口出し点との間 に接続された無効要素であって、前記電気要素のインピーダンスの無効成分を失 わせる無効インピーダンスを有する直列の無効要素を備えることを特徴とする装 置。 １８．患者の身体内における腫瘍の成長を治療する方法にして、同軸ケーブル及 びヘリカルダイポールアンテナを備えるアプリケータを患者の身体内に挿入し、 該アンテナが、腫瘍の成長に隣接する位置に配置されるようにする段階を備え、 該アンテナが、アンテナの中心点にて、前記ケーブルの第一の導体に電気的に接 続された第一及び第二のアンテナ部分を備え、該ケーブルの第二の導体が、反発 的インピーダンス適合要素に接続され、該インピーダンス適合要素が、中心点と 前記アンテナのインピーダンスの抵抗成分が同軸ケーブルのインピーダンス特性 に適合する箇所であるアンテナの端部との間の箇所にて第一及び第二のアンテナ 部分の一方に接続され、前記ケーブルを通じて前記アンテナに電磁エネルギを供 給し、アンテナが腫瘍の成長を加熱する電磁波を放出するようにする段階を備え ることを特徴とする方法。 １９．請求の範囲第２２項に記載の装置にして、前記アンテナが、患者の身体内 への挿入深さに関係なく、ある形状の電磁波パターンを発生させることを特徴と する装置。 ２０．請求の範囲第２２項に記載の装置にして、前記ヘリカルダイポールアンテ ナが電磁エネルギの波長の約１／２に等しい有効電気長さを有することを特徴と する装置。 ２１．請求の範囲第２４項に記載の装置にして、前記ヘリカルダイポールアンテ ナがその電気長さ以下の物理的長さを有することを特徴とする装置。 ２２．間質の温熱療法装置にして、 カテーテルと、 前記カテーテルにより支持された同軸ケーブルと、略円筒形で対称の電磁波パタ ーンを発生させ得るように、前記同軸ケーブルに接続されたヘリカルダイポール アンテナと、前記同軸ケーブル及び前記アンテナのインピーダンスを適合させる インピーダンス適合手段と、を備えることを特徴とする間質の温熱療法装置。 ２３．間質の温熱療法装置にして、 カテーテルと、 前記カテーテルにより支持された同軸ケーブルと、電磁波パターンを発生させ得 るように、前記同軸ケーブルに接続されたダイポールアンテナと、 前記ダイポールアンテナを前記同軸ケーブルに接続し、該同軸ケーブルによって 該ダイポールアンテナに供給された力の約１％以下の反射率となるようにするイ ンピーダンス適合手段と、を備えることを特徴とする間質の温熱療法装置。 ２４．請求の範囲第２６項に記載の装置にして、前記インピーダンス適合手段が 、前記ダイポールアンテナのインピーダンスの無効成分を釣り合わせる無効要素 を備えることを特徴とする装置。 ２５．生体組織の間質の温熱療法装置にして、カテーテルと、 前記カテーテルにより支持され、第一の端部から第二の端部に電磁波を供給する 同軸ケーブルと、 組織を加熱する電磁波パターンの電磁波を放出し得るように、前記同軸ケーブル の第二の端部に接続された、負荷が均衡したアンテナと、前記同軸ケーブルによ って前記アンテナに供給された力の約１％以下の反射率となるように、同軸ケー ブルとアンテナとを適合させるインピーダンス適合手段とを備えることを特徴と する生体組織の間質の温熱療法装置。