JPS58141159A

JPS58141159A - 医用アンテナ

Info

Publication number: JPS58141159A
Application number: JP2318682A
Authority: JP
Inventors: 大竹　公平
Original assignee: Japan Radio Co Ltd
Current assignee: Japan Radio Co Ltd
Priority date: 1982-02-16
Filing date: 1982-02-16
Publication date: 1983-08-22
Also published as: JPS629351B2

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】本発明は、ガン腫瘍等の病・巣をマイクロ波で局部加熱
するために使用される治療用医療具としての医用アンテ
ナに関する。

厳近、マイクロ波による誘電加熱によってｗｌ巣を加熱
治療する治療法が盛んになりつつあり、この際のマイク
ロ＆照射アンテナとして、病巣にまで外部から挿入する
アンテナが使用される。

とζろで、ガン腫瘍等は人体のあらゆる部位に発生する
ものであるが、そｏｙｒｉｉ＊の形状・寸法は大きなも
のから小さなものま１でまちまちヤあシ、一定ではない
。従来ではダイポール型のアンテナが用いられてきたが
、このアンテナは使用周波数、生体の誘電率等によりそ
の加熱パターンが一義的に決ってしまい、従って形状・
寸法の大きな肺癌の場合には、その腫瘍全般に亘って充
分な加熱を行なうことができない。これはダイポール型
アンテナの特性上、アンテナ給電点が最も加熱され易い
という欠点によるものであった。

すなわち、第１図に示すように１従来の医用アンテナＡ
は、導電性の内軸１を導電性の管状の外軸２の軸心に低
損失誘電体のスペーサ３で保持して同軸線路を構成し、
内軸１の先端部分１ａが外軸２の先端２ａから突出する
ようＫすると共に１その突出した内軸１の部分１ａおよ
び外軸２の先端近傍を低損失誘電体の絶縁管４で保−し
て構成されていたが、電流分布特性曲線ａで明らかなよ
うに、外軸２の先端２ａの部分が一番放射電力が彊く（
加熱温度上昇が高く）なっていた。このため、実際加熱
に使用した場合、加熱によって上昇する温度は生体組織
の生存許容温度以上にはできないところから、加熱治療
可能な範囲は、外軸２の先端２ａの部分のみという、極
めて狭い範囲となり、腫瘍全般に亘る充分な加熱は行な
い得なかつ斧。

この欠点を改善するためＫは、第２図に示すようＫ、内
軸１の先端部分１ａの先端に導電性の円板５をアンテナ
負荷として装荷すれば良いか、医用アンテナは使用周波
数に対して極めて小さい寸法であるため、実際上円板５
のような大きな形状の負荷を取り付けることはできない
。

本発明は、以上のような点に鑑みて成されたものであシ
、その目的は、同軸線路の先端の外周に絶縁を保ってア
ンテナ部分としてのヘリカル線を巻いてその同軸線路の
内袖から給電するよう圧して、放射マイクロ波のエネル
ギー成分がほぼ均一になるようＫし、′以って加熱治療
すべき部分の全般に亘って充分な加熱を行なうことがで
きるよう圧した医用アンテナを提供すると六である。

以下、本発明の実施例を詳細に説明する。第３図および
第４図はその一実施例を示す図である。

６は同軸ケーブル（図示せず）が接続されるコネクタで
あり、そのコネクタ６には導電性の管状の外１ｋｈ７と
、その外軸Ｔの軸心に位置するよう複数個の低４１失誘
電体のスペーサ８で保持される導電性の内軸９とが、電
気的および機械的に接続されており、これら外軸Ｔと内
軸９とは一定のインピーダンス（例えば５０Ω、７５０
等）に保たれ、°マタスベーサ８の厚みを薄くすること
により反射波の発生が防止された同軸線路を構成してい
る。

−ｒンテナ部Ｂはその同軸線路の先端部分に形成されて
いる。すなわち、外軸７の先端部分には低損失誘電体で
成るチューブ状の被［１０が覆せられ、その被＃１．１
０の外周に実際に電波を放射する導電体のヘリカル線１
１が巻き付けられ、外軸７の先端から若干突出する内軸
９の先端９ａが、そのヘリカル線１１に電気的に接続さ
れている。１２は−１７丁す部Ｂからコネクタ６１１Ｉ
Ｊへの電波漏れを抑えるだめの］／４波長のチョークで
あり、外軸７に設けられている。また１３はアンテナ部
Ｂと生体とを直流的に絶縁するための保躾膜であシ、チ
ョーク１２を含むアンテナ部Ｂの全体を覆っている。

ヘリカル線１１はアンテナとして作用するが、外軸７と
の間にはヘリカル線１１の全体に１って静電容量が存在
し、またヘリカル線１１はその線間にも静電容量が存在
し、更にそれ自体誘電性である。よって、アンテナ部日
にけ容蓄性負荷と誘導性負荷とが装荷されているのと等
価になる。上配両静電容量は、被嘆１ｏの厚さと誘電率
、保−膜１３の厚さと誘電率およびヘリカル線１１のピ
ッチ等によって決まり、またインダクタンスはヘリカル
線１１のコイル径、ピッチおよび線径によって決まる。

従って、ヘリカル線１１のピッチを連続的あるいは段階
的に変化させることＫより、線間の静電容量やインダク
タンスを変化させることができるので、アンテナ部日か
ら放射される電波エネルギーの分布、っｔ、６加熱パタ
ーンを変化させることができる。また同時にアンテナイ
ンピーダンスも変化するので、加熱パターンおよびイン
ピーダンス整合の両者を満足することができるようにア
ンテナ寸法を実験的に求めることができる。

なお、被膜１０と保１ｌＩｉ膜１３は、その厚みや誘電
率がアンテナインピーダンスに影響を与えるので、実際
には最適加熱パターン以外にインピーダンス整合も考暉
する必要があり、更に生体と接触するので機械的強度も
考慮する必要がある。チョーク１２は、そのチョーク１
２とコネクタ６との間の距離が充分長く、その途中にお
ける電波の減梗が大きく、コネクタ６の側への電波漏れ
が非常に少ないような場合には、省略することができる
。

生体に差し込む場合には、注射針の中に同軸線路および
アンテナ部Ｂを挿入して、その状態で注射針を差し込み
、その注射針をコネクタ６の側に引き抜いてから、加熱
を行なうので、保護膜１３の外径は注射針の内径以下、
例えば２１０Ｉ以下とする必要があるが、体腔用として
使用する場合には２−　　ｎ以上であっても良い。また
、ヘリカル［１１を法線でなく低損失誘電体の外皮を有
するものＫすれば、被膜１０は必らずしも必要ない。

第５図は別の実施例を示すものであり、ヘリカル線を３
分割し、各ヘリカルａ　１１ａ、　１１ｂ、１１ｃの各
間に導電性の管状体で成る容量負荷１４．１５を被膜１
０を囲むように設けると共に各ヘリカル線１１ａ、１１
ｂ、１１ｃに電気的に接続し、更にヘリカル線１１ｃ　
　の終端に同様の管状体で成る終端負荷１６を被＠１０
を囲むように設けると共にヘリカル線１１ｃＫ電気的に
接続したものである。へこの実施例においては、ヘリカ
ル線に終端負荷１６が装荷されるために、ヘリカル線上
の定在波が軽減され、より広い均一加熱範囲を得ること
ができる。ヘリカルＨ１１ａ、１１ｂ、１１ｃ　　のピ
ッチ、コイル長、線径、容量負荷１４．１５、終端負荷
１６は、加熱パターンやインピーダンス整合が最良とな
るように決定される。また、終端負荷１６は導電性の管
状体以外に、管状のフェライト、カーボン等の電波吸収
体であっても良く、いずれの場合も加熱パターンやイン
ピーダンス整合が最良になるように決定される。更に、
管状体で成る容量負荷は符号１４．１５で示すように２
個であるが、１個、零個あるいは３個以上であっても良
く、その数は加熱パターンに応じて決められる。更に、
−＼リカル線１１ａ、１１ｂ、１１ｃ　　の巻方向は、
加熱）くターンやインピーダンス整合が最良となるよう
に決定される。

第６図は、第１図に示した従来の医用アンテナを使用し
た場合と第５図に示した本発明の一実施例の医用アンテ
ナを使用した場合の、加熱温度分布特性図である。縦軸
は温度上昇分ΔＴ（’Ｃ）、横軸はアンテナＤの各部位
置を示す。なお、アンテナＤは概略的に示した。温度分
布曲線ａ′は第１ト１に示した特性ａに対応するもので
あり、ｂ−ｗｅが第５図に示した実施例の医用アンテナ
において、ヘリカル姻１１ａ、１１ｂ、　１１ｃ１容量
負荷１４．１５、軒端負＃１６、被膜１０、保護膜１３
の諸定数を変えて実験した結果の温度分布曲線である。

これで明らかなように、上記諸定数の変化によって温度
分布が大幅に変化することがわかる。特に１曲線すの特
性のアンテナを用いれば、腫瘍の形状・寸法が大きくて
も、それを全体に亘ってより均一にカロ熱することが可
能である。

第７図は更なる別の実施例を示すものであり、可撓性の
ある同軸ケーブルを用いた医用アンテナである。同軸ケ
ーブルは、導電メツシュの外軸１７の軸心に内軸１８が
可撓性のある低損失誘電体のスペーサ１９により埋設さ
れて構成され、その外軸１７の外周に被膜１０が被せら
れ、その被膜１０の外周にヘリカル線１１が巻装され、
そのヘリカル線１１の一端が内軸１８の無出先端１８ａ
に電気的に接続され、全体が保禮膜１３に積わねている
。

１４’、１５’はヘリカル線１１を密巻きして形成した
可撓性を有する容量負荷である。

この実施例においては、アンテナ全体が可焼性を有する
ために、食道、気管、膀胱、子′ｇ等に発生した腫瘍等
の加熱に、極めて好適である。

第８図は上述の断面円形のヘリカル線−１に代えて、薄
いテープ状のヘリカル線２０ａ　、２０ｂを用いた更な
る別の実施例を示すものであり、他は上述の実施例と同
様である。

第９図は更なる別の実施例を示すものであり、外輪Ｔの
一部を切断してそこにギャップ２１が杉ｈＶされるよう
に、切断した外軸７ａと７ｂの間を離シ、てスペーサ８
により位置付けたもので、他は第５図に示すものと同様
である０この実施例においては、ヘリカル線１１への給電が、内
軸９の先端９ａ以外に、ギャップ２１を斤しても行なわ
れるようになり、これによってアンテナの加熱範囲をよ
り拡大することができる。

ギャップ２１を２個以上形成すれば、加熱範囲が史に拡
大する。

第１０図は第９図に示した実施例の改変例を示すもので
あり、ギャップ２１０代りに、外軸７の一部の周方向に
複数個の小孔７ｃを形成したもので、この場合はアンテ
ナの機械的強度を損なうことなく、加熱範囲の拡大を実
現することができる。

以上説明したように本発明に係る医用アンテナは、同軸
線路の先端部分にヘリカル線を巻き付けて、そのヘリカ
ル線を内軸に接続することによシアンテナ部分としたも
のであり、ヘリカル線によって谷皺負荷、誘導負荷が装
荷された状態となるので、従来のダイポール型のアンテ
ナに比べて加重に調整することができ、よって生体のあ
らゆる部位に発生した腫瘍等を効果的に全体に亘って加
熱することができるようＫなる。特に同軸線路に可撓性
をもたせれば、食道、気管その他に発生した腫瘍等の加
熱に極めて好適となる。

【図面の簡単な説明】

１１ＥＩ図は従来のダイポール型の医用アンテナの一部
拡大縦断面図、第２図は先端に負荷を装荷し九ダイポー
ル型のアンテナの斜視図、第３図は本発明の一実施例の
医用アンテナの側面図、第４図は第３図に示した医用ア
ンチ、すの一部拡大縦断面図、第５図は本発明の別の実
施例の医用アンテナの鋼面図、第６図は医用アンテナの
加熱温度分布特性図、第７図乃至第１０図は本発明のダ
なる別の実施例の医用アンテナの一部拡大縦断面（転）
である。６・・・コネクタ、１・・・外軸、８・・・スペーサ、
９・・・内軸、１Ｇ・・・被膜、１１・・・ヘリカル線
、１２・・・チョーク、１３・・・保−膜、１４・１５
・・・容量負荷、１６・・・終端負荷、１７・・・外軸
、１８・・・内軸、１９・・・スペーサ、２０ａ・２０
ｂ・・・テープ状のヘリカル線、２１・・・ギャップ。特許出願人　　ＩＴＥＩ本無線株式会社第１図第２図第３図第４図第５図第６図

Claims

【特許請求の範囲】

（１）、外軸と内軸で成る同軸線路の先端部分に核外軸
に絶縁を保ってヘリカル線を巻装して、核ヘリカル線を
上記内軸に接続して成ることを特徴とする医用アンテナ
。
（２）、上記ヘリカル線が巻装される上記外軸の外周が
、低損失誘電体の被膜で覆われて成ることを狩徴とする
’ｌｆ請求の範囲第１項記載の医用アンテナ。
（３）、上記ヘリカル線が、低損失誘電体の外皮で積わ
れて成ることを特徴とする特許請求の範囲第１項Ｍｒ、
載の医用アンテナ。
（４）、上記ヘリカル機が、その巻装途中に容量負荷を
有することを特徴とする特許請求の範囲第１Ｊ１４８己
載の医用アンテナ。
（５）、上記ヘリカル機が、その終端に終端負荷をＭす
ることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の医用ア
ンテナ。
（６）、上記同軸線路が、可撓性を有することを特徴と
する特許請求の範囲第１項記載の医用アンテナ０
（７）、上記同軸線路の外軸が、上記ヘリカル線が巻装
された範囲内の一部又は複数部にギャップ又は孔を有す
ることを特徴とする特許請求の範囲第１ｍ記載の医用ア
ンテナ。