JP2019524376A - マイクロ波装置 - Google Patents

Abstract

マイクロ波発生器と、傾斜端面を有する同軸ケーブルを備えるマイクロ波ケーブル装置とを備えるマイクロ波システムであり、前記マイクロ波発生器は、マイクロエネルギーを、所望の指向性を有するマイクロ波エネルギーの指向性放射を前記傾斜端面から提供する周波数で前記ケーブル装置に供給するように構成されている。

Description

本発明は、マイクロ波装置、例えば標的組織容量のアブレーションのための指向性マイクロ波アブレーション装置、に関する。

組織のアブレーションにマイクロ波を使用することは知られている。一部のマイクロ波アブレーションシステムでは、マイクロ波エネルギーを組織に送達する放射アプリケータにマイクロ波エネルギーが供給される。放射アプリケータの放射素子は組織に取り囲まれるか組織と接触して置かれ得る。

マイクロアブレーションは高周波（ＲＦ）アブレーションと異なるメカニズムを用いて組織をアブレーションすることができる。マイクロ波アブレーションでは、組織が放射アンテナにより直接加熱され得る。ＲＦアブレーションでは、熱は組織を流れる電流に起因する抵抗加熱により生成される。ＲＦ加熱は導電通路を必要とする。ＲＦアブレーションは、例えば、３５０〜５００ＫＨｚの範囲内の周波数を使用することができる。

ＲＦアブレーション装置は導体間の通路内の領域に影響を与え得る。マイクロ波アブレーション装置の影響を受ける領域は場合によっては組織透過性によってのみ制限され得る。マイクロ波アブレーションのメカニズムは非特許文献１に記載されている。

他の技術と比較すると、アブレーションシステムでのマイクロの使用は場合によってはヒートシンク効果に左右されることなくより大きな容量の組織のより高速の加熱を生じ得る。マイクロ波アブレーションは、肺組織又は炭化、乾燥した組織等の高いインピーダンスを有する組織に有効であり得る。マイクロ波エネルギーは１００℃を超える温度を生成できる可能性がある。一部のマイクロ装置は接地パッド又は他の補助構成要素を不要にし得る。

一部のマイクロ波アブレーションシステムでは、放射素子は等方性放射パターンを有する簡単な同軸単極アンテナである。この放射素子の動作周波数は放射単極素子の長さ及び／又は放射素子の放射が広がる媒質の誘電特性により決定される。放射単極素子は高誘電性界面物質に取り囲まれ得る。高誘電性界面物質は放射素子の動作周波数及び／又は効率を抑制し得る。単極アンテナの一例は特許文献１にあり、等方性放射特性を有する単極アンテナが開示されている。

いくつかの用途では、指向性放射パターンを有するアプリケータを使用することができる。エネルギーの供給は特定の領域、例えば腫瘍、を標的にし、動脈、静脈、神経又は他の重要な生理学的特徴部等の他の領域を避けることができる。指向性放射パターンを与えるためにリフレクタを使用するいくつかのアプリケータが知られている。リフレクタを使用するアンテナの一例が特許文献２に開示されている。他のアプリケータが特許文献３、特許文献４及び特許文献５に開示されている。

アンテナにリフレクタを付加する代わりに、同軸伝送線路の中心コアを露出させることができる（例えば、特許文献６及び特許文献７参照）。露出された内部導体の部分（露出された導体のギャップと称してよい）の長さは有効波長の４分の１又は半分に等しい長さとしてよい。波長の４分の１又は半分に等しい長さは結合される媒質との共鳴効果を促進する。特許文献７では、カスタマイズした伝送ケーブルの中心コアを露出させている。その導体は連続的にテーパが付けられている。

特許文献８は外部胴体の一部分が除去され、内部導体の対応部分が露出され、三次元錐体構造をなす無指向性アンテナを開示している。

Lubner MG, Brace CL, Hinshaw JL, Lee FT Jr, Microwave tumor ablation: mechanism of action, clinical results, and devices, J Vase Interv Radiol. 2010 Aug; 21 (8 Suppl):S192-203.

米国特許第６，８２３，２１８号明細書 米国特許第６，７４１，６９６号明細書 米国特許第７，３０１，１３１号明細書 米国特許第７，２９２，８９３号明細書 米国特許出願公開第１３／４７７，３２０号明細書 米国特許第４，２０４，５４９号明細書 欧州特許第２，７４２，８９３号明細書 米国特許第７，１８０，３０７号明細書

本発明の第１の態様においては、マイクロ波発生器と、傾斜端面を有する同軸ケーブルを備えるマイクロ波ケーブル装置とを備え、前記マイクロ波発生器はマイクロエネルギーを、所望の指向性を有するマイクロ波エネルギーの指向性放射を前記傾斜端面から提供する周波数で前記ケーブル装置に供給するように構成されている、マイクロ波システムが提供される。

前記システムは、組織のマイクロ波アブレーションを実行するように構成することができる。前記指向性放射マイクロ波エネルギーは組織をアブレーションするために使用し得る。前記傾斜端面を有する前記ケーブル装置の一部分はアンテナとして機能し得る。前記ケーブル装置は製造が簡単且つ又容易であり得る。前記システムは指向性放射をチョーク及び／又は他の構成要素の必要なしに提供することができる。簡単なシステムを設けることで反射効果を低減又は除去することができる。表面電流を低減又は除去することもできる。放射の効率的な伝送を達成することもできる。

前記システムは、指向性放射を組織の特定の管理領域に送達するために使用することができる。無指向性放射よりも指向性放射を送達することによって、よりよい命中精度を達成することができる。

前記傾斜端面は前記同軸ケーブルの長手方向軸線と傾斜角度をなしてよい。前記同軸ケーブルは内部導体と外部導体を備えてよい。前記外部導体の片側は前記内部導体より長くしてよい。前記外部導体の反対側は前記内部導体より短くしてよい。前記端面は外部導体の端面と内部導体の端面を含んでよい。

前記内部導体の一部分は露出してよい。前記内部導体の露出部分は任意の長さにしてよい。例えば、前記内部導体の露出部分は動作周波数における４分の１波長又は半波長でない長さにしてよい。

前記同軸ケーブルは前記内部導体と前記外部導体との間に挟まれた誘電体を更に備えてよい。前記端面は前記誘電体の端面を含んでよい。

前記端面は実質的に平面であってよい。平端面は形成しやすい。

前記端面は実質的に楕円形であってよい。前記端面は曲面であってよい。前記端面はファセット面であってよい。

前記システムは、前記ケーブル装置に供給される前記マイクロ波エネルギーの周波数及び／又は前記ケーブル装置に供給される前記マイクロ波エネルギーの電力を選択するように構成されたコントローラを更に備えてよい。前記周波数及び／又は電力は、前記ケーブル装置の反射係数、治療すべき組織の特性、加熱すべき組織の容積、治療の種類の少なくとも１つに基づいて選択してよい。

前記所望の指向性は、組織内への所望の侵入深さ、所望の放射パターン、所望の線形性、照射される容積の所望のプロファイルの少なくとも１つを含んでよい。

前記同軸ケーブルは可撓性であってよい。前記同軸ケーブルは半剛性であってよい。前記同軸ケーブルは剛性であってよい。

前記システムは、前記ケーブル装置が挿入可能なカテーテル又はトロカールを更に備えてよい。前記カテーテル又はトロカールは前記同軸ケーブルの前記傾斜端面をマイクロ波エネルギーが照射されるべき組織に送達するために使用してよい。

前記ケーブル装置は前記端面の少なくとも一部分を覆う被膜を更に備えてよい。前記被膜は生体適合であってよい。前記被膜は短絡を防止してよい。前記被膜は摩擦を低減してよい。

前記ケーブル装置は前記外部導体を囲むジャケットを更に備えてよい。

前記傾斜端面の傾斜角度は１０°から８５°の間としてよい。前記傾斜角度は１０°から３０°の間又は３０°から６０°の間としてよい。前記傾斜角度は３０°未満、４５°未満、又は６０°未満としてよい。前記傾斜角度は４５°超、６０°超、又は８０°超としてよい。

前記傾斜端面の傾斜角度は、治療すべき組織の容積、治療すべき組織の特性、治療すべき組織の誘電率、治療の種類の少なくとも１つに基づいて選択してよい。

前記周波数は９００ＭＨｚから３０ＧＨｚの間であってよい。前記周波数は約９１５ＭＨｚ、約２．４５ＧＨｚ,約５．８ＧＨｚ、約８．０ＧＨｚ、又は約２４．１２５ＧＨｚであってよい。

前記同軸ケーブルの直径は０．１ｍｍから２５ｍｍの間であってよい。

前記端面は組織特徴部に向けて放射するように組織特徴部と整列可能であってよい。

本発明の他の態様においては、マイクロ波発生器によりマイクロ波エネルギーを発生させるステップと、傾斜端面を有する同軸ケーブルを備えるマイクロ波装置に前記マイクロ波エネルギーを供給するステップと、前記傾斜端面からの所望の指向性を有するマイクロ波エネルギーの指向性放射により組織を加熱するステップとを備える、組織の加熱処理を実行する方法が提供される。

前記組織の加熱は組織のアブレーションを実行するためであってよい。前記組織の加熱は組織のハイパーサーミアを実行するためであってよい。

独立して提供し得る本発明の他の態様においては、内部導体と、外部導体と、前記内部導体と前記外部導体との間に挟まれた誘電体とを備えるマイクロ波伝送同軸プローブが提供される。前記同軸プローブの先端部は、内部導体の一部分及び外部導体の一部分が露出するように内部導体及び外部導体を横断する実質的な平面形状にしてよい。実質的な平面形状部分の高さは、反射率が実質的に最小値を示す値に設定してよい。内部導体は誘電体から部分的に露出させるとともに誘電体により部分的に覆ってよい。生体適合材料が、使用時に、露出した導体の切断面、絶縁要素及び組織の間の絶縁体になり得る。

事実上、添付図面を参照してここに記載される装置及び方法も提供される。

本発明の１つの態様における如何なる特徴も本発明の他の態様に任意に適切に組み合わせて適用してよい。例えば、装置の特徴を方法の特徴に適用しても、その逆に適用してもよい。

以下、本発明の実施形態を非限定的な例として説明し、添付図面に例示する。

一実施形態によるマイクロ波システムの概略図である。 同軸ケーブルの構成部分の等角図を示す概略図である。 それぞれ１５°、３０°、４５°、６０°、７５°及び８２．５°の角度で切断された同軸ケーブルの等角図を示す概略図である。 それぞれ１５°、３０°、４５°、６０°、７５°及び８２．５°の角度で切断された同軸ケーブルの減衰応答を示すプロット図を示す概略図である。 面積対切断角度のプロット図である。 リターンロス対切断角度のプロット図である。 一実施形態のアンテナに関するモデル化した放射界のプロット図である。 一実施形態のアンテナに関するモデル化した比吸収率のプロット図である。 ０°の切断角度を有するアンテナに対するモデル化した比吸収率のプロット図である。 １つのアンテナに関するモデル化した比吸収率のプロット図である。 一実施形態のアンテナに関するモデル化した比吸収率のプロット図である。 湾曲した端面を有する同軸ケーブルの等角図を示す概略図である。

図１は本発明の一実施形態によるマイクロ波システムを示す概略図である。マイクロ波システムは生体組織の標的アブレーションのための指向性マイクロ波アブレーション装置を備える。他の実施形態では、マイクロ波システムは組織の任意の加熱（アブレーションであっても、そうでなくてもよい）を行うように構成してもよい。例えば、組織の加熱はハイパーサーミアであってもよい。

マイクロ波システムはコントローラ２２を有するマイクロ波発生器２０を備える。マイクロ波ケーブル装置１０はマイクロ波発生器２０に結合される。マイクロ波ケーブル１０は同軸ケーブルを備える。マイクロ波発生器２０に結合されない同軸ケーブル装置１０の端部は、同軸ケーブルを同軸ケーブルの長手方向軸線に対して斜めに切断することによって形成された傾斜端面１２を有し、それによって同軸ケーブルの切断端にアンテナを形成している。

本実施形態では、ケーブルをケーブルの長手方向軸線に対して３０°の角度で切断する。他の実施形態では、異なる切断角度を使用してよい。

斜めの切断により同軸伝送線路の内部導体を露出させることによって指向性アンテナが形成される。この指向性アンテナに適切な周波数のマイクロ波エネルギーが供給すると、露出平面１２はマイクロ波エネルギーを放射し得る。

図２は可撓性、半剛性又は剛性の同軸ケーブル構造を示す。同軸ケーブル５は、内部導体１、絶縁体２、外部導体３及びジャケット４を備えてよい。いくつかの実施形態では、同軸ケーブル５は更に外部導体３とジャケット４との間にクラッド層（図示せず）を備えてもよい。他の実施形態では、同軸ケーブル５は任意の適切な追加の層又は代替層を備えてもよい。

本実施形態では、図１の同軸プローブ１０はマイクロ同軸（ＲＴＭ）可撓性ケーブル（ＵＦＡ２１０Ｂ）へのＳＭＡ−ＢＭＡフィードを備える。内部導体１は１９ストランド銀メッキ銅線を備える。絶縁体２は低密度ＰＴＦＥを備える。外部導体３は銀メッキ銅箔よりなる内部シールドと銀メッキ銅線よりなる外部シールドとを備える。ジャケット４はフッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）を備える。

内部導体１の直径は０．０５６５インチ（１．４４ｍｍ）である。絶縁体２の外径は０．１６０インチ（４．０６ｍｍ）である。内部シールドの外径は０．１６７インチ（４．２８ｍｍ）である。外部シールドの外径は０．１８６インチ（４．７２ｍｍ）である。ジャケット４の外径は０．２１０±０．００４インチ（５．３３±０．１０１６ｍｍ）である。

他の実施形態では、もっと太い又は細いケーブルを使用してよい。例えば、０．１４１インチ（３．５８ｍｍ）又は０．０８６インチ（２．１８ｍｍ）の直径を有するケーブルを使用してよい。ケーブルのサイズはケーブルが使用される用途に基づいて決めることができる。例えば、ケーブルのサイズはケーブルが挿入される身体の部位に基づいて選択することができる。

内部導体１の断面積は同軸ケーブルの断面積の約１０％とし得る。絶縁体２の断面積は同軸ケーブルの断面積の約６５%とし得る。外部導体３の断面積は同軸ケーブルの断面積の約２５％とし得る。

他の実施形態では、異なるケーブルを使用してよい。任意の適切な同軸ケーブルを使用してよい。同軸ケーブルは剛性、半剛性又は可撓性ケーブルとしてよい。

半剛性同軸ケーブルのいくつかの例は、銅、アルミニウム又は銀メッキされた導電性中心導体を担持するポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）絶縁体をクラッド又はメッキする銅、アルミニウム、銀又はステンレススチールの外部導体を備えてよい。外部導体は腐食防止のため又は生体適合性のためにステンレススチールの外部ジャケットで被覆してよい。

いくつかの実施形態では、ケーブルのジャケット４は任意の適切なジャケット材料からなるものとしてよい。ジャケット材料は、ステンレススチール、ポリテトラフルオロエチレン（ＴＰＦＥ）、フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）及びペロフルオロアルコキシアルカン（ＦＰＡ）のうちの少なくとも１つを含んでよい。クラッド層は外部導体３の外面を取り囲んでよい。クラッド層は任意の適切なクラッド材料からなるものとしてよい。そのクラッド材料は銀及びステンレススチールのうちの少なくとも１つを含んでよい。

外部導体３は任意の適切な導電材料からなるものとしてよい。その導電材料は銅、アルミニウム及び銀のうちの少なくとも１つを含んでよい。絶縁体２は任意の適切な誘電体材料からなるものとしてよい。その誘電体材料はＴＰＦＥを含んでよい。絶縁体２はケーブルの長さに沿って切断面まで延在する一体の連続誘電体材料としてよく、一般的な同軸ケーブル構造に製造してよい。

内部導体１は任意の適切な導電材料からなるものとしてよい。内部導体１の導電材料は銅クラッドスチール及び銀被覆銅合金のうちの少なくとも１つを備えてよい。内部導体１（中心導体とも称され得る）は実線としても、複数のより線からなるものとしてもよい。

同軸ケーブルを斜めに平面切断し、その同軸ケーブルにマイクロ波エネルギーをいくつかの周波数で供給すると、同軸ケーブルの傾斜断面により形成されるアンテナのマイクロ波放射プロファイルは指向性になることが確かめられた。場合によっては、マイクロ波放射プリファイルは高度に指向性になり得る。マイクロ波放射プロファイルは、如何なる機械的特徴部の追加の必要もなしに、例えばリフレクタの追加の必要なしに、指向性になり得る。導入される反射（例えば追加の機械的特徴部の追加により導入される反射）もないか低いため、エネルギーの効率的な伝送を重要な動作帯域幅に亘って達成することができる。

図３は、それぞれが図２に示すような構成要素１，２，３，４を備える複数の同軸プローブ１０Ａ−１０Ｆを示す。各同軸プローブ１０Ａ−１０Ｆにおいて、同軸伝送線路の内部（中心）導体１は斜めの切断によって露出される。この切断は同軸ケーブルのすべての特徴部、即ち内部導体１、外部導体３及び内部導体１と外部導体３の間に介在する誘電体２、を横断する平面に従う。切断処理の結果は内部導体１及び誘電体２の平面部分を形成する。斜めの切断は楕円形の平面部分をもたらす。

中心導体１は斜めに切断され、中心導体１の部分的露出及び露出した中心導体１の絶縁をもたらす。内部導体は誘電体２から部分的に露出され且つ誘電体２により部分的に被覆される。

図３に示すケーブル１０Ａ，１０Ｂ，１０Ｃ，１０Ｄ，１０Ｅ及び１０Ｆに対する切断角度はそれぞれ１５°、３０°、４５°、６０°、７５°及び８２．５°である。切断角度はケーブルの長さに直角の切断を基準にして記述され、直角の切断は慣例では０°の切断角度である。

図３に示すケーブルにおいて、誘電体２の切断面は内部導体１及び外部導体３の切断面と同一平面である。他の実施形態では、誘電体２の切断面は内部導体１の切断面と同一平面でなくてもよく且つ又誘電体２の切断面は外部導体３の切断面と同一平面でなくてもよい。このような実施形態でも、切断面により形成されるアンテナは依然として放射し得る。しかしながら、いくつかの実施形態では、このようなアンテナは誘電体２の切断面が内部導体１及び外部導体３の切断面と同一平面であるアンテナよりも低い指向性になる。

いくつかの実施形態では、誘電体２の切断面が内部導体１及び外部導体３の切断面と同一平面でない場合、露出導体１と接地導体３との間に閉じ込められた組織が供給されたエネルギーの一部分又は大部分を伝導して熱傷を生じる恐れがある。

いくつかの実施形態では、誘電体が後退する（少なくなる）と、アンテナはその結果生じる空所に何があるか（例えば、空気、組織、又は導電物質）に応じて応答が低下する。空所内の物質は標的組織内に放射するマイクロ波の所望の効果を損ない得る。場合によっては、誘電体が突出する（多くなる）と、伝送効率が低下し得る。

複数の切断面（例えば、図３に示されている）は、例えば図４ａを参照して以下に説明するように、所望の放射容積プロファイルにより決まる一連の特徴を形成することができる。

中心導体１が平面図で楕円形になるように、平面切断が同軸ケーブル構造全体を横切って行われる。内部導体１、外部導体３及びジャケット４もそれぞれ平面図で楕円形になり得る。同軸ケーブル１０Ａ−１ＯＦの各々は同軸ケーブルの長さに対して斜めの平面楕円面を有する。

いくつかの実施形態では、アンテナは同軸ケーブル、例えば標準の半剛性同軸ケーブル、から容易に製造することができる。ケーブルを数ある方法のうちの任意の１つによって容易に切断し、圧延し又は研磨して所望の形状を得ることができる。

本実施形態では、平面切断は精密のこぎり（マイターカッター）で行われる。他の実施形態では、ケーブルは任意の適切な方法で切断してよい。例えば、ケーブルはレーザで切断しても、ナイフで切断してもよい。

本実施形態では、端面１２はなめらかな仕上げ面に研磨又はラッピングされる。研磨又はラッピングによって確実に端面１２を平面にし得る。他の実施形態では、任意の適切な仕上げ処理を使用し得る。

本実施形態では、端面１２は機械的に加工（研磨又はラッピング）するが、これ以上の構成要素、例えば被膜は端面１２に設けられない。別の実施形態では、端面１２（得られたアンテナ面と称してもよい）をポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）又はフルオロエチレンポリマー（ＦＥＰ）などの実質的に透明な導電性物質からなる生体適合保護被膜で覆ってよい。

様々な実施形態では、端面１２に被膜を塗布してよい。被膜は生体適合バリヤを形成し得る。被膜は、アンテナの使用時にケーブル構造に使用されている種々の物質が組織に接触するのを防ぐことができる。例えば、被膜は、ケーブルが切断されていなければ通常外部ジャケットにより組織との接触から保護される如何なる物質も組織と接触するのを防ぐことができる。被膜は使用時に露出導体及び絶縁要素の切断面と組織との間の絶縁体となり得る。皮膜は任意の適切な絶縁材料、例えばＰＴＦＲ，ＰＥＥＫ，ＦＥＢ又はパリレンより成るものとしてよい。被膜は誘電体より成るものとしてもよい。被膜は、さもなければ熱傷を引き起こすかもしれない組織への短絡路を遮断し得る。被膜は導電媒質中の短絡の可能性を低減し得る。被膜は、例えば摩擦を低減して組織内への挿入を容易にするのに役立ち得る。組織との摩擦を低減し得る。他の部分との摩擦も低減し得る。

使用時に、マイクロ波発生器２０はマイクロ波エネルギーを発生する。マイクロ波発生器２０はマイクロ波エネルギーを同軸プローブ１０に供給し、供給したマイクロ波エネルギーの少なくとも一部分が端面１２から放射される。同軸プローブ１０の端面１２は患者の組織の近くに又は組織に接触して位置される。マイクロ波エネルギーが端面１２により患者の組織内に放射される。

マイクロ波発生器は、マイクロ波エネルギーを端面１２に、端面１２から指向性放射を提供する周波数で供給するように構成される。その周波数は、指向性放射が所望の指向性、例えば所望の放射パターンを有するように選択することができる。

放射の指向性は同軸プローブの傾斜した端面によってもたらされる。図３から、各同軸プローブにおいて、外部導体の片側が内部導体より長く、外部導体の反対側が内部導体より短いことがわかる。マイクロ波は導体の長い側を伝搬し得ず、よって放射場は露出した内部導体及び保護されてない部分へとバイアスされる。放射の方向は切断面に垂直になり得る。放射は同軸プローブの長手方向軸線を中心に対称になり得ない。

本実施形態では、発生されるマイクロ波エネルギーの周波数はコントローラ２２により制御される。コントローラ２２は発生されるマイクロ波エネルギーの振幅も制御する。コントローラ２２は発生されるマイクロ波エネルギーの周波数及び／又は振幅をユーザ入力に応答して及び／又は１つ以上のセンサ（図示せず）からの信号に応答して制御し得る。マイクロ波エネルギーの周波数及び／又は振幅を変化させることによって、放射されるマイクロ波エネルギーの放射場の特性を変化させることができる。放射場の形状を変化させることができる。放射が組織に侵入する深さも変化させることができる。

マイクロ波エネルギーの周波数は９００ＭＨｚから３０ＧＨｚまでの間とすることができる。例えば、周波数は、９１５ＭＨＺ，２．４５ＧＨｚ，５．８ＧＨＺ，８．０ＧＨｚ，又は２４．１２５ＧＨｚとすることができる。

発生されるマイクロ波エネルギーの周波数及び／又はパワーはアンテナで処理すべき組織の特性、例えば組織の誘電率に応じて選択することができる。発生されるマイクロ波エネルギーの周波数及び／又はパワーは実行すべき処理のタイプ（例えば、アブレーション、又はアブレーションに至らない組織の加熱）に基づいて選択することができる。発生されるマイクロ波エネルギーの周波数及び／又はパワーは処理すべき組織の容積に基づいて、例えば処理すべき組織のサイズ又は形状に基づいて選択することができる。

いくつかの実施形態では、アンテナはカテーテル又はトロカールにより体内に導入される。このような実施形態では、同軸ケーブルの直径は、アンテナを使用するカテーテル又はトロカールに挿入し得る直径とすることができる。例えば、体の異なる部分に挿入するカテーテルのために様々なカテーテルサイズを使用することができる。同軸ケーブルの直径は同軸ケーブルをカテーテルにより挿入すべき体の部位の径に適合させることができる。カテーテルは患者の体内の組織、例えば肝臓、心臓、膵臓、又は他の臓器に隣接した位置に送達することができる。

アンテナがカテーテルにより導入される実施形態などの多くの実施形態では、アンテナ自体を組織に侵入させる、例えば被験者の皮膚に穿刺する、必要はない。アンテナは可撓性材料で造ることができ、耐荷重性にする必要はない。例えば、アンテナは曲げることができる同軸ケーブルから作ることができる。アンテナは圧力がアンテナの先端に加えられたとき曲がる同軸ケーブルから作ることができる。

いくつかの実施形態では、端面１２により形成される平坦領域は方向性表面アプリケータとして使用される。平坦領域は、指向性表面アプリケータとして使用されるとき、表皮又は臓器病変を治療するため又は表面又は端面を凝固するために使用することができる。平坦領域は患者の組織の近くに又は組織と接触して位置させることができる。組織は外部組織（例えば、皮膚）または内部組織（例えば、手術中露出されているる組織）を含み得る。

アンテナは用途及び送達方法に応じてより大きく又はより小さくすることができる。

様々な実施形態を３Ｄシミュレーションモデルを用いてシミュレートした。この場合には、シミュレーションモデルは、有限要素法（ＦＥＭ）ベースの全波電磁ソルバであるＨＦＳＳ（Ａｎｓｏｆｔ社製）である。

シミュレーションはカップリング効率及び比吸収率（ＳＡＲ）に関する予測応答の計算を可能にし得る。ＳＡＲは高周波（ＲＦ）電磁場に暴露されたとき人体により吸収されるエネルギーの比率の尺度である。

図４ａは、一組の切断角度に関するリターンロス対周波数を示すプロット図である。端面は切断角度に関して及び／又は切断の長さ、例えば端面１２の寸法に関して記述することができる。

モデル化したリターンロスＳ_１１（デシベル単位）が０ＧＨｚから１５ＧＨｚまでの範囲に亘って周波数に対してプロットされている。

図４に結果が示されるシミュレーションにおけるモデル化の切断角度は、１５°（ライン３０）、３０°（ライン３１）、４５°（ライン３２）、６０°（ライン３３）、７５°（ライン３４）及び８２．５°（ライン３５）である。結果が図４ａに示される同軸ケーブルは本実施形態の可撓性同軸ケーブル（ＵＦＡ２１０Ｂ）である。

角度の選択は治療容積の所望の大きさ及び形状に適合させることができる。小さい角度の使用はより短い露出した導体に対応し、小さい容積に使用することができる。図４ａにおいて、７５°及び８２．５°の角度は周波数範囲の一部分に対してリターンロスを低減し、それゆえ物質内へのエネルギー伝送の有用性を向上させることができる。

プロファイルのソフトウェアモデル化は、ケーブルの長さに直角の面に対して浅い切断角度（例えば、より短い露出した導体長さ）は大きな切断角度よりも低い周波数で有用なエネルギー放射を開始し得る。

いくつかの実施形態では、導体のより短い露出長さは高い周波数で働く傾向がある。

いくつかの実施形態では、切断角度は反射係数が実質的に最小値を示す値に設定することができる。その切断角度が与えられたならば、周波数は所望の指向性の放射をもたらすように選択することができる。

いくつかの実施形態では、切断面１２の寸法は関心のある周波数の半分又は４分の１の波長（組織内の関心のある周波数の半分又は４分の１の波長）に選択することができる。

場合によっては、より低い周波数のマイクロ放射の方がより高い周波数のマイクロ放射よりも組織内に更に深く侵入し得る。いくつかの用途においては、他の用途においてよりも組織内に更に深く侵入させるのが望ましいことがある。

端面１２で放射される指向性マイクロ波プロファイルは切断ジオメトリにより制御することができる。所定の用途に対して特定の切断ジオメトリを有する同軸ケーブルを選択することができる。

いくつかの実施形態では、大きな領域への深い低周波数アブレーションを実行するために浅い（短い）切断を使用することができる。他の実施形態では、精密で浅い高周波数アブレーションを達成するために鋭い（長い）切断を使用することができる。

切断角度の選択は特異的特性への所望のカップリングから導き出すことができる。切断角度の選択は標的組織の特性、例えば目標組織の誘電率（誘電定数）により導き出すことができる。例えば、一つの組織は一つの角度を必要とし、別の組織は異なる角度を必要とし得る。

どの切断角度を使用するかを決定するには、面積対リターンロスのプロットを考察し、所望のリターンロスをもたらす面積を生成する角度を計算することができる。このようなプロットがケーブル（ＵＦＡ２１０Ｂ）について図４ｂ及び４ｃに示されている。図４ｂは面積及び長さ対切断角度のプロットの一例を示す。図４ｃは８ＧＨｚにおけるリターンロス及び露出長さ対切断角度のプロットの一例を示す。

指向性放射の方向は周波数により又はケーブルの材料により影響されない。伝送されるエネルギーの量は周波数及び／又はケーブルの材料により影響される。

十分なエネルギーが与えられるならば、いかなる設計もアブレーションを行うことができる（例えば所望のアブレーション温度に達することができる）。しかしながら、これをどのように達成するかは効率の問題であり得る。斜めの切断は効率を可変量で改善することができる。効率が改善される量はケーブルのジオメトリ、ケーブルの材料及びマイクロ波エネルギーの周波数に依存し得る。

端面１２により与えられる放射場は一つの平面内において他の平面内より広くなり得る。端面１２により与えられる放射場は一つの軸に沿って、他の垂直軸に沿ってよりも更に広がり得る。例えば、放射場は楕円面の短軸の方向に沿ってよりも楕円面の長軸の方向に沿って広くなる。周波数及び／又は切断角度は放射の所望の線状性を提供するように選択することができる。

指向性マイクロ波プロファイルの制御は線状かもしれない特定の領域内への侵入を可能にし得る。線状領域の侵入は、例えば凝固要求又は線状損傷形成に適合し得る。マイクロ波プロファイルは、線状特徴部（例えば、血管）のラインに沿ったマイクロ波の侵入を可能にしながら線状特徴部外へのマイクロ波の侵入を制限することができる。アンテナは線状特徴部と実質的に整列する指向性放射を提供するように向けることができる。

図５は、同軸ケーブルを斜めに切断して切断面１４２を露出させることによって形成される放射電場５０を示す。図５の実施形態では、斜め切断は構造全体を横断せずに同軸ケーブルの端面を横断し、同軸ケーブルの端面の一部分４４がケーブルの長手方向軸線に実質的に直角のままとなるように行われる。この傾斜端面は切頭楕円の形状を有する。

図６は図５のアンテナ４０の比吸収率のプロットを示す。比吸収率はＳＡＲ領域６０として示されている。

図７、図８及び図９は他のアンテナ７０，７２，７４の比吸収率のプロットである。図７は、（例えば、斜め切断ではなく縦切断によって形成される）０°の切断角度を有するアンテナ７０の比吸収率のプロットである。図８は、伝統的なセラミックアディションと称されるアンテナ７２の比吸収率のプロットであり、指向性能を示さない。図９は７５°の切断角度を有するアンテナ７４の比吸収率のプロットである。アンテナ７４の比吸収率は軸対称ではない。

二次発射アダプタなしでは斜め切断アンテナにより生成される放射パターンは線状（例えば、同軸又は主ケーブル軸線に平行）にならない。

本実施形態のアンテナは、標的組織容積の局所的な組織アブレーションを生じるように十分に放射するのに適したものとし得る。他の実施形態では、アンテナはアブレーションを生じることなく組織の加熱を生じるように十分に放射するのに適したものとし得る。いくつかの実施形態では、アンテナはハイパーサーミアをもたらすのに適したものとし得る。アンテナ性能はエネルギー源において供給される励起周波数で変化させることができる。エネルギー源の励起周波数はアンテナ角度によるアブレーション侵入の深さを制御するために使用することができる。アンテナは標的組織容積の正確な指向性アブレーションのためのマイクロ波手術装置の一部分を構成することができる。

アンテナは簡単であり且つ又製造が容易である。異なる周波数にためにチョークを不要にすることができる。表面電流を低減もしくは除去することができる。アンテナは指向性である。アンテナは組み込みシールドを有すると考えられる。

指向性アンテナにより与えられる精密なアブレーションは難しい部位及び／又は重篤部位の外科的処置に対応するために使用することができる。難しい部位は、例えば無指向性マイクロ波エネルギーが主要標的を治療するために使用される場合に照射される部位内に治療してはならない他の組織を含み得る。アブレーションの容積の制御はマイクロアブレーションの恩恵を新たな治療にもたらし得る。例えば、表皮及び／又は皮膚適用には、浅い侵入深さの二次元領域のアブレーションを使用することができる。別の例として、集束線状送達は心房細動治療に適している。集束線状送達は主要な動脈などの重要な生体構造の近くの治療に適している。浅い侵入深さの二次元領域及び／又は集束線状送達の生成は、いくつかの既存の技術では複雑なツール及び製造コストを必要とすることなく達成することは困難である。

カテーテル送達が好ましいルートである人の循環系内の治療は適合性を保証するために小型化した寸法及び／又はシンプルでコンパクトな設計上の特徴を必要とし得る。エネルギー源からある長さにおいてアブレーションするために十分なマイクロ波エネルギーを供給するには、カテーテル送達の場合には、高性能の伝送方法を効率的なアンテナ設計と組み合わせる必要がある。

本実施形態は高効率の伝送及び効率的なアンテナの設計を提供しうる。これに反し、マイクロ波プローブアセンブリの遠位端に特徴部を有するいくつかの既知の装置は反射係数を導入し、標的部位に送達される電力を低減し得る。このような装置では、より高い電力伝送が同軸ケーブルに固有の損失を増大し、同軸ケーブルの長さに沿って不所望の加熱硬化を導入し得る。このような装置では、遷移部及び／又はインピーダンス変換部が強いエネルギー密度の領域を含み、それらの領域で過度の加熱を生じ得る。

同軸ケーブルは多くの場合用途に合わせて選択される。同軸ケーブルの選択はコスト及び性能により決定され得る。マイクロ波をルーメンに送達する要求は同軸ケーブルの可能な直径が制限されることを意味し、放射に対する伝送の効率が高く選択され得る。本実施形態では、いくつかの既知のシステムの場合のように反射成分を送達に導入しないことにより、効率を最大にすることができる。

アンテナ装置が小型である実施形態では、小型で最低限の複雑さのプロファイルのアンテナプロファイルは装置を閉じ込められた領域内への留置に適したものとし得る。アンテナは正確に制御されたマイクロ波アブレーションを提供することができる。小型で最低限の複雑さのプロファイルのアンテナは人又は他の動物の体内にカテーテル又はトロカール送達するのに適したアンテナとすることができる。

同軸ケーブルを切断するという単純な性質により本実施形態のアンテナの製造は他のアンテナ設計のものより大幅に容易にすることができる。いくつかの他のアンテナ設計では、場合によっては、伝送ケーブルに結合するためにツール、レフレクタ及び／又はシールドが必要とされ得る。

肝胆道手術では血液かん流が共通の課題となり得る。図１の指向性マイクロ波アプリケータを使用すると、手術による血液喪失を低減するために切開前に表面をアブレーションすることができる。指向性マイクロ波アプリケータは腫瘍外科手術、例えば膵臓癌手術及び脳腫瘍手術に使用することができる。指向性マイクロ波アプリケータは構造の正確な治療を容易にし得る。指向性マイクロ波アプリケータの他の代表的な用途として、疼痛処置、洞管のアブレーション及びへんとう摘出術がある。

既存のＲＦ技術は煙を発生し、止血時に視界を損なうかもしれない。既存のＲＦ技術は神経損傷を受ける可能性がある。上述したマイクロ波技術は、場合によっては、殆ど煙を発生しないかもしれず、場合によっては、神経損傷を生じないかもいれない。

図１につき上述した実施形態では、マイクロ装置は生体組織の標的アブレーションのための指向性マイクロ波アブレーション装置である。本装置は、電磁エネルギー源に接続するのに適した近位部を有する伝送線路と、長手軸線及び二次元表面を有するアンテナ部とを含む。アンテナ部は伝送線路に結合されるものとして記載されている。

図１のアンテナは追加のコンポーネントを備えない円筒同軸伝送線路を平らに斜めに切断することによって形成される。斜め切断の角度は、アンテナ部の動作周波数及び／又はアンテナ部の周囲媒体への適合を決定することができる。

上述した指向性アンテナは同軸ケーブル全体の傾斜切断面、例えば内部導体１、誘電体２、外部導体３及びジャケット４の切断面を有する。傾斜切断面はほぼ平面である。傾斜切断面は指向性マイクロ波エネルギーを放射する単一の楕円形表面を形成する。

他の実施形態では、放射表面は楕円形でなくてもよい。放射表面は図５及び６の実施形態の場合のように楕円の一部分としてよい。放射表面は任意の適切な形状であってよい。他の実施形態では、複数の放射表面を形成してもよい。複数のファセット二次元表面を形成してもよい。

上述の実施形態では、端面はほぼ平面である。他の実施形態では、端面１２は曲面でもよく、任意の他の適切な形状にしてもよい。端面１２はファセット面にしてもよい。

図１０は湾曲した端面を有する同軸ケーブルの概略図である。図１０の実施形態では、絶縁体は内部及び外部導体と同一平面である。絶縁体の曲率は外部導体の曲率と一致する。任意の曲率のプロファイルを使用してよい。

図１の実施形態では、アンテナはマイクロ波発生器２０に結合される同軸ケーブルから形成される。他の実施形態では、アンテナはマイクロ波発生器２０に結合される同軸ケーブル自体とは別個の同軸構成要素を備えてもよい。アンテナはマイクロ波発生器２０に結合される同軸ケーブルとは別個の同軸ケーブルの一片から形成してもよい。このアンテナは取り外し可能にし得る。このアンテナは使い捨てにし得る。

上述した実施形態では、傾斜切断面を有する同軸ケーブルの一部分よりなる単一指向性アプリケータがマイクロ波エネルギーを組織内に放射するために使用される。

他の実施形態では、複数の指向性アプリケータ（例えば、複数の上述の指向性アプリケータ）が腫瘍又は他の標的の周囲に配置される。これらの複数の指向性アプリケータはエネルギーを標的の周囲から、正常組織への放射を避けながら、明確に標的に向けることができる。

指向性アンテナの特定の用途について上記したが、指向性アンテナは任意の処理に使用することもできる。いくつかの実施形態では、指向性アンテナはアブレーションを実行しない。指向性アンテナは任意の所望の組織の加熱処理を実行し得る。例えば、指向性アンテナはアブレーション処理に使用し得る温度上昇より軽度の温度上昇を提供し得る。より軽度の温度上昇はハイパーサーミアに使用し得る。場合によっては、侵入用途よりも表面用途に対してより低い温度を使用することができる。

アブレーションが実行されるのか、ハイパーサーミアが実行されるのかは、エネルギードーズ量により決まる。より大きいエネルギードーズ量は組織のより高い温度への加熱及び／又は組織のより速い加熱を生じ得る。場合によっては、加熱の所望の結果は細胞死とし得る。場合によっては、加熱の所望の結果は要求熱反応（細胞死を含まない）とし得る。所望の加熱結果を得るために）パラメータ（例えば、アンテナ及び／又はアンテナに供給されるエネルギーのパラメータ）を選択することができる。

指向性アンテナの実施形態は、人又は動物の組織のマイクロ波アブレーション又は加熱（例えば、ハイパーサーミア）等の任意の適切な処理に使用することができる。マイクロ波アブレーション又は加熱は任意の人又は動物被検体に実行することができる。

本発明は単に一例として記載され、本発明の範囲内において細部の様々な変更が可能であることは理解されよう。詳細な説明及び（必要に応じ）請求項及び図面に開示される各特徴は独立して又は任意の適切な組み合わせで提供することができる。

Claims (25)

1. マイクロ波発生器と、
   傾斜端面を有する同軸ケーブルを備えるマイクロ波ケーブル装置と、
   を備えを備えるマイクロ波システムであって、
   前記マイクロ波発生器は、マイクロ波エネルギーを前記ケーブル装置に、所望の指向性を有するマイクロ波エネルギーの指向性放射を前記傾斜端面から提供する周波数で供給するように構成されている、
   マイクロ波システム。
2. 前記システムは、組織のマイクロ波アブレーションを実行するように構成されている、請求項１に記載のシステム。
3. 前記傾斜端面は前記同軸ケーブルの長手方向軸線と傾角をなす、請求項１又は２に記載のシステム。
4. 前記同軸ケーブルは内部導体と外部導体を備え、前記外部導体の片側が導体より長く、前記外部導体の反対側が前記内部導体より短い、請求項１−３の何れかに記載のシステム。
5. 前記端面は前記外部導体の端面と前記内部導体の端面を含む、請求項４に記載のシステム。
6. 前記同軸ケーブルは前記内部導体と前記外部導体との間に挟まれた誘電体を更に備え、前記端面は前記誘電体の端面を含む、請求項４又は５に記載のシステム。
7. 前記端面は実質的に平面である、請求項１−６の何れかに記載のシステム。
8. 前記端面は実質的に楕円形である、請求項１−７の何れかに記載のシステム。
9. 前記端面は曲面及び／又はファセット面である、請求項１−６の何れかに記載のシステム。
10. 前記ケーブル装置に供給される前記マイクロ波エネルギーの周波数及び／又は前記ケーブル装置に供給される前記マイクロ波エネルギーの電力を選択するように構成されたコントローラを更に備える、請求項１−９の何れかに記載のシステム。
11. 前記周波数及び／又は電力は、前記ケーブル装置の反射係数、治療すべき組織の特性、加熱すべき組織の容積、治療の種類の少なくとも１つに基づいて選択される、請求項９又は１０に記載のシステム。
12. 前記所望の指向性は、組織内への所望の侵入深さ、所望の放射パターン、所望の線形性、照射される容積の所望のプロファイルの少なくとも１つを含む、請求項１−１１の何れかに記載のシステム。
13. 前記同軸ケーブルは可撓性である、請求項１−１２の何れかに記載のシステム。
14. 前記ケーブル装置が挿入可能なカテーテル又はトロカールを更に備える、請求項１−１３の何れかに記載のシステム。
15. 前記ケーブル装置は前記端面の少なくとも一部分を覆う被膜を更に備える、請求項１−１４の何れかに記載のシステム。
16. 前記被膜は生体適合である、請求項１５に記載のシステム。
17. 前記ケーブル装置は前記外部導体を囲むジャケットを更に備える、請求項３に依存する請求項４−１６の何れかに記載のシステム。
18. 前記傾斜端面の傾斜角度は１０°から８５°の間であり、必要に応じ、３０°から６０°の間である、請求項１−１７の何れかに記載のシステム。
19. 前記傾斜端面の傾斜角度は、治療すべき組織の容積、治療すべき組織の特性、治療すべき組織の誘電率、治療の種類の少なくとも１つに基づいて選択される、請求項１−１９の何れかに記載のシステム。
20. 前記周波数は９００ＭＨｚから３０ＧＨｚの間であり、必要に応じ、約９１５ＭＨｚ、約２．４５ＧＨｚ,約５．８ＧＨｚ、約８．０ＧＨｚ、又は約２４．１２５ＧＨｚである、請求項１−１８の何れかに記載のシステム。
21. 前記同軸ケーブルの直径は０．１ｍｍから２５ｍｍの間である、請求項１−１９の何れかに記載のシステム。
22. 前記端面は組織特徴部に向けて放射するように組織特徴部と整列可能である、請求項１−２０の何れかに記載のシステム。
23. マイクロ波発生器によりマイクロ波エネルギーを発生させるステップと、
    傾斜端面を有する同軸ケーブルを備えるマイクロ波装置に前記マイクロ波エネルギーを供給するステップと、
    前記傾斜端面からの所望の指向性を有するマイクロ波エネルギーの指向性放射により組織を加熱するステップと、
    を備える、組織の加熱処理を実行する方法。
24. 前記組織の加熱は組織のアブレーションを実行するためである、請求項２２に記載の方法。
25. 前記組織の加熱は組織のハイパーサーミアを実行するためである、請求項２４に記載の方法。

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