JPS629351B2 - - Google Patents

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。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION The present invention relates to a medical antenna as a therapeutic medical device used for locally heating lesions such as cancer tumors using microwaves.

最近、マイクロ波による誘電加熱によつて病巣
を加熱治療する治療法が盛んになりつつあり、こ
の際のマイクロ波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。 Recently, a method of heating a lesion using dielectric heating using microwaves has become popular, and in this case, an antenna that is inserted into the lesion from the outside is used as a microwave irradiation antenna.

ところで、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、その腫瘍の形状・寸法は
大きなものから小さなものまでまちまちであり、
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
義的に決つてしまい、従つて形状・寸法の大きな
腫瘍の場合には、その腫瘍全般に亘つて充分な加
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つた。 By the way, cancer tumors occur in all parts of the human body, but the shape and size of the tumors vary from large to small.
Not constant. Conventionally, a dipole-type antenna has been used, but the heating pattern of this antenna is uniquely determined by the frequency used, the dielectric constant of the living body, etc. Therefore, in the case of a tumor with a large shape and size, Sufficient heating cannot be performed over the entire tumor. This is due to the characteristic of the dipole antenna that the antenna feeding point is most likely to be heated.

すなわち、第１図に示すように、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から突出するようにすると共に、
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で保護して構成
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
強く（加熱温度上昇が高く）なつていた。このた
め、実際加熱に使用した場合、加熱によつて上昇
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
つた。 That is, as shown in FIG. 1, the conventional medical antenna A has a conductive inner shaft 1 held at the axis of a conductive tubular outer shaft 2 by a spacer 3 made of a low-loss dielectric material to form a coaxial line. The tip portion 1a of the inner shaft 1 projects from the tip 2a of the outer shaft 2, and
The protruding portion 1a of the inner shaft 1 and the vicinity of the tip of the outer shaft 2 were protected by an insulating tube 4 made of a low-loss dielectric. The radiated power was the strongest (higher heating temperature rise) at the tip 2a. For this reason, when actually used for heating, the temperature raised by heating cannot exceed the allowable survival temperature of living tissue, so the range in which heat treatment is possible is limited to the outer axis 2.
The area was extremely narrow, only the tip 2a of the tumor, and sufficient heating could not be performed over the entire tumor.

この欠点を改善するためには、第２図に示すよ
うに、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が、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。 In order to improve this drawback, as shown in FIG. Due to its extremely small dimensions, it is practically impossible to attach a load with a large shape such as the disc 5.

本発明は、以上のような点に鑑みて成されたも
のであり、その目的は、同軸線路の先端の外周に
絶縁を保つ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軸から給電するようにし
て、放射マイクロ波のエネルギー成分がほぼ均一
になるようにし、以つて加熱治療すべき部分の全
般に亘つて充分な加熱を行なうことができるよう
にした医用アンテナを提供することである。 The present invention has been made in view of the above points, and its purpose is to wrap a helical wire as an antenna part around the outer periphery of the tip of a coaxial line while maintaining insulation, and to wire the antenna from the inner axis of the coaxial line. To provide a medical antenna that supplies power so that the energy components of the radiated microwaves are almost uniform, thereby making it possible to sufficiently heat the entire part to be heated. be.

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
外軸７と、その外軸７の軸心に位置するよう複数
個の低損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７と内軸９とは一定のインピ
ーダンス（例えば50Ω、75Ω等）に保たれ、また
スペーサ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。アン
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
電体で成るチユーブ状の被膜１０が覆せられ、そ
の被膜１０の外周に実際に電波を放射する導電体
のヘリカル線１１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はア
ンテナ部Ｂからコネクタ６側への電波漏れを抑え
るための1/4波長のチヨークであり、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護膜であり、チヨー
ク１２を含むアンテナ部Ｂの全体を覆つている。 Examples of the present invention will be described in detail below. Third
The figure and FIG. 4 are diagrams showing one embodiment thereof.
Reference numeral 6 denotes a connector to which a coaxial cable (not shown) is connected, and the connector 6 has a conductive tubular outer shaft 7 and a plurality of low-loss dielectrics located at the axis of the outer shaft 7. A conductive inner shaft 9 held by a spacer 8 is electrically and mechanically connected, and the outer shaft 7 and inner shaft 9 are kept at a constant impedance (for example, 50Ω, 75Ω, etc.). Furthermore, by reducing the thickness of the spacer 8, a coaxial line is constructed in which the generation of reflected waves is prevented. Antenna section B is formed at the tip of the coaxial line. That is, the tip of the outer shaft 7 is covered with a tube-shaped coating 10 made of a low-loss dielectric, and a helical wire 11 of a conductor that actually emits radio waves is wound around the outer periphery of the coating 10. A tip 9a of the inner shaft 9 that slightly protrudes from the tip is electrically connected to the helical wire 11. Reference numeral 12 denotes a 1/4 wavelength choke for suppressing radio wave leakage from the antenna portion B to the connector 6 side, and is provided on the outer shaft 7. Further, 13 is a protective film for direct current insulation between the antenna part B and the living body, and covers the entire antenna part B including the chiyoke 12.

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の全体に亘つて
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。よつて、アンテナ部Ｂには容量性負荷と誘
導性負荷とが装荷されているのと等価になる。上
記両静電容量は、被膜１０の厚さと誘電率、保護
膜１３の厚さと誘電率およびヘリカル線１１のピ
ツチ等によつて決まり、またインダクタンスはヘ
リカル線１１のコイル径、ピツチおよび線径によ
つて決まる。 The helical wire 11 acts as an antenna,
There is a capacitance between the helical wire 11 and the outer shaft 7 over the entire length of the helical wire 11, and a capacitance also exists between the helical wires 11, and the helical wire 11 itself is dielectric. Therefore, the antenna section B is equivalent to being loaded with a capacitive load and an inductive load. Both capacitances are determined by the thickness and dielectric constant of the coating 10, the thickness and dielectric constant of the protective film 13, the pitch of the helical wire 11, etc., and the inductance is determined by the coil diameter, pitch, and wire diameter of the helical wire 11. It's decided by then.

従つて、ヘリカル線１１のピツチを連続的ある
いは段階的に変化させることにより、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Ｂから放射される電波エネルギ
ーの分布、つまり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。 Therefore, by changing the pitch of the helical wire 11 continuously or stepwise, the capacitance and inductance between the wires can be changed, so the distribution of radio wave energy radiated from the antenna part B, that is, heating Patterns can be changed. Furthermore, since the antenna impedance changes at the same time, the antenna dimensions can be determined experimentally so as to satisfy both the heating pattern and impedance matching.

なお、被膜１０と保護膜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
ンス整合も考慮する必要があり、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。チヨ
ーク１２は、そのチヨーク１２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
衰が大きく、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１
３の外径は注射針の内径以下、例えば２mm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２mm以上であつても良い。また、ヘリカル線１
１を裸線でなく低損失誘電体の外皮を有するもの
にすれば、被膜１０は必らずしも必要ない。 In addition, since the thickness and dielectric constant of the coating 10 and the protective coating 13 affect the antenna impedance, it is actually necessary to consider impedance matching in addition to the optimum heating pattern, and furthermore, since they come into contact with living organisms, mechanical strength It is also necessary to consider The cable yoke 12 may be omitted if the distance between the cable yoke 12 and the connector 6 is long enough, the attenuation of radio waves is large in the middle, and the leakage of radio waves to the connector 6 side is very small. can. When inserting into a living body, the coaxial line and antenna part B are inserted into the injection needle, the injection needle is inserted in that state, and the injection needle is pulled out to the connector 6 side before heating is performed, so it is protected. Membrane 1
The outer diameter of No. 3 needs to be less than or equal to the inner diameter of the injection needle, for example, 2 mm or less, but may be 2 mm or more when used for body cavities. Also, helical wire 1
If wire 1 is not a bare wire but has a low-loss dielectric sheath, coating 10 is not necessarily necessary.

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、各ヘリカル線１１ａ，１１ｂ，
１１ｃの各間に導電性の管状体で成る容量負荷１
４，１５を被膜１０を囲むように設けると共に各
ヘリカル線１１ａ，１１ｂ，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を被膜１０を囲むように設
けると共にヘリカル線１１ｃに電気的に接続した
ものである。 FIG. 5 shows another embodiment, in which the helical wire is divided into three parts, and each helical wire 11a, 11b,
11c, a capacitive load 1 consisting of a conductive tubular body between each
4 and 15 are provided to surround the coating 10 and are electrically connected to each helical wire 11a, 11b, and 11c, and a terminal load 16 made of a similar tubular body is provided at the end of the helical wire 11c so as to surround the coating 10. It is provided and electrically connected to the helical wire 11c.

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。ヘリカル線１１ａ，１１ｂ，１１ｃのピ
ツチ、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、管状のフエライ
ト、カーボン等の電波吸収体であつても良く、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個以上であつて
も良く、その数は加熱パターンに応じて決められ
る。更に、ヘリカル線１１ａ，１１ｂ，１１ｃの
巻方向は、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。 In this embodiment, since the helical wire is loaded with the terminal load 16, standing waves on the helical wire are reduced and a wider uniform heating range can be obtained. The pitch, coil length, wire diameter, capacitive loads 14, 15, and terminal load 16 of the helical wires 11a, 11b, 11c are determined so as to provide the best heating pattern and impedance matching. In addition to the conductive tubular body, the terminal load 16 may be a tubular electromagnetic wave absorber such as ferrite or carbon, and in either case, the heating pattern and impedance matching are determined to be the best. Furthermore, although there are two capacitive loads made of tubular bodies as shown by numerals 14 and 15, they may be one, zero, or three or more, and the number is determined depending on the heating pattern. Furthermore, the winding directions of the helical wires 11a, 11b, and 11c are determined so as to provide the best heating pattern and impedance matching.

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△Ｔ（℃）、
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
図に示した特性ａに対応するものであり、ｂ〜ｅ
が第５図に示した実施例の医用アンテナにおい
て、ヘリカル線１１ａ，１１ｂ，１１ｃ、容量負
荷１４，１５、終端負荷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
変化によつて温度分布が大幅に変化することがわ
かる。特に、曲線ｂ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
に亘つてより均一に加熱することが可能である。 FIG. 6 is a heating temperature distribution characteristic diagram when the conventional medical antenna shown in FIG. 1 is used and when the medical antenna according to the embodiment of the present invention shown in FIG. 5 is used. The vertical axis is the temperature rise △T (℃),
The horizontal axis indicates the position of each part of the antenna D. Note that the antenna D is shown schematically. The temperature distribution curve a′ is the first
This corresponds to characteristic a shown in the figure, and b to e
The temperature distribution is the result of an experiment in which various constants of the helical wires 11a, 11b, 11c, capacitive loads 14, 15, terminal loads 16, coating 10, and protective film 13 are changed in the medical antenna of the embodiment shown in FIG. It is a curve. As is clear from this, it can be seen that the temperature distribution changes significantly as the above-mentioned constants change. In particular, if an antenna having the characteristics shown by curve b is used, even if the shape and size of the tumor are large, it is possible to heat the entire tumor more uniformly.

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、導電メツシユの外軸１
７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の露出先端１８ａ
に電気的に接続され、全体が保護膜１３に覆われ
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。 FIG. 7 shows yet another embodiment,
This is a medical antenna that uses a flexible coaxial cable. The coaxial cable consists of the outer shaft 1 of the conductive mesh.
7, an inner shaft 18 is embedded in a flexible low-loss dielectric spacer 19, the outer periphery of the outer shaft 17 is covered with a coating 10, and the outer periphery of the coating 10 is covered with a helical wire 11. is wound, and one end of the helical wire 11 is connected to the exposed tip 18a of the inner shaft 18.
The entire structure is covered with a protective film 13. 14' and 15' are flexible capacitive loads formed by closely winding the helical wire 11.

この実施例においては、アンテナ全体が可撓性
を有するために、食道、気管、膀胱、子宮等に発
生した腫瘍等の加熱に、極めて好適である。 In this embodiment, since the entire antenna is flexible, it is extremely suitable for heating tumors that occur in the esophagus, trachea, bladder, uterus, etc.

第８図は上述の断面円形のヘリカル線１１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。 FIG. 8 shows thin tape-shaped helical wires 20a, 20b instead of the above-mentioned helical wire 11 having a circular cross section.
This shows yet another embodiment using , and the rest is the same as the embodiment described above.

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
りアンテナ部分としたものであり、ヘリカル線に
よつて容量負荷、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
加熱範囲を拡大することができ、また加熱分布も
自由に調整することができ、よつて生体のあらゆ
る部位に発生した腫瘍等を効果的に全体に亘つて
加熱することができるようになる。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。 As explained above, the medical antenna according to the present invention is made into an antenna part by winding a helical wire around the tip of a coaxial line and connecting the helical wire to the inner shaft. Since the capacitive load and inductive load are loaded, the heating range can be expanded compared to conventional dipole antennas, and the heating distribution can be adjusted freely. It becomes possible to effectively heat the entire tumor, etc. that has occurred. In particular, if the coaxial line is made flexible, it will be extremely suitable for heating tumors, etc. that occur in the esophagus, trachea, and other areas.

【図面の簡単な説明】[Brief explanation of the drawing]

第１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
た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テナの一部拡大縦断面
図、第５図は本発明の別の実施例の医用アンテナ
の側面図、第６図は医用アンテナの加熱温度分布
特性図、第７図及び第８図は本発明の更なる別の
実施例の医用アンテナの一部拡大縦断面図であ
る。 ６…コネクタ、７…外軸、８…スペーサ、９…
内軸、１０…被膜、１１…ヘリカル線、１２…チ
ヨーク、１３…保護膜、１４，１５…容量負荷、
１６…終端負荷、１７…外軸、１８…内軸、１９
…スペーサ、２０ａ，２０ｂ…テープ状のヘリカ
ル線。 FIG. 1 is a partially enlarged vertical sectional view of a conventional dipole-type medical antenna, FIG. 2 is a perspective view of a dipole-type antenna with a load loaded at the tip, and FIG. 3 is a medical antenna according to an embodiment of the present invention. 4 is a partially enlarged vertical sectional view of the medical antenna shown in FIG. 3, FIG. 5 is a side view of a medical antenna according to another embodiment of the present invention, and FIG. 6 is a heating of the medical antenna. The temperature distribution characteristic diagrams, FIGS. 7 and 8 are partially enlarged vertical cross-sectional views of a medical antenna according to still another embodiment of the present invention. 6... Connector, 7... Outer shaft, 8... Spacer, 9...
Inner shaft, 10... Coating, 11... Helical wire, 12... Chiyoke, 13... Protective film, 14, 15... Capacitive load,
16...Terminal load, 17...Outer shaft, 18...Inner shaft, 19
...Spacer, 20a, 20b...Tape-shaped helical wire.

Claims (1)

【特許請求の範囲】 １ 外軸と内軸とで成る同軸線路において、該同
軸線路の先端部分における外軸の外側に、絶縁を
保つてヘリカル線を巻装すると共に、該ヘリカル
線を上記内軸の先端に接続して構成したことを特
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特
徴とする特許請求の範囲第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覆
われて成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。 ４ 上記ヘリカル線が、その巻装途中に容量付加
を有することを特徴とする特許請求の範囲第１項
乃至３項記載の医用アンテナ。 ５ 上記ヘリカル線が、その終端に終端負荷を有
することを特徴とする特許請求の範囲第１項乃至
４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項乃至５項記載の医用
アンテナ。[Scope of Claims] 1. In a coaxial line consisting of an outer shaft and an inner shaft, a helical wire is wound around the outside of the outer shaft at the tip portion of the coaxial line while maintaining insulation, and the helical wire is wound inside the inner shaft. A medical antenna characterized in that it is connected to the tip of a shaft. 2. The medical antenna according to claim 1, wherein the outer periphery of the outer shaft around which the helical wire is wound is covered with a low-loss dielectric film. 3. Claim 1, wherein the helical wire is covered with a low-loss dielectric sheath.
Medical antenna as described in section. 4. The medical antenna according to claims 1 to 3, wherein the helical wire has a capacitance added during winding. 5. The medical antenna according to claims 1 to 4, wherein the helical wire has a terminal load at its terminal end. 6. The medical antenna according to claims 1 to 5, wherein the coaxial line has flexibility.