JP2005058750A - 同軸プローブ - Google Patents

Abstract

【課題】 電磁波の放射効率を高めるとともに、より先端付近でＳＡＲを高め、さらに正常組織の損傷を抑えるとともに体内への穿刺を容易にした同軸プローブを構成する。
【解決手段】 内導体１と外導体３との間に誘電体２を介在させた同軸プローブにおいて、先端を内導体１から外導体３にかけて円錐形状にして内導体１と誘電体２を露出させるとともに、この円錐形状部１００ｃの高さｔを、ｔの変化に対する同軸プローブの反射係数の特性で略減衰極となる値に定める。また、誘電体２の誘電率を周囲（電磁放射対象である生体組織）の誘電率に対して０．１３２〜０．６倍の範囲に定める。
【選択図】 図１

Description

この発明は、例えば生体組織内に侵入させてマイクロ波により加熱治療を行う際に用いることができる同軸プローブに関するものである。

近年、悪性腫瘍等の病気に対する治療法として電磁波を利用した方法が幾つか開発されている。その１つに同軸プローブを用いた凝固療法と呼ばれる治療法がある。
この凝固療法は、同軸プローブを直接患部に挿し込み、同軸プローブから放射される電磁波で患部を直接加温することによって、患部の組織を凝固壊死させる方法である。

同軸プローブを患部に挿し込む方法として例えば肝臓に対しては、開腹した状態で穿刺する方法、経皮的に穿刺する方法、胸腔鏡または腹腔鏡のガイド針の中に挿入する方法等がある。この同軸プローブを用いた凝固療法は、切開部分が小さく、治療に要する時間も比較的短くてすむため、手術の際患者への負担が小さい等の利点がある。

ここで、従来の同軸プローブ（例えば特許文献１参照）の構造を図５に示す。図５において（Ａ）は肝臓などを模式化した臓器ＯＲ内に同軸プローブ１００を挿入した状態での同軸プローブ１００の長手方向の断面図、（Ｂ）は同軸プローブ１００の長手方向に対して垂直な面での断面図である。この図５に示すように、内導体１と外導体３との間に誘電体２を介在させて、先端部分で外導体３と内導体１とを電気的に接続するとともに、外導体３の一部にスリットＳを設けている。

図７は、特許文献１に示されている同軸プローブの先端部分の構造を示す断面図である。図７に示すように、同軸ケーブル６６の端部付近にはマイクロ波アンテナ部６７（図５に示したスリットＳ部分）を設けている。この同軸ケーブル６６を挿入部６１と先端部６２とに分かれるスリーブに挿入し、先端部６２の端部に先端チップ６３を取り付けることによって、穿刺可能な同軸プローブを構成している。
特開平７−２７５２４７号公報

図５において図中の寸法は従来用いられている同軸プローブの具体的な寸法（単位ｍｍ）である。このような寸法構造の同軸プローブをシミュレーションしたところ、反射係数が０．６５であり、入力信号の約６．５割も入力側に反射してしまうため、電磁波の放射効率が低いという問題があった。

また、この同軸プローブの放射パターンを求めたところ、図６に示すような結果が得られた。ここで横軸は同軸プローブ先端位置を０とするプローブの位置（単位ｍｍ）、縦軸は半径方向の距離（単位ｍｍ）であり、ＳＡＲ（Specific Absorption Rate）を濃度で表している。ＳＡＲは電磁波の生体に対するエネルギー吸収量の評価として使用されるものであり、単位質量に吸収される単位時間あたりのエネルギーをW/kgで表したものである。図６で濃度変化の１段階は２．５ｄＢに相当している。このようにスリットＳ付近でＳＡＲが高く、このスリットＳの近傍で患部が加熱されることになる。

従来の同軸プローブでは、同軸プローブ１００の先端から離れた位置（図５に示した例では１０ｍｍ）位置にスリットＳが設けられていたため、使用し難いという問題があった。すなわち、加熱すべき患部を通り抜けて同軸プローブのスリット部分が患部の中央にくるように挿入することになり、その分患者に対する侵入度（正常な組織を冒す度合い) が増大したり治療可能範囲が狭くなるといった問題があった。

しかし、スリットの位置を単に同軸プローブの先端付近に配置しただけでは、上記反射係数の低下に起因して放射効率を高めることができない。
また、図７に示したように先端チップ６３を同軸プローブの先端に装着して体内への穿刺を可能としたものでは、その先端チップが大きいため、先端チップが患部を突き抜けて正常な組織までも損傷させてしまうことも起こり得る。

そこで、この発明の目的は、電磁波の放射効率を高めるとともに、より先端付近でＳＡＲを高め、さらに正常組織の損傷を抑えるとともに体内への穿刺を容易にした同軸プローブを提供することにある。

この発明は、内導体と外導体との間に誘電体を介在させた同軸プローブにおいて、先端を内導体から外導体にかけて円錐形状にして内導体と誘電体を露出させるとともに、内導体の先端から外導体の端部までの距離を、当該距離の変化に対する反射係数の特性で略減衰極となる値に定めたことを特徴としている。

このように同軸プローブの先端から外導体の端部までの距離を定めたことにより、同軸プローブに接続されるマイクロ波発振源からこの同軸プローブを見た反射係数を小さくして電磁波の放射効率を高める。また、内導体と外導体との間に誘電体を介在させた同軸プローブ自体の先端を円錐形状にしたことにより、従来のようなスリーブと先端チップを不要とし、正常組織の損傷を抑えるとともに穿刺を容易にする。

また、この発明は、前記誘電体の誘電率を周囲の誘電率に対して０．１３２〜０．６倍の範囲に設定したことを特徴としている。

このように、同軸プローブの内導体と外導体との間の誘電体の誘電率を定めることによって、実際の使用状態での反射係数を抑える。

この発明によれば、内導体と外導体との間に誘電体を介在させた同軸プローブにおいて、先端を内導体から外導体にかけて円錐形状にして内導体と誘電体を露出させるとともに、内導体の先端から外導体の端部までの距離を、当該距離の変化に対する反射係数の特性で略減衰極となる値に定めたことにより、同軸プローブに接続されるマイクロ波発振源からこの同軸プローブを見た反射係数を小さくして電磁波の放射効率が高まる。また、内導体と外導体との間に誘電体を介在させた同軸プローブ自体の先端を円錐形状にしたことにより、従来のような大きな先端チップが不要となり、正常組織の損傷を抑えるとともに穿刺が容易となる。

また、この発明によれば、前記誘電体の誘電率を周囲の誘電率に対して０．１３２〜０．６倍の範囲に設定したことによって、生体組織などの周囲の物質の誘電率に応じて、低反射状態で効率よく使用できるようになる。

第１の実施形態に係る同軸プローブの構造を図１に示す。ここで（Ａ）は肝臓などを模式化した臓器ＯＲ内に同軸プローブ１００を挿入した状態での同軸プローブ１００の長手方向の断面図、（Ｂ）は同軸プローブ１００の長手方向に対して垂直な面での断面図である。この図に示すように、内導体１と外導体３との間に誘電体２を介在させて、先端を内導体１から外導体３にかけて円錐形状にして内導体１と誘電体２を露出させるとともに、内導体１の先端から外導体３の端部までの距離を、当該距離の変化に対する反射係数の特性で略減衰域となる値に定めている。

一般に、同軸プローブによって生体組織にマイクロ波を照射した場合、単位時間当たりに吸収される割合である比吸収率ＳＡＲは次のようにして求める。

すなわち、ＳＡＲは単位質量に吸収される単位時間あたりのエネルギーをW/kgで表したものであり、電界強度Ｅのなかにある誘電体に吸収される単位体積あたりの電力Ｐは、生体組織の誘電率をεとすると、
Ｐ＝ωεＥ²tanδ
と表せる。

また、単位質量に吸収される電力は、生体組織の密度をρとすると、
ＳＡＲ＝ωεＥ²tanδ／ρ
である。さらに、生体組織の導電率をσとすると、
tan δ＝σ／（ωε）であるから、
ＳＡＲ＝σＥ² ／ρ
と表せる。

したがって電磁波の吸収率を如何に高めるかは、電界Ｅを如何に強くするかにかかっている。

図２は図１に示した同軸プローブにおいて、同軸プローブ１００の円錐形状部１００ｃの高さｔを変化させたときの反射係数の変化をシミュレーションによって求めた結果を示している。ここで、図１における各部の条件は次のとおりである。

《同軸プローブ》
〔各部の寸法〕
Ｌ１＝７０
Ｌ２＝３０
ｒ１＝０．２４
ｒ２＝０．８
ｒ３＝０．１
Ｌ＝６０
Ｒ＝１０
（単位はすべて［ｍｍ］）
〔誘電体〕
(1) 比誘電率εｒ＝９．７（アルミナセラミックス）
(2) 比誘電率εｒ＝２．１（ポリテトラフルオロエチレン：ＰＴＦＥ）
《臓器ＯＲ》
〔各部の寸法〕
Ｌ＝６０
Ｒ＝１０
（単位は［ｍｍ］）
比誘電率εｒ＝４３．０（肝臓の比誘電率に等しい値）
ｔａｎδ＝１０×１０¹⁰
導電率σ＝１．６９
とし、周波数を２．４５ＧＨｚとし、ＦＥＭ（有限要素法）を用いてシミュレーションした。

図２の結果から、円錐形状部の高さｔによって反射係数が大きく変化し、このｔを選ぶことによって反射係数を小さく抑えられることがわかる。また、同軸プローブ１００の誘電体２の誘電率によっても最も反射係数が小さくなるｔの値が変化することがわかる。例えば誘電体２がアルミナセラミックスであれば、円錐形状部１００ｃの高さｔが約５ｍｍのとき反射係数が約０．１という低反射特性が得られる。また誘電体２にポリテトラフルオロエチレンを用いた場合には、ｔを約６ｍｍとしたとき反射係数０．３の特性が得られる。

なお、ｔが管内波長の１／４になったときに内導体１と外導体３間の電位差が最大になり、最大の電磁波放射を得ることができるものと通常なら予想されるが、図２に示した結果はそれとは異なっている。すなわち、ポリテトラフルオロエチレンの管内波長は約８５ｍｍ、アルミナセラミックスの管内波長は約４０ｍｍであり、反射係数が最も小さくなる時のｔの値は管内波長の１／４になっていない。むしろ、誘電率４３．０の肝臓内での電磁波伝搬波長（約１９ｍｍ）の１／４波長に近い値で共に最適な結果が得られている。このことから、円錐形状部１００ｃの高さｔの最適値は周囲の生体組織の誘電率の影響を強く受けること、さらに同軸プローブの誘電体２の誘電率の影響もあるため、周囲の誘電体での電磁波伝搬波長の１／４から若干のずれがあることがわかる。

図３は、同軸プローブの誘電体２としてアルミナセラミックスを用い、円錐形状部１００ｃの高さｔを５ｍｍとした時のＳＡＲ分布を示している。ここで横軸は同軸プローブの先端位置を０とするプローブの位置（単位ｍｍ）、縦軸は半径方向の距離（単位ｍｍ）であり、ＳＡＲを濃度で表している。この濃度変化の１段階は２．５ｄＢに相当している。このようにｔを最適値にすることにより同軸プローブの先端部分の吸収率が非常に高くできることがわかる。

図４は、周囲の物質の比誘電率を３段階に切り替えるとともに、円錐形状部１００ｃの高さｔに対する反射係数について示している。図４の（Ａ）は同軸プローブ１００の誘電体２にポリテトラフルオロエチレンを用いた場合、（Ｂ）はアルミナセラミックスを用いた場合である。

なお、シミュレーションのその他の条件は上述の場合と同様である。また、周囲の物質のｔａｎδと導電率は肝臓の場合の値をそのまま適用している。

この図４の（Ａ）と（Ｂ）とを比べると、反射係数は周囲の物質の誘電率の影響を強く受け、さらに内部の誘電体２の誘電率によって、反射係数が最も小さくなるｔの値が変化することがわかる。また、周囲の物質の誘電率が小さくなるにつれて、誘電体としてポリテトラフルオロエチレンを用いた場合の方が反射係数が小さくなることがわかる。特に、周囲の物質の比誘電率が９の時には、その誘電率がアルミナセラミックスの比誘電率（９．７）より小さくなることもあって、誘電体にポリテトラフルオロエチレンを用いた方が小さな反射係数が得られる。すなわち、周囲の物質の誘電率によって同軸プローブ１００の誘電体２の変えることが有効であることがわかる。

例えば、同軸プローブの誘電体２にアルミナセラミックスを用いた場合には、周囲の物質の比誘電率が１６の場合に反射係数が０．２以下になり、周囲の物質の比誘電率が４３．０の場合に反射係数が最も良くなる。また、同軸プローブの誘電体２にポリテトラフルオロエチレンを用いた場合には、周囲の物質の比誘電率が１６の場合に反射係数が０．２以下になり、周囲の物質の比誘電率が９の場合に反射係数が最も良くなる。したがって、反射係数を０．２以下に抑えるには、周囲の物質の比誘電率に対する同軸プローブ１００の誘電体２の誘電率の比を０．１３２（＝２．１／１６） 〜 ０．６（＝９．７／１６）の範囲に設定すればよい。

実施形態に係る同軸プローブの構造を示す図 同同軸プローブの円錐形状部の高さに対する反射係数の関係を示す図 同同軸プローブのＳＡＲ分布の例を示す図 周囲の物質の誘電率を変えた時の円錐形状部の高さｔに対する反射係数の関係を示す図 従来の同軸プローブの構成を示す図 同同軸プローブのＳＡＲ分布を示す図 従来の同軸プローブの先端部分の構造を示す断面図

符号の説明

１−内導体
２−誘電体
３−外導体
Ｓ−スリット
ＯＲ−臓器
１００−同軸プローブ
１００ｃ−円錐形状部

Claims (2)

1. 内導体と外導体との間に誘電体を介在させた同軸プローブにおいて、
   先端を内導体から外導体にかけて円錐形状にして内導体と誘電体を露出させるとともに、内導体の先端から外導体の端部までの距離を、当該距離の変化に対する反射係数の特性で略減衰極となる値に定めたことを特徴とする同軸プローブ。
2. 前記誘電体の誘電率を周囲の誘電率に対して０．１３２〜０．６倍の範囲に設定したことを特徴とする請求項１に記載の同軸プローブ。

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