JP2019516423A - アンテナ構造体 - Google Patents

Abstract

電気外科器具において使用するためのらせん形のアンテナ構造体。らせん形のアンテナ構造体は、同軸の伝達ラインの内側及び外側導体に接続可能であり、放射アンテナまたはアプリケータ構造として作用することも、電場がその電極の間に生成される方式においても作用することも可能である。この方法において、らせん形のアンテナ構造体は、アルゴンプラズマ凝固、及び深部組織凝固のため、ならびに、例えばアドレナリンなどの治療用流体などの流体を送達するための手段を提供するために使用されてよい。これは、らせん形に配置された電極と、ガスが流れるためのチャネルの利用を通して達成されてよい。このデバイスはまた、アドレナリン及びＲＦ／マイクロ波エネルギーを送達するのにも使用される。

Description

本発明は、外科用スコープデバイスにおいて使用するためのアンテナ構造体に関する。

マイクロ波エネルギー及び高周波（ＲＦ）エネルギーは、外科用プローブによって出血の箇所に接触することによって深層にある組織において凝固を行うために利用することができることが知られている。表面の出血は、アルゴンプラズマ凝固法（ＡＰＣ）を用いて、それによって、高エネルギーの電場がアルゴンガスの噴射の全域に印加され、ガスをイオン化し、プラズマを当てることによって、非接触式に制御することができることも知られている。プラズマはその後、凝固を生じさせることが可能である。開いて出血している血管を閉じるための血管収縮流体が、凝固剤を加える前に血流を制御する、または出血を止めるための緊急の介入として、または出血する血管を永久に塞ぐもしくは密閉するための代替の手段として使用されることも多い。

その最も一般的なことには、本発明は、同軸の伝達ラインの内側及び外側導体に接続させることができ、かつ放射アンテナまたはアプリケータ構造として作用することも、及び電場がその電極の間に生成される方式においても作用することもできるらせん形のアンテナ構造体を提供する。この方法において、らせん形のアンテナ構造体は、ＡＰＣ、及び深部組織凝固のため、ならびにアドレナリンなどの、例えば治療用流体などの流体を送達するための手段を提供するために使用されてよい。これは、らせん形に配置された電極と、ガスが流れるためのチャネルの利用を通して達成されてよい。このデバイスはまた、アドレナリン及びＲＦ／マイクロ波エネルギーを送達するためにも使用される。

より具体的には、本発明は、内側導体と、外側導体とを有する同軸の伝達ラインに接続させることができるらせん形のアンテナ構造体を提供し、このらせん形のアンテナ構造体は、誘電性の支持体と、誘電性の支持体の上に共に配置され、互いから電気的に隔離された第１のらせん形の電極及び第２のらせん形の電極と、第１のらせん形の電極を同軸の伝達ラインの内側導体に接続するための第１の接続手段と、第２のらせん形の電極を同軸の伝達ラインの外側導体に接続するための第２接続手段とを有し、第１のらせん形の電極及び第２のらせん形の電極の少なくとも一方は、マイクロ波／ＲＦ場を外に向かって放出するための放射アンテナ構造体として作用することが可能であり、かつ第１のらせん形の電極及び第２のらせん形の電極は、変位電流を生成するためにそれらの間のらせん形の領域内で電場を維持するように構成されている。

本明細書において、「マイクロ波」は、４００ＭＨｚから１００ＧＨｚまでの周波数の範囲、但し好ましくは１ＧＨｚから６０ＧＨｚまでの範囲を指すために広く使用されてよい。考慮されてきた特有の周波数は、９１５ＭＨｚ、２．４５ＧＨｚ、３．３ＧＨｚ、５．８ＧＨｚ、１０ＧＨｚ、１４．５ＧＨｚ及び２４ＧＨｚである。対照的に、本明細書は、「高周波」または「ＲＦ」使用して、これより小さい少なくとも３桁の大きさ、例えば３００ＭＨｚまで、好ましくは１０ｋＨｚから１ＭＨｚまでの周波数の範囲を指している。

本発明のらせん形の構成は、有効な放射性のアンテナ構造体として作用することが可能であり、その証明は、本出願において後ほど提示される。そのような場はその後、凝固のために使用することができる。らせん形の電極を使用することで、アンテナ構造体の中心領域が塞がれないことを保証する。これは、流体またはガス、例えばアドレナリンまたは食塩水を送達するために、他の構造体がアンテナ構造体の中心を通過することができることを意味する。らせん形のアンテナ構造体は好ましくは、内視鏡、腹腔鏡などと合わせて使用されるように構成されており、したがって好ましくは、わずか８ｍｍの、好ましくは５ｍｍ以下の、より好ましくは３．５ｍｍ以下の、及び最も好ましくはわずか２．５ｍｍの最大外径を有する。誘電性の支持体は好ましくはほぼ円筒形であり、丸みがつけられた遠位端を有してよい。はっきりとした円形の頂点ではなく、丸みがつけられた遠位端を有することは、放出されるマイクロ波／ＲＦエネルギーの分散がより円滑になり、より均一な凝固を提供することになる。好ましい実施形態では、誘電性の支持体の外側面にらせん形の電極は２つしかないが、例えば３つ、または４つのらせん形の電極がある場合もある。

誘電性の支持体は、ＰＥＥＫ、ＰＴＦＥ、セラミックまたは他の好適な剛性の低損失材料のうちの１つまたは複数を含んでよい。

第１及び第２のらせん形の電極は好ましくは、同一のピッチを有し、互いに対して正反対に配置されてよい。換言すると、外見は、第２のらせん形の電極は、第１のらせん形の電極に対して平行であるが、但し固定された軸方向のずれた位置に伸びることで、第１及び第２のらせん形の電極のコイルは互いと交互になる。最も好ましくは、第１及び第２のらせん形の電極は、互いと全く同一である、または互いとほぼ同一である。第１及び第２のらせん形の電極は好ましくは、誘電性の支持体の表面上に配置される、またはその中に一部が埋め込まれる。

使用中、アンテナは遠位端面を出血の箇所の方に向けた状態で、遠位端を先にして挿入される。したがって、最も大きな度合いの加熱作用（マイクロ波／ＲＦエネルギー送達の結果として）は、遠位端において、及びらせん形のアンテナの外側の湾曲した面を囲むように生じることが好ましい。この方法において、らせん形のアンテナを、遠位端をまず標的エリアに向けて、または横に寝かせて配置することによって、有効なエネルギー送達が達成されてよい。したがって、マイクロ波／ＲＦエネルギーは、導波管構造体または伝達ライン構造体によってらせん形のアンテナ構造体の遠位端まで送達されてよいことが好ましい。伝達ライン構造体は、らせん形のアンテナ構造体自体の一部であってよい、または代替として、らせん形のアンテナ構造体は、同軸の伝達ライン構造体を収容するように構成されたチャネルもしくはチャンバ、または測定可能な程の減衰が生じることなく、マイクロ波／ＲＦエネルギーをらせん形のアンテナ構造体の遠位端まで運ぶことが可能な他の構造体を有する場合もある。マイクロ波／ＲＦエネルギーがらせん形のアンテナ構造体の近位端のみに送達され、遠位端までそれを運ぶためのいかなる伝達ライン構造体もない場合、構造体に触れている組織による望ましくない吸収の結果として、近位端と、遠位端との間に減衰が生じる可能性がある。本発明でのようならせん形のアンテナ構造体を利用することは、例えば、第１及び第２のらせん形の電極がマイクロ波／ＲＦエネルギーを受け取るように構成された同軸の伝達ラインが、らせん形のアンテナ構造体の遠位端まで完全にその構造体の中を通ってもよいことを意味している。

あるいは、好ましい実施形態では、第１及び第２のらせん形の電極は、中空の内側導体を有する同軸の伝達ラインの内側及び外側導体に接続されるように構成される。したがって誘電性の支持体は、その中を貫通して伸び、開口内で終端する中心チャネルを有してよい。この方法において、アンテナ構造体の放射特性に対して不利益な作用を生じさせることなく、液体送達管などの構造体が、らせん形のアンテナ構造体の中を完全に通ってもよい。したがって、らせん形のアンテナ構造体の遠位端の中心またはほぼ中心領域を露出させることが好ましく、そうすることで、アドレナリンなどの液体薬物を標的エリアに送達することが必要である場合には、針などの液体送達管をらせん形のアンテナの端部を介して挿入させることができる。この管もまた、流体が流れるための密閉された領域（すなわちマイクロ波ケーブル、針の作動ワイヤ及び短い長さの針を収容することが可能なカテーテルの内側の空間）であってよい。あるいは、中空の針が、デバイスの近位のハンドル端部から遠位端まで伸びる場合もある。針の孔のサイズは、０．４ｍｍまたは０．５ｍｍであり得るが、本発明は、これをそのようなケースに限定するわけではなく、すなわちそれは、腹腔鏡デバイスのために０．８ｍｍである場合もある。針は、ステンレス鋼などから作製されてよい。中空のまたは針チャネルもまた、ガス、例えばアルゴンを送達するために使用されてよく、らせん形のアンテナにおいて利用可能なＲＦ場を利用してプラズマを当てることができるのに対して、マイクロ波場を利用してプラズマを維持もよい。このような構成では、ガスは、ＲＦ及びマイクロ波エネルギーを準備し送達する放射体の間に存在する必要がない。このことは、電場が電極の間に存在する領域にガスが逃げることを可能にする、誘電性の円柱内に穴を設けることによって達成されてよい。

好ましい実施形態では、らせん形のアンテナ構造体はさらに、第３のらせん形の電極を含み、これは、誘電性の支持体の表面の真下に配置され、及び好ましくはその中に埋め込まれ、及びかつ好ましくは第１のらせん形の電極の真下に配置され、及びより好ましくは第１のらせん形の電極と同一のらせん経路に沿って伸びるが、但しそこから半径方向内向きに伸びている。したがって第１及び第３のらせん形の電極はまた、長手方向の軸を共有する。第１のらせん形の電極は、供給地点において同軸の伝達ラインの内側導体に接続されてよく、第３のらせん形の電極は、供給地点を介して同軸の伝達ラインの外側導体に接続されてよい。その後、第１及び第３のらせん形の電極は、同一の経路をたどるため、それらは、同軸の伝達ラインの導波路構造の継続部分として作用してよく、さらに、らせん形のアンテナ構造体の近位端から遠位端へと信号を伝えてもよい。

第１及び第３のらせん形の電極、及び好ましくは第２のらせん形の電極もまた導電材料のらせん形のストリップの形態であってよく、それ故、第１及び第３のらせん形の電極によって形成される伝達ラインは、マイクロストリップラインであってよい。好ましくは、第１のらせん形の電極を形成する導電材料のストリップの幅は、第３のらせん形の電極を形成する導電材料のストリップの幅より広く、及び好ましくは少なくともその２倍である、及びより好ましくは少なくともその３倍である。この方法において、有効なマイクロストリップライン構造が形成される２つのらせん形の電極の間に有意に十分な重なりが存在することを保証することが可能である。これは、第１のらせん形の電極の縁部における電流が低く（供給信号に起因して）、かつ第１のらせん形の電極の外側面と接触するいなかる組織とも有意な相互作用を生じることがないことがその理由である。第１のらせん形の電極と、第３のらせん形の電極とによって形成されるマイクロストリップライン構造は好ましくは、供給地点がそこからマイクロ波／ＲＦ信号を受け取るように配置される同軸の伝達ラインと一致するために、おおよそ５０Ωのインピーダンスを有するように配置される。

らせん形のアンテナ構造体の遠位端において、第２及び第３のらせん形の電極の遠位端は、互いに対して電気的に接続される。この方法において、マイクロストリップラインによってアンテナ構造体の長さに沿って伝達されるマイクロ波／ＲＦエネルギーは、第１のらせん形の電極と、第２のらせん形の電極の間のらせん形の隙間に沿って、らせん形のアンテナ構造体の近位端に向かって戻るように進む対応する信号を励起することが可能である。好ましくは、第２のらせん形の電極と第３のらせん形の電極を接続する導電性部材は、中心チャネルの開口を覆うことはない。

第３のらせん形の電極を有する代わりに、代替の一実施形態では、らせん形構造を上手く利用するために、誘電性の支持体は、アンテナ構造体にマイクロ波／ＲＦエネルギーを供給する同軸の伝達ラインを収容するために、長手方向に、または実質的に長手方向の方向にその中を通って完全に、またはその一部に伸びるチャネルを有する場合もある。第１のらせん形の電極と、内側導体とを接続する接続手段、及び／または第２のらせん形の電極と、外側導体とを接続するための接続手段は好ましくは、上記で考察したように、チャネルの遠位端の方に配置されることで、最大の加熱作用がらせん形のアンテナ構造体の遠位端において発生することを保証する。

同軸の伝達ラインの内側導体と、外側導体は、誘電性の支持体にある孔によって、第１のらせん形電極と、第２のらせん形の電極にそれぞれ接続されてよい。好ましくは、２つの孔が存在しており、１つは、第１のらせん形の電極と、内側導体とを接続するために配置され、他方の孔は、第２のらせん形の電極と、外側導体とを接続するように配置される。使用中、同軸の伝達ラインは、誘電性の支持体にあるチャネルに挿入されてよく、要求される電気接続を実現するために孔ははんだで満たされよい。このようなケースでは、チャネルは、らせん形のアンテナ構造体の端部まで完全に延在しない場合もある。

あるいは、別の実施形態では、同軸の伝達ラインを収容するためのチャネルは、誘電性の支持体の遠位端まで完全に延在する場合もある。同軸の伝達ラインの内側導体と、外側導体は、チャネルの端部において開口を介して第１のらせん形の電極と、第２のらせん形の電極とに接続されてよい。開口は好ましくは、同軸の伝達ラインの内側導体と、外側導体を隔てている誘電層の絶縁特性をうまく利用するように成形される。例えば開口は、内側導体のものより大きく、誘電層のものより小さい半径を有するほぼ円形であってよく、タブが、誘電層の半径を上回る半径まで半径方向に延在している。この方法において、外側導体は、タブの領域内のみで露出され、開口の周辺の残りの部分を周囲では覆われたままである。その後、第２のらせん形の電極は、望ましくない内側導体への電気接続が生じることなく、はんだによってまたはそれ以外の方法で、タブの部分においてのみ外側導体に電気的に接続されてよい。

別の代替の実施形態では、誘電性の支持体は、２つの部分である場合もある。遠位端において、一方の部分は突起を有し、他方の部分は対応する凹部を有してよい。突起の部分はその後、導電材料でめっきされてよく、同軸の伝達ラインの内側導体と、第１のらせん形の電極との間、及び同軸の伝達ラインの外側導体と、第２のらせん形の電極との間の電気接続を実現するように配置されてよい。

別の実施形態において、誘電体は、好ましくはらせん内の導体の間に穴またはスロットを含むことで、ガスが、導体の間の領域に存在することを可能にすることで、ＲＦ場を利用してプラズマを当て、マイクロ波場を利用してプラズマを維持することを可能にする場合もある。

本発明を次に、添付の図面を参照して記載する。

図１Ａは、本発明の一実施形態による内側のらせん形の電極と、第１の外側のらせん形の電極との配置を示す。図１Ｂは、本発明の一実施形態による、誘電性の支持体を含むらせん形のアンテナの一実施例を示す。 本発明の一実施形態のシミュレーションを行うのに使用されるらせん形のアンテナと、肝臓の負荷の配置を示す。 図２に示されるシミュレーションの様々な結果を示す。 図２に示されるシミュレーションの様々な結果を示す。 図２に示されるシミュレーションの様々な結果を示す。 図２に示されるシミュレーションの様々な結果を示す。 本発明の一実施形態による代替のシミュレーションを行うのに使用される肝臓の負荷と、らせん形のアンテナの別の配置を示す。 図４に示されるシミュレーションの様々な結果を示す。 図４に示されるシミュレーションの様々な結果を示す。 図４に示されるシミュレーションの様々な結果を示す。 図４に示されるシミュレーションの様々な結果を示す。 図６Ａは、本発明の別の実施形態の斜視図を示す。図６Ｂは、本発明の別の実施形態の端面図を示す。 その実施形態のシミュレーションを行うのに使用される、図６Ａ及び図６Ｂに示されるらせん形のアンテナと、血液負荷の配置を示す。 図１０に示されるシミュレーションの様々な結果を示す。 図９Ａは、図１０に示されるシミュレーションの様々な結果を示す。図９Ｂは、図１０に示されるシミュレーションの様々な結果を示す。 同軸の伝達ラインが第１及び第２のらせん形の電極に接続され得る方法の代替の構成を示す。 同軸の伝達ラインが第１及び第２のらせん形の電極に接続され得る方法の代替の構成を示す。 同軸の伝達ラインが第１及び第２のらせん形の電極に接続され得る方法の代替の構成を示す。

図１Ａは、第１及び第２の電極と、導電構造体とを形成し得るらせん形のアンテナ１００の近位端と、本発明の導電構造を示す図である。図面において、らせん形のアンテナの近位端１００ａから遠位端１００ｂまでの方向は、図面の底部の右の角に示されるようにｚ軸に対して平行である。

第１の外側のらせん形の電極１０２と、内側のらせん形の電極１０４が図６に示されている。内側のらせん形の電極１０４は、第１の外側のらせん形の電極１０２と同一のピッチを有し、それより小さい直径を有するため、それは第１の外側のらせん形の電極の真下に、かつそれに対して平行に伸びている。２つのらせん形の電極１０２、１０４の近位端は、直線と円錐形によって示される供給地点１０８において同軸の伝達ラインからマイクロ波／ＲＦエネルギーを供給される。第１の外側のらせん形の電極１０２及び内側のらせん形の電極１０４は一緒に、５０Ωのインピーダンスを有する（アルミナ誘電体の存在下で、以下の図面の記載を参照）らせん形のマイクロストリップ伝達ラインを形成する。

図１Ｂは、その上に支持されたらせん形のアンテナ１００を有するプローブ先端１１１の図を示す。プローブ先端１１１は、円筒形の誘電材１１２で構成され、これはこのケースではアルミナであり、その中を貫通する円筒形の孔を有し、示されるようにｚ方向に近位端から遠位端まで伸びる中心チャネル１１５を形成している。中心チャネルは、開口１１６内でその遠位端１１５ｂにおいて終端する。開口は妨げられないため、液体チャネル（図示せず）または他の工具が、標的エリア（これもまた図示せず）上で使用するためにプローブ先端１１１の中を通ることができる。

第１の外側のらせん形の電極１０２及び内側のらせん形の電極１０４に加えて、第２の外側のらせん形の電極１０６も、誘電材１１２上に支持される。第２の外側のらせん形の電極１０６は、第１の外側のらせん形の電極１０２と正反対であるが、同一のピッチを有する。図１Ｂにおいて、第１及び第２の外側のらせん形の電極１０２、１０６及び内側のらせん形の電極１０４は、３．３ｍｍのピッチを有する。内側のらせん形の電極の遠位端面１０４ｂのみを図１Ｂに見ることができるが、これは内側のらせん形の電極１０４が、誘電材１１２の中に埋め込まれ、第１の外側のらせん形の電極１０２の真下に伸びているためである。誘電材１１２の遠位端において、第２の外側のらせん形の電極１０６の遠位端と、内側のらせん形の電極１０４の遠位端は、接続部材１１７によって接続される。接続部材１１７は、例えば銅などの導電材料のディスク形状の切片であり、これは、開口１１６が妨げられないままにするために、開口１１６と一致するように中心に穴１１９を有する。

作用中、マイクロ波／ＲＦエネルギーが、第１の外側のらせん形の電極１０２と、内側のらせん形の電極１０４によって形成されるらせん形のマイクロストリップ伝達ラインの近位端に供給される。マイクロ波／ＲＦエネルギーが遠位端に到達する際、マイクロ波／ＲＦ信号が、第１の外側のらせん形の電極と、第２の外側のらせん形の電極の間で励起され、第１の外側のらせん形の電極１０２と、第２の外側のらせん形の電極１０６との間の隙間１１０を通ってらせん形の経路に沿ってプローブ先端１１１の遠位端に向かって戻るように伝播する。プローブ先端１１１が、例えば同軸の伝達ラインから離間された外装内で、その周りに配置されたガスチャネル（図示せず）を有する同軸の伝達ラインに接続される際、第１及び第２の外側のらせん形の電極１０２、１０６及びそれらの間の隙間１１０は、ガスチャネルを出て行くガスの流路内に置かれる。マイクロ波／ＲＦ信号が第１及び第２の外側のらせん形の電極１０２、１０６に沿って伝播した結果として、第１の外側のらせん形の電極１０２と、第２の外側のらせん形の電極１０６の間に電場が現れたとき、この電場がガスをイオン化し、プラズマを生成するように作用する。

図２は、肝臓負荷１２０に対して端部を前に向けて配置された場合の図１Ａ及び図１Ｂに示されるようならせん形のアンテナ１００の作用を模倣するのに使用されるモデルを示している。モデルにおける誘電材１１２は、優れた絶縁破壊特性を備えた、アルミナセラミック製の強力で非多孔質の誘電体である。誘電定数は９．４であり、その損失正接は、５．８ＧＨｚにおいて０．０００４であり、これは、利用されるマイクロ波周波数における極めて低損失材料を表している。銅らせん（すなわち、らせん形のアンテナ１００）は、７．５ｍｍの長さの３．３ｍｍの直径のアルミナ円柱の外側に設計された。らせんのピッチは、３．３ｍｍであり、銅の幅は、円柱の軸に対して平行な直径で測定して０．９ｍｍである。示されるモデルにおける銅のストリップは、０．１ｍｍの厚さであるが、実際には、０．００３ｍｍほどの薄さである場合もある。第２の銅らせんは、第１の銅らせんから正反対に（すなわち１８０°回転されて）設計された。これにより、それらの間に０．７５ｍｍの隙間を有する２つの相互に巻かれた銅のらせんが生じることになった（円柱の軸に対して平行な方向で）。

アルミナ円柱の内径（すなわちプローブ先端チャネルの直径）は、２．５ｍｍであった。０．６ｍｍの直径の穴を中心に有し、その内側に０．５ｍｍの直径のスチール製の針を備えた２．３ｍｍの内径のアルミナ円柱が、この内側に設計された。内側の銅らせんが、軸方向に０．３５ｍｍの幅であった内側のアルミナ円柱上に設計され、これもまた３．３ｍｍのピッチを有する。内側の銅らせんは、外側の銅らせんのうちの１つの幅の中心のちょうど下に配置される。

内側の銅らせんの遠位端は、それがその下に直接置かれない銅らせんの遠位端に接続された。

３つの銅らせんによって作製されたらせん形のアンテナには、その近位端において内側のらせんと、第１の銅らせんとの間の５０Ωの供給地点と、２つの外側のらせんの近位端の間の終端部が与えられた。肝臓負荷が形成され、工具の周りでの電力吸収を測定するのに使用され、これは、この方法において工具を利用することによって達成され得る予測される凝固パターンの指示を与える。示されるシミュレーションにおいて、プローブ先端の遠位端は、肝臓負荷に２ｍｍ挿入される。

図３Ａ〜図３Ｃは、３つの異なる配向における、図８に示されるプローブ先端の遠位端を取り囲む肝臓負荷における電力吸収のプロットを示しており、２つは、プローブ先端の長手方向の断面を利用しており、１つは軸方向の断面を利用している。全体的に、３つのプロットは、マイクロ波電力の６０〜７０％が肝臓負荷に吸収されることを示している。図９Ｄは、肝臓負荷へのプローブ先端の異なる貫入の深さにおけるリターンロスのシミュレーションの結果を示している。５．８ＧＨｚにおいて、リターンロスは、挿入が０（ラインＡ）から２．５ｍｍ（ラインＦ）まで増大するにつれて、４から５ｄＢに改善するのを見ることができる。

図４は、代替のシミュレーションの設定を示しており、この場合、プローブ先端は、図２と同一の肝臓負荷の中に側部を前に向けて１ｍｍだけ挿入されている。図５Ａ〜図５Ｃは、肝臓負荷に対して側部を前に向けて配置された場合のプローブ先端を取り囲む肝臓負荷における電力吸収のプロットを示している。これらのプロットは、らせん形のアンテナが、プローブ先端を取り囲むようにほぼ均一なマイクロ波場を形成することが可能であることを示している。図５Ｄは、肝臓負荷へのプローブ先端の異なる貫入の深さにおけるリターンロスのシミュレーションの結果を示している。５．８ ＧＨｚにおいて、（横向きの）挿入が、０（ラインＧ）から１．５ｍｍ（ラインＫ）まで増大するにつれて、リターンロスは、４から７ｄＢに改善するのを見ることができる。

らせん形のアンテナ１００の側部を前に向けた配置と、端部を前に向けた配置の結果は、らせん形のアンテナ１００は、第１の外側のらせん形の電極と、第２の外側のらせん形の電極の間のらせん形の隙間の中でプラズマを当て、その中でプラズマを維持することが可能であることに加えて、マイクロ波を放出するアンテナ構造体としても効果的に作用することが可能であることを示している。

図６Ａ及び図６Ｂは、本発明によるらせん形のアンテナ２００の代替の一実施形態を示す。図６Ａのらせん形のアンテナ２００と、例えば図１Ｂにおけるらせん形のアンテナ１００との間にはいくつかの類似性がある。特徴が全く同じである場合、それらは重ねて詳細に説明されない。

らせん形のアンテナ２００は、誘電材２１２を含んでおり、これはこのケースではＰＥＥＫであり、互いと共に一体式に形成された円筒形の部分２１２ａと、半球形状の部分２１２ｂとに分けることができる。この実施形態におけるらせん形のアンテナ構造体２００の外径は、３．３ｍｍである。チャネル２１５が、同軸の伝達ライン２２０を収容するために、誘電材２１２の両方の部分２１２ａ、２１２ｂの中心を通って伸びている。第１及び第２のらせん形の電極２０２、２０６は、開口（図示せず）の中に延在する金属めっきを介して同軸の伝達ライン２２０の内側導体と、外側導体に接続される。保護のために、絶縁プラグ２１３が接続部を覆うように配置される。この構成は、図１１Ａ及び図１１Ｂにおいてより詳細に示され、以下で考察される。誘電材２１２はまた、標的エリアに液体を分配することも必要であるような状況に備えて、その中を通って伸びる軸外の針チャネル２２１も有する。２つの外側のらせん形の電極２０２、２０６は、誘電材２１２の表面に配置される。使用中、同軸の伝達ライン２２０は、らせん形のアンテナ構造体２００のチャネルを通って挿入される。図１０から図１２は、誘電材２１２の幾何学形状の異なる例を示しており、各々が、同軸の伝達ラインがらせん形の電極２０２、２０６の各々に接続され得る異なる手段を図示している。

図１０〜図１２では、電極２０２、２０６は示されていない。図１０Ａ及び図１０Ｂの誘電体３００を利用して同軸の伝達ラインを接続するために、同軸の伝達ライン３２０は、中心チャネルに沿って埋め込まれる。同軸の伝達ライン３２０は、外側導体３２０ａ、誘電層３２０ｂ及び内側導体３２０ｃを、図面に示されるように連続して露出させるために外側をはぎ取る必要がある。図１０Ａ及び図１０Ｂに示される誘電体３００は、それを貫通するようにドリル穿孔された２つの穴３２２ａ、３２２ｂを有する。同軸の伝達ライン３２０が挿入される際、穴の一方３２２ａは、露出した内側導体３２０ｃと交わり、他方の穴３２２ｂは、露出した外側導体３２０ａと交わる。その後、穴をはんだで満たすことで、電気接続を確立し、同軸の伝達ライン３２０を所定の場所に固定することができる。

図１１Ａ及び図１１Ｂにおいて、同軸の伝達ライン４２０は、誘電体４００の遠位端まで完全に延在している。この実施形態では、同軸の伝達ラインの外側導体４２０ａは、誘電層４２０ｂを露出させるために後方に外側がはぎ取られている。誘電層４２０ｂ及び内側導体４２０ｃはその後、誘電体４００の端部まで継続し、図１１Ａに最適に示される穴４２４において露出される。タブ４２６が、穴４２４の縁部に配置される。同軸の伝達ラインが所定の場所にあるとき、外側導体４２０ａの端面は、タブ４２６によって露出される。重要なことには、それは、介在する誘電層４２０ｂによって形成される障壁によって、内側導体４２０ｃから電気的に隔離されている。図１１Ｂに示されるように、同軸の伝達ライン４２０の内側導体４２０ｃは、くぼませてもよい。タブ４２６は、はんだによって満たされてよく、はんだは、らせん形の電極２０２の一方に接続され、凹部は、はんだ（これはタブ４２６内のはんだと接触しない）によって満たされてよく、はんだは、らせん形の電極２０６の他方に接続される。示されないが、上記で考察したように、金属めっき処理を利用して、同軸ケーブルの導体をらせん形の電極に接続してもよく、穴の内側面と、同軸の伝達ライン４２０の端面とによって画定された凹部は、絶縁プラグによって満たされてよい。

別の一代替形態が、図１２Ａ及び図１２Ｂに示される。このケースでは、形成される誘電材５００は、２つの部分５００ａ、５００ｂに形成され、これらは合わせて結合されて完全ならせん形のアンテナ構造体を形成する。第１の部分５００ａは、突起５２８を有し、これは第２の部分５００ｂにある凹部５３０に対応する。第２の部分５００ｂもまた、同軸ケーブル５２０を収容するための中心チャネル５１５を有する。所定の場所にあるとき、凹部５３０の底面は、同軸の伝達ライン５２０の上面のほぼ半分のみを覆い、残りの半分は露出したままにする。凹部５３０の底面は、同軸の伝達ライン５２０の内側導体５２０ｃを収容するためにノッチ５３２を有する。その後、図１２Ｂにおける矢印によって指摘される面を導電材料によってめっきすることができ、この導電材料は、内側導体５２０ｃと、外側導体５２０ａをそのそれぞれのらせん形の電極２０２、２０６に接続するために誘電材５１２の半球形状の面５１２ｂまで延在している。

次に図６Ａ及び図６Ｂに戻ってこれらを参照して、デバイスの作用を説明する。作用は、図１Ａ及び図１Ｂに示される本発明の実施形態のものと同様である。２つの実施形態における主な違いは、現行の実施形態では、同軸の伝達ライン（例えば３２０）が、第１のらせん形の電極２０２及び第２のらせん形の電極２０６に直接接続されるのに対して、先の実施形態では、マイクロ波／ＲＦエネルギーは、らせん形の電極１０２、１０４によって形成されるマイクロストリップ伝達ラインによってらせん形のアンテナ構造体２００の遠位端まで運ばれたことである。

図６Ａ及び図６Ｂに示されるらせん形のアンテナ構造体２００において、同軸の伝達ライン２２０は、上記に記載したようにらせん形の電極２０２、２０６に接続され、マイクロ波／ＲＦエネルギーをそこに伝達する。第１のらせん形の電極２０２と、第２のらせん形の電極２０６との間には潜在的な違いが存在するため、第１のらせん形の電極２０２と、第２のらせん形の電極２０６との間のらせん形の隙間２１０に電場が存在する。この場が十分に高く、かつ隙間がガス流路内に配置された場合、このときこれは、らせん形の隙間２１０の中でプラズマを当てるようにすることができる。このことは、らせん形のアンテナ構造体をＡＰＣ方式において利用することができることを意味している。さらに、その幾何学形状によって、らせん形のアンテナ構造体はまた、深部組織の凝固のために、マイクロ波／ＲＦエネルギーを外向きに放射するための放射アンテナとして作用することも可能である。針もまた、軸外の針チャネル２２１を通るように挿入されてよい。

図６Ｃに示される同様の実施形態では、誘電材２１２’の外径はたった２．４ｍｍであり、チャネル２１５’と、針チャネル２２１’は共に軸外に配置される。このような幾何学形状を有する誘電材２１２’は、図１０〜図１２に示されるものと同一の内部構成を利用して同軸の伝達ラインに接続するのに等しく適している。

図７は、マイクロ波放射体として作用する場合の、図６Ａ及び図６Ｂに示されるらせん形のアンテナ２００の性能をテストするのに使用されるテスト用の配置を示している。シミュレーションの設定は、図２に示されるものと同様である。しかしながら肝臓負荷の代わりに、血液負荷２４０が使用される。ここでもまた、エネルギーは、同軸の伝達ライン２１２を介してアンテナ構造体に供給される。

図８は、図３Ｄ及び図５Ｄと似た、リターンロスのグラフを示している。このグラフの正確な形状は、例えば横向きなどの血液負荷に対するデバイスの位置に応じて変化し得ることに留意されたい。５．８ＧＨｚにおいて、リターンロスは、−１２．０８ｄＢであることがわかる。図９Ａ及び図９Ｂは、アンテナのすぐ前方での血液組織試料内の電力損失密度を示している。プロットは、電力損失密度が均一であることを示しており、これはこのようなアンテナが均一な加熱作用／凝固を生み出す可能性があることを意味している。

Claims (19)

1. 内側導体と、外側導体とを有する同軸の伝達ラインに接続するためのらせん形のアンテナ構造体であって、
   誘電性の支持体と、
   前記誘電性の支持体の上に共に配置され、互いから電気的に隔離された第１のらせん形の電極及び第２のらせん形の電極と、
   前記第１のらせん形の電極を同軸の伝達ラインの前記内側導体に接続するための第１の接続手段と、
   前記第２のらせん形の電極を同軸の伝達ラインの前記外側導体に接続するための第２の接続手段とを有し、
   前記第１のらせん形の電極及び前記第２のらせん形の電極の少なくとも一方は、マイクロ波／ＲＦ場を外に向かって放出するための放射アンテナ構造体として作用することが可能であり、かつ
   前記第１のらせん形の電極及び前記第２のらせん形の電極は、それらの間のらせん形の領域内で電場を維持するように構成されている、前記らせん形のアンテナ構造体。
2. 前記第１のらせん形の電極及び前記第２のらせん形は同一のピッチを有する、請求項１に記載のらせん形のアンテナ構造体。
3. 前記第１のらせん形の電極は、前記第２のらせん形の電極と正反対に配置される、請求項２に記載のらせん形のアンテナ構造体。
4. 前記誘電性の支持体は、円筒形またはほぼ円筒形である、先行請求項のいずれか一項に記載のらせん形のアンテナ構造体。
5. 前記誘電性の支持体は、丸みがつけられた遠位端、またはその遠位端における半球形状の部分を有する、請求項４に記載のらせん形のアンテナ構造体。
6. 前記らせん形のアンテナ構造体の近位端から遠位端までマイクロ波／ＲＦエネルギーを伝えるために導波路構造体または伝達ライン構造体をさらに含む、先行請求項のいずれか一項に記載のらせん形のアンテナ構造体。
7. 前記導波路構造体または伝達ライン構造体は、前記誘電性の支持体の表面の真下に配置された、またはその中に埋め込まれた第３のらせん形の電極の形態である、請求項６に記載のらせん形のアンテナ構造体。
8. 前記第３のらせん形の電極は、前記第１のらせん形の電極と同一のらせん形の経路をたどり、そこから半径方向内向きに配置される、請求項７に記載のらせん形のアンテナ構造体。
9. 前記第１のらせん形の電極及び前記第３のらせん形の電極は、導電材料から作製されるため、前記第１のらせん形の電極及び前記第３のらせん形の電極はマイクロストリップラインを形成する、請求項８に記載のらせん形のアンテナ構造体。
10. 前記第１のらせん形の電極は、前記第３のらせん形の電極より少なくとも３倍幅が広い、請求項９に記載のらせん形のアンテナ構造体。
11. 前記第２のらせん形の電極の遠位端は、導電部材によって、前記第３のらせん形の電極の遠位端に電気的に接続される、請求項７〜１０のいずれか一項に記載のらせん形のアンテナ構造体。
12. 前記誘電性の支持体は、前記同軸の伝達ラインを収容するためのチャネルまたはチャンバを含むことで、前記同軸の伝達ラインの遠位端は、前記誘電性の支持体の前記遠位端に、またはその付近に配置される、請求項１から５のいずれか一項に記載のらせん形のアンテナ構造体。
13. 前記同軸の伝達ラインの前記遠位端は、前記誘電性の支持体内に埋め込まれ、前記第１の接続手段及び前記第２の接続手段は、前記誘電性の支持体の中を通る孔の中に配置され、前記孔は、前記第１のらせん形の電極を前記内側導体に、前記第２のらせん形の電極を前記外側導体にそれぞれ接続するように配置される、請求項１２に記載のらせん形のアンテナ構造体。
14. 前記同軸の伝達ラインの遠位端面は、前記誘電性の支持体の前記遠位端のところに配置され、開口によって露出されており、
    前記第１の接続手段は、前記開口を介して前記第１のらせん形の電極を前記内側導体に接続し、
    前記第２の接続手段は、前記開口を介して前記第２のらせん形の電極を前記外側導体に接続する、請求項１２に記載のらせん形のアンテナ構造体。
15. 前記開口のタブ部分のみが、前記外側導体の一部を露出させる、請求項１４に記載のらせん形のアンテナ構造体。
16. 前記誘電性の支持体は、その中を貫通して、前記近位端から前記遠位端まで伸びるチャネルを有し、前記チャネルは開口内で終端している、先行請求項のいずれかに記載のらせん形のアンテナ構造体。
17. 前記チャネル内に摺動可能に設置された格納式の針をさらに含む、請求項１６に記載のらせん形のアンテナ構造体。
18. 前記誘電性の支持体は、前記チャネルと、その外側面との間に複数の穴を備え、前記穴は、前記電極の間をガスが流れることを可能にするように配置されている、請求項１６または１７に記載のらせん形のアンテナ。
19. 前記チャネルは、アドレナリンなどの液体を運ぶように配置される、請求項１６または１７に記載のらせん形のアンテナ。