JPH07506740A - 非対称温熱療法用のダイポールマイクロ波アンテナ - Google Patents
非対称温熱療法用のダイポールマイクロ波アンテナInfo
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- JPH07506740A JPH07506740A JP5515792A JP51579293A JPH07506740A JP H07506740 A JPH07506740 A JP H07506740A JP 5515792 A JP5515792 A JP 5515792A JP 51579293 A JP51579293 A JP 51579293A JP H07506740 A JPH07506740 A JP H07506740A
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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、マイクロ波による組織の温熱療法の分野に関する。特に、本発明は、
良性の前立腺肥大症(BPH)の経尿道的マイクロ波温熱療法用のカテーテルに
関する。
前立腺は、膀胱の真下にて尿道を包囲する複雑な果状の形状の器官である。尿道
の前方の前立腺組織の約1/3は、解剖学的に及び機能的に尿道及び膀胱に関係
する線維状筋肉組織から成る。その前立腺の残りの2/3は、全体として、尿道
の後方にあり、線状組織から成る。
全ての体内器官のうち最も頻繁に疾患を生ずるこの比較的小さい器官は、BPH
(良性の前立腺肥大症)という老人における一般的な疾患が発症する部位である
。BPHは、線維状筋肉組織と線状組織との間の前立腺の尿道周囲領域である遷
移領域にて、前立腺組織が両方向に向けて非整合状態にこぶ状に肥大することで
ある。この遷移領域内でこぶ状に肥大する程度は、尿道の最後方領域に比して、
尿道の前方側方にて最大となる傾向がある。治療せずに放置したならば、BPH
は、尿道を狭くし、その結果、通常、尿が頻繁となったり、急に催したり、失禁
、夜間多尿となり、及び尿の流れが遅(なったり、又は尿が出にくくなる。また
、BPHは、尿道管の感染、急性の尿閉、水腎症及び尿毒症のようなより重篤な
疾患となることもある。
従来、BPHの最も頻繁に行われる治療は、外科手術(経尿道的切開)であった
。しかし、外科手術は、多(の理由のため、利用可能な治療でないことが多い。
第一に、BPHに罹る多くの患者が老齢であるため、冠状動脈の疾患のようなそ
の他の病気を伴う結果、外科手術を行い得ないことである。第二に、止血、麻酔
の合併症、尿道の感染、排尿困難、失禁、及び逆方向射精といった経尿道的外科
手術に伴う合併症は、かかる治療方法を受けるという患者の意思を損なう可能性
がある。
BPHのかなり最近に開発された別の治療方法として、マイクロ波エネルギを利
用して、前立腺尿道を囲繞する組織の温度を約45°C以上に上昇させ、これに
より、腫瘍状組織を熱によって損傷させる、マイクロ波による温熱療法がある。
腫瘍状の前立腺組織へのマイクロ波エネルギの供給は、一般に、マイクロ波アン
テナを収容するアプリケータを前立腺に隣接する体腔内に配置して行われる。こ
のマイクロ波アンテナは、励起させたときに、分子の励起によって隣接する組織
を加熱して、円筒形の対称の電磁波パターンを発生させ、この電磁波パターンが
腫瘍状前立腺組織を包囲し且つ該組織を壊死させる。この壊死した前立腺内の組
織は、その後に身体に吸収され、これによって、その9人間のBPHの症状を解
消させる。
当該技術分野で記載されたマイクロ波温熱療法の一つの方法は、マイクロ波アン
テナを収容するアプリケータを直腸的に挿入する段階を含む。アンテナの電磁界
によって発生された熱は、尿道カテーテルによって前立腺付近に配置されたセン
サによって監視される。しかし、直腸と遷移領域の腫瘍状前立腺組織との間の距
離のため、尿道内治療中に、円筒形の対称の電磁パターン内にある健康な介在組
織も損傷を受ける。尿道内マイクロ波温熱療法用アプリケータは、次の文献に記
載されている。即ち、ニジエル(EsheL)等による米国特許第4.813.
429号、及び873尿泌器科ジヤーナル(JouRNALOF U++oto
cy) 133号(1985)にてA、エルシャve tlypertherm
ia in the Treatment of Poor 0perativ
e R15k Patien狽刀@with Be
nign Prostatic Hyperplasia) Jである。
BPHのより安全で且つより効率の良い治療法は、経尿道的マイクロ波温熱療法
である。この治療方法は、フォーレイ(Foley)式カテーテルを支持するア
プリケータを尿道内の前立腺に隣接して配置することにより、マイクロ波アンテ
ナを収容するアプリケータと前立腺の遷移領域との間の距離を最小にする。マイ
クロ波アンテナが前立腺に近接しているため、マイクロ波アンテナによって発生
される円筒形の対称の電磁波パターンに露呈される組織の体積が少なくなり、壊
死する健康な組織の量も少なくなる。上述の型式の尿道内アプリケータは、ター
ナ−(Turner)等の米国特許第4.967、765号及びハスコート(H
ascoat)等の欧州特許出願第89403199.6号の明細書に記載され
ている。
経尿道的マイクロ波温熱療法用アプリケータが前立腺組織に近接していることは
、健康な組織の損傷量を軽減するが、マイクロ波エネルギ界による影響を受ける
組織の容積を制御することは、依然、問題である。例えば、当該技術分野で公知
のマイクロ波アンテナは、電磁波の場を発生させ、この電磁波は、所望の治療領
域を超えである容積の組織に影響を与え、健康で正常な組織を壊死させる。
発明の概要
本発明は、BPHの患者において、前立腺内の腫瘍状組織の成長は、尿道の前方
側方の遷移領域の部分にて最大となる傾向があるとの認識に基づ(ものである。
本発明は、BPHの温熱療法用の経尿道的カテーテルであって、尿道、及び尿道
の後方の健康な組織の熱による損傷を回避しつつ、マイクロ波エネルギを尿道の
前方側方の腫瘍状前立腺組織の成長に選択的に向けることの出来るカテーテルに
関する。
該カテーテルは、シャフトの全長に沿って伸長する多数の内腔を有する可撓性シ
ャフトを備えることが望ましい。比較的大きい内腔は、シャフトの第一の側部付
近にシャフトの長手方向軸線に対して偏心状に配置されて、マイクロ波アンテナ
用に形成されている。この内腔は、マイクロ波アンテナ用に形成されている。
このマイクロ波アンテナは、同軸ケーブルによってマイクロ波発生器に接続され
、アンテナの内腔内で結合されている。アンテナによって放出されたマイクロ波
エネルギは、アンテナの周りに集中される円筒形の対称の電磁波パターンを発生
させることが出来る。この電磁波パターンの標的領域内の温度は、約45°C以
上となり、これは、その照射された組織を効果的に壊死させる。
シャフトの基端にて連通ずる冷却内腔は、アンテナの内腔を包み込み、シャフト
の外面を取り囲む。シャフトの第一の側部に隣接する水流入内腔は、比較的狭い
断面である一方、シャフトの第二の側部に隣接する水排出内腔は、比較的広い断
面である。冷却システムからの冷水は、シャフトの末端にて水流入内腔に送出さ
れる。水は、シャフトの基端に流入し、水排出内腔を介して冷却システムに戻る
。隣接する組織から熱を吸収すること(即ち、熱伝導)により、アンテナを励起
させたとき、冷却内腔内の水がシャフトの外面に極(近接する組織を保護する。
また、冷却内腔内の水は、アンテナによって放出されたマイクロ波エネルギの一
部を吸収することにより、アンテナにより発生された電磁波パターンを変化させ
る。シャフトの第二の側部付近のより幅の広い排出内腔内の水は、シャフトの第
一の側部付近のより狭小幅の流入内腔の水よりも多量のマイクロ波エネルギを吸
収する。その結果、マイクロ波アンテナによって発生される電磁波パターン(故
に、供給された熱エネルギのパターン)は、非対称となり、シャフトの第一の側
部に隣接する組織の標的領域は、約45°C以上に加熱される一方、シャフトの
第二の側部に隣接する組織は、約45°C以下のままである。
図面の簡単な説明
図1は、良性な前立腺肥大症による影響を受けた泌尿器官を示す男性の骨盤領域
の縦断面図、
図2Aは、本発明の尿道カテーテルの末端の側面図、図2Bは、本発明の尿道カ
テーテルの基端の拡大断面図、図3は、図2Bの線3−3に沿った尿道カテーテ
ルの断面図、図4は、図2Bの線4−4に沿った断面図で端部分を示す、尿道カ
テーテルの基端部分の斜視図、
図5は、前立腺領域内に配置された本発明の尿道カテーテルを示す、図1の男性
の骨盤領域の拡大図、
図6は、時間を関数として、本発明のカテーテルによって発生された温度分布を
示すグラフ、
図7は、本発明の尿道カテーテルのマイクロ波アンテナの部分断面図、図8は、
図7に示したマイクロ波アンテナの分解図、図9は、本発明の経尿道的マイクロ
波による熱療法システムのブロック図である。
好適な実施例の詳細な説明
図1は、良性な前立腺肥大症(BPH)が泌尿器官に与える影響を示す、男性の
骨盤領域の縦断面図である。尿道10は、膀胱12から前立腺14を通って陰茎
の先端18の開孔16から出る導管である。尿道10の周りの前立腺14内で成
長する良性な腫瘍は、尿道10に狭窄箇所20を生じ、これが、膀胱12から開
孔16への尿の流を妨害する。尿道10に侵入し、狭窄箇所20を生じる前立腺
14の腫瘍状組織は、その侵入した腫瘍状組織を加熱し、壊死させることにより
効果的に除去することが出来る。本発明の場合、尿道10の前方側方の前立腺1
−4の尿道周囲の腫瘍状組織のみを加熱し且つ壊死させて、尿道10、及び射精
管24及び直腸26のような隣接する健康な組織への望ましくなく且つ不必要な
損傷を回避することが理想的である。前立腺14の良性な腫瘍状組織を選択的に
加熱すること(経尿路的温熱療法)は、図2A及び図2Bに示した、本発明のマ
イクロ波アンテナを収容するカテーテル28によって可能となる。
図2Aには、カテーテル28の末端の側面図が示しである。図2Bには、カテー
テル28の基端の拡大断面図が示しである。図2A及び図2Bに示すように、カ
テーテル28は、全体として、多数ポートマニホルド30と、多数内腔シャフト
32と、シャフト位置を保持するバルーン34と、接続マニホルド35と、冷却
システム36と、マイクロ波発生源38とを備えている。。
マニホルド30は、拡張ポート40と、尿排液ポート42と、マイクロ波アンテ
ナポート44と、冷却流体の流入ポート46と、冷却流体の流出ポート48とを
備えている。これらのポート40−48は、シャフト32内の該当する内腔に連
通している。マニホルド30は、ダウ・コーニング(DOW Corning)
からシラスチック(Silastic) Q−7−4850という商品名で販売
されている医療等級のシリコンで形成することが望ましい。
シャフト32は、シャフトの末端50にてマニホルド30に接続されている。
シャフト32は、ダウ・コーニングからシラスチックQ−7−4850という商
品名で販売されている可撓性の医療等級シリコンから押出し成形した多数内腔型
のフォーレイ(Foley)式尿道カテーテルである。約16フレンチ(Fre
nch)の外径を有するシャフト32は、図3に示すように、略楕円形の断面を
有する外面52を備えている。シャフト32は、尿管10を通じてシャフトの基
端54を膀胱内に挿入するのに十分な長さである。一つの好適な実施例において
、シャフト32には、ハイドロマー・インコーホレーテッド(Hydromer
、 Inc、 )からハイドロマー(Hydromer)という商品名で販売さ
れている疎水性溶液が被覆される。この溶液は、シャフト32の外面52を潤滑
にし、シャフトを尿道10を通じて進め易くする。
図2B乃至図4に示すように、シャフト32は、温度検出内腔56と、マイクロ
波アンテナ内腔58と、尿排液内腔60と、バルーン拡張内腔62と、冷却流体
の流入内腔64A、64Bと、冷却流体の排出内腔66A、66Bとを備えてい
る。これらの内腔56−66Bは、全体として、シャフトの末端50からシャフ
トの基端54まて伸長している。
温度検出内腔56は、シャフト32の第一の側部68付近に配置されている。
この温度検出内腔56は、マイクロ波アンテナポート44に連通し、温度測定セ
ンサ69をシャフト32内に挿入し、シャフト32を尿道10内に挿入したとき
の周囲の組織の温度を監視する。センサ69は、ポート44から出て、接続マニ
ホルド35を通じて尿道の温度測定装置178B (図9に図示)に接続されて
いる。好適な実施例において、温度測定センサ69は、ラフストロン・コーポレ
ーション(Luxtron Corporation)から販売されている光フ
ァイバの発光型温度センサである。温度測定内腔56は、その基端54がシリコ
ン栓70で密封されている。
マイクロ波アンテナ内腔58は、シャフト32の長手方向軸線に対して偏心状で
あり、アンテナ内腔58は、シャフト32の第二の側部72よりもシャフト32
の第一の側部68の近くに配置されている。アンテナ内腔58は、その基端54
がシリコン栓70Aで密封されている。アンテナ内腔58は、その末端にて、マ
イクロ波アンテナポート44に連通している。マイクロ波アンテナ74は、バル
ーン34の近くでアンテナ内腔58内に恒久的に配置されている。アンテナ74
は、シャフト32を尿道10内に正確に配置したとき、前立腺14の良性な腫瘍
状組織に略隣接した位置となるようにアンテナ内腔58内に配置される。図2A
及び図2Bに示すように、アンテナ74は、接着剤75によってアンテナ内腔5
8内に接着されている。アンテナ74は、同軸ケーブル76の最基端に支持され
ている。同軸ケーブル76の最末端は、従来の急速継手73によって接続マニホ
ルド35に接続されている。同軸ケーブル76は、マイクロ波発生源38と接続
マニホルド35との間に接続された接続ケーブル76Aによりマイクロ波発生源
38に連通している。一実施例において、接続ケーブル76Aは、標準的なRG
400同軸ケーブルである。マイクロ波発生源38は、FCC−IBMの標準範
囲内である、約915MHz周波数十/−13MHzにて最大100ワツトの電
気を発生させ、これは、アンテナ74をマイクロ波発生源38によって励起させ
ると、アンテナ74は、電磁エネルギを発生させ、このエネルギが前立腺14内
の組織を加熱する。
尿排液内腔60は9、アンテナ内腔58と第二の側部72との間で、アンテナ内
腔58に隣接して配置されている。尿排液内腔60は、尿排液ポート42と連通
し、シャフト32の基端54を膀胱内に挿入したとき、尿の排液路を形成する。
尿排液内腔60は、その基端54が尿排液内腔の伸長部分78に接続されている
。
尿排液内腔の伸長部分78は、基端キャップ80内に接着されている。基端キャ
ップ80は、シャフトの基端54にてシャフト32の外面52の上に更に接着さ
れており、キャビティ82が内腔の伸長部分78を囲繞している。基端キャップ
80及び尿排液内腔の伸長部分78が所定位置にある状態にて、シャフトの基端
54を膀胱12に挿入したとき、内腔の伸長部分78への開口84は、尿が膀胱
12から尿排液ポート60を通って、また、尿排液ポート42から出ることを可
能にす3る。経尿道的温熱療法中、膀胱は、頻繁に痙縮するため、膀胱12から
尿を排液することが必要となる。
バルーン拡張内腔62は、尿排液内腔60と第二の側部72との時間で第二の側
部72の近くに配置されている。バルーン拡張内腔62は、拡張ポート40に連
通し、その基端54がシリコン栓70Bで密封されている。バルーン拡張内腔6
2は、開口88によりバルーン34の内部86に連通している。
ダウ・コーニングから商品名シラスチックQ−7−4720として販売されてい
る可撓性の医療等級シリコンの管状部分で形成したバルーン34は、シャフトの
基端54付近でバルーンの(びれ部分90.92をシャフト32の外面52の上
に接着することにより、シャフト32に固着されている。バルーン34は、拡張
ポート40に接続され、バルーン34の内部86に正の流体圧力を供給する拡張
装置188(図9に図示)によって拡張される。バルーン34は、バルーン34
の内部86に負の流体圧力(即ち、真空圧)を付与したときに収縮する。バルー
ン34は、図5に示すように、バルーン34を膀胱の頚部22近くで膀胱12内
で拡張させたとき、シャフト32を尿道10内の一定の位置に保持する働きをす
る。
図2B乃至図4に示すように、冷却流体の流入内腔64A、64Bは、第一の側
部68とアンテナ内腔58との間で第一の側部68の周辺の位置に配置されてい
る。冷却流体の流入内腔64A、64Bは、内腔64A、64Bが端部キャップ
80のキャビティ82に露呈される箇所である、シャフトの末端5oからシャフ
トの基端54まで伸長する。流入内腔64A、64Bは、比較的狭小な断面であ
り、比較的小さい断面の表面積を有する。流入内腔64A、64B内に保持され
た水は、2つの必須の働きをする。第一に、内腔64A、64B内に保持された
水は、アンテナ74によって放出されたマイクロ波エネルギの一部を吸収する。
これは、約45°Cまで加熱されるシャフト32の第一の側部68に隣接する組
織の容積の制御に役立つ。また、第二に、内腔64A、64B内の水は、マイク
ロ波によって発生された熱を熱伝導を介して隣接する組織(即ち、尿道10)が
ら吸収する。これは、アンテナ74を励起させたとき、第一の側部68に隣接す
る尿道10の部分の過熱及び損傷を防止する。
冷却流体の排出内腔66A、66Bは、第二の側部72の周囲にあり、内腔66
A、66Bは、全体として、第二の側部72とアンテナ内腔58との間に位置す
る状態にある。流入内腔64A、64Bと同様に、排出内腔66A、66Bは、
シャフトの末端50から排出内腔66A、66Bが基端キャップ80のキャビテ
ィ82に露呈される箇所である、シャフトの基端54まで伸長する。排出内腔6
6A、66Bは、流入内腔64A、64Bよりも断面が広く、流入内腔64A、
64Bの断面積よりも大きい断面積を有する。故に、排出内腔66A、66B内
の水は、アンテナ74を励起させたとき、より多量のマイクロ波エネルギを吸収
することか出来る。その結果、マイクロ波発生源38からの所定の出方のとき、
第二の側部72に隣接する組織の温度は、約45°C以下のままである。また、
アンテナ74を励起させたとき、排出内腔66A、66B内の水は、隣接する組
織(即ち、尿道10)から熱エネルギを吸収し、このことは、アンテナ74を励
起させたとき、第二の側部72に隣接する尿道10の部分の過熱及び損傷を防止
する。
流入内腔64A、64B及び排出内腔66A、66Bには、冷却システム36か
らの脱イオン水が供給される。冷却システム36からの水は、約12乃至15°
Cの範囲に冷却されて、給水管94Aを通じて約100乃至150m f!の範
囲の量にて、接続マニホルド35に送出される。この水は、接続マニホルド35
を通じて給水管94Bに流動し、更に、水流入内腔64A、64Bに連通する水
流入ポート46に流動する。この水は、流体圧力の下、流入内腔64A、64B
を通って基端キャップ80のキャビティ82に循環する。水は、流体排出ポート
48への排出内腔66A、66Bを通って冷却システム36に戻る。この水は、
水戻り管96Bを介して水排出ポート48から接続マニホルド35に運ばれ、又
、水戻り管96Aを介して接続マニホルド35から冷却システム36に運ばれる
。次に、水は、再度冷却されて、再循環される。給水管94B及び水戻り管96
Bの各々には、それぞれ従来の急速継手65A、65Bが設けられており、これ
らの急速継手は、カテーテル28を冷却装置36から容易に取り外すことを可能
にする。
図5には、カテーテル28が尿道10内に正確に配置された状態にある図1の男
性の骨盤領域の拡大図が示しである。図4に示すように、第一の側部68の外面
52に沿った方向設定縞模様98は、尿道10内でそのシャフト32を適正に方
向決めすることを確実にする。図5に示すように、シャフト32は、シャフト3
2の第二の側部72が直腸26の方向に方向決めされるように、尿道10内に配
置されている。水排出内腔66A、66Bは、直腸26に向けて後方に方向決め
される一方、水流入内腔64A、64Bは、前立腺14の線維状組織100に向
けて前方に方向決めされている。尿道10の前方側部方向にある遷移領域101
の部分は、BPHの原因となる腫瘍状組織が最も頻繁に成長する箇所である。
水排出内腔66A、66Bは、水流入内腔64A、64Bよりもより多量のマイ
クロ波エネルギを吸収することが出来るため、アンテナ74から放出されたマイ
クロ波エネルギにより形成された電磁波パターンは、非対称状となる。このため
、第一の側部68に隣接する遷移領域101の後方部分を包み込む組織の比較的
大きい容積は、約45°C以上の温度まで加熱され、これは、尿道10上に侵入
した前立腺14の腫瘍状組織を壊死させるのに効果的である。これと比較して、
第二の側部72に隣接する組織の温度は、約45°C以下のままであり、これに
より、射精管24及び直腸26に対するマイクロ波エネルギの有害な作用が解消
される。
図6は、本発明のカテーテル28によって発生されたマイクロ波温熱療法及び温
度分布を全体として示すグラフであり、シャフト32は、生体組織を模擬するポ
リアクリルアミド・ゲル・フォーミュレーション内に挿入される。このポリアク
リルアミド・ゲルに対するフォーミュレーンヨン及び作製方法は、生体医療技術
に関するIEEEの第35回会議275 (TRANSACTIONS ON
BIOMEDICAL ENGINEERING275) (1988年4月、
No、4)において、アンドリュセッティ(D、Andreuccetti)、
ビニ(M、B1n1) 、インガスティ(A、Ignasti) 、オルミ(R
,01m1) 、ルビノ(N、Rubino) 、及びヴオンニ(R,Vann
i)による[マイクロ波範囲における組織同等材料としてのポリアクリルアミド
の使用(Use of Polyacrylamide as a Ti5su
e−Equivalent Material in the Microwa
ve Range) Jという表題の論文に詳細に記載されている。図6には、
8つの温度センサから得た温度測定値が示しである。4つのセンサが第一の側部
68に隣接して、一定の距離に配置されている。センサIAは、シャフト32に
極(近接して配置されている。センサIBは、シャフト32から約0.66 c
mの位置に配置されている。センサICは、シャフト32から約1.33 c
mの位置に配置されている。センサIDは、シャフト32から約2.OCmの
位置に配置されている。
また、4つのセンサが第二の側部72に隣接して一定の距離で整合されている。
センサ2Aは、シャフト32に極く近接して配置されており、センサ2Bは、シ
ャフト32から約0.66 c mの位置に配置され、センサ2Cは、シャフト
32から約1、33 c mの位置に配置され、センサ2Dは、シャフト32か
ら約2.0 c mの位置に配置されている。
X軸は、マイクロ波温熱療法が実施される相対的な時間間隔を示す。y軸は、0
Cによる温度を示し、水平線Hは、45°Cを示す(細胞がその付近で壊死する
温度)。
全体として、図6に示すように、本発明のマイクロ波による温熱療法は、5つの
操作位相PL−P5を含む。線IA−ID及び線2A−2Dは、それぞれ、セン
サIA−ID、2A−2Dに対応する。第一の位相P1の間、冷却システム36
が作動されて、冷却水は、冷却内腔64A、64B、66A、66Bを通じて送
出される。シャフト32に極く近接する温度の低下は、線IA、2Aで表示しで
ある。第一の相P1の終了時にて、冷却装置36の作動を停止させる。第二の相
P2の開始時、比較的小さい出力(約5ワツト)がマイクロ波アンテナ74に付
与される。第二の側部72のより大きい排出内腔66A、66Bの水の吸収性が
大きいため、シャフト32に極(近接する温度は、線IA、2Aで示すように、
非対称状に上昇する。隣接する組織を約40’Cまで加温するのに十分な時間、
電気を付与する。第二の相P2が終了する迄に、温度は、全体として、基準線の
温度に戻る。
本発明の好適な実施例において、組織は、P1中の冷却に応答し且っP2中の加
熱に応答し、治療すべき組織の血管形成程度をめるのに役立つ。この情報は、前
立腺14の腫瘍状組織の治療に必要な出力の程度を設定するのに有用である。
第三の相P3の開始時にて、冷却システム36は、再度、作動させ、これにより
、冷却内腔64A−66Bを通じて冷却水を送出する。これに応答して、シャフ
ト32に極く近接する温度が線IA、2Aで示すように低下する。シャフト32
に極く近接する組織を予め冷却することは、アンテナ74から比較的急速に力を
付与することにより、シャフト32に極く近接する組織(即ち、尿道10)を過
熱から保護するのに役立つ。
再度、第四の相P4の開始時に、約20ワツトの抑制した出力にてマイクロ波発
生源38を作動させる。図6に示すように、より狭小な流入内腔64A、64B
中の水とより幅の広い排出内腔66A、66B内の水との吸収率の差によって、
線2A−2Dで示した第二の側部72に隣接する温度は、線IA−IDで示した
第一の側部68に隣接する温度よりも低温となる。この温度差は、シャフト32
から0.66 c mの範囲における組織の標的容積内で最も顕著となる。線I
A、2A。
IB、2Bで示すように、この標的容積内にて、第一の側部68と第二の側部7
2との温度差は、約10°C程度である。このため、冷却システムのパラメータ
、即ち、マイクロ波発生源38からの出力を調整することにより、第二の側部7
2から0.66 c m以内の組織は、実質的に456C以下の温度のままであ
る一方、第一の側部68から0.66 c m以内の組織は、約45°C以上の
温度まで加熱することが出来る。このため、標的容積内の組織の壊死温度は、尿
道周囲の腫瘍状前立腺組織が最も頻繁に生じ易い、第一の側部68近くの組織の
み実質的に制限される。これと選択的に、出力パラメータ、又は冷却システムの
パラメータを調節することにより、第二の側部72に隣接する比較的少量の組織
を約45°Cまで加熱し、尿道後方側部にある腫瘍状前立腺組織の一部を壊死さ
せることが出来る。
好適な実施例において、第四の相P4の間、マイクロ波発生源38は、少なくと
も約45分間、作動させる。
相P4の間、線IA、2Aで示すように、シャフト32に極く近接する組織の温
度(尿道10の温度を示す温度)のみならず、線IC12C,ID、2Dで示す
ように、シャフト32から0.66 c m先の組織の温度は、45’C以下に
維持される。これは、冷却システムのパラメータ、及び必要であれば、マイクロ
波発生源38からの出力を調節することにより行われる。
第四の相P4の終了時に、出力を遮断する。第五の相P5の開始時、冷却システ
ム36の運転を続け、冷却内腔64A−66Bに水を循環させる。シャフト32
に極(近接する箇所の温度低下は、相P5内で線IA、2Aで示すように、比較
的急激である。本発明の好適な実施例において、冷却システム36は、尿道10
を冷却させ、前立腺14の尿道周囲の組織に熱を付与することに起因するむ(み
を緩和する手順の後に、ある時間(10分乃至120分程度)運転を続行する。
別の選択例において、給水管94B、水戻り管96B及び温度センサ69(図2
Aに図示)は、接続マニホルド35から外す。次に、カテーテル28の給水管9
4B及び水戻り管96Bを冷却システム36と同様の別の冷却システムに接続し
、次に、上述した方法と同様の方法で水を冷却内腔64A−66Bに循環する。
ここのようにして、上述の方法からの復帰は、治療領域から離れた箇所で行うこ
とが出来、これにより、マイクロ波発生源38及び冷却システム36を別の患者
の治療に容易に利用することが可能となる。
図7には、本発明のマイクロ波アンテナ74の部分断面図が示しである。アンテ
ナ74は、遮蔽した同軸ケーブル76の最基端に配置されている。ケーブル76
は、標準型のRG 1780同軸ケーブルであり、内部導体120と、内部絶縁
体122と、外部導体124と、外部絶縁体126とを備えている。これらの外
部絶縁体126、外部導体124及び内部絶縁体122は、剥ぎ取られて、外部
導体124の約3mm、内部絶縁体126の約1.mm、及び内部導体120の
約1mmを露出させている。コンデンサ128は、はんだ付けによって内部導体
120に接続された第一の端部130と、アンテナ74に接続する第二の端部1
32とを備えている。コンデンサ128は、アンテナ74の無効構成要素(re
act ive component)に反作用し、これにより、同軸ケーブル
76とマイクロ波発生源38及びアンテナ74との間に50オームの適合性を付
与する。
同軸ケーブル76の外部絶縁体126の中空部分である管状伸長体134は、コ
ンデンサ128、及び内部絶縁体122の露出した長さ部分の上に配置されて、
接合部136により固着されている。この管状伸長体134は、コンデンサ12
8の第二の端部132に対する出口を提供する穴138を備えている。外部絶縁
体126及び管状伸長体134の周りには、偏平なワイヤー140が巻かれてい
る。この偏平なワイヤー140は、断面寸法が約0.009インチ×約0032
インチの一本の偏平な銅線であり、これは、アンテナ74の断面寸法を最小にし
つつ、電流の流れが最大であるように、比較的大きい表面積を提供する。
図8は、そのヘリカルなダイポール構造を示す、アンテナ74の一部分の分解図
である。全体として、アンテナの有効電気的長さがその周囲の媒体にて放出され
る電磁波の波長の略1/2であるときに、あらゆるダイポールアンテナの効率は
最大となる。従って、915MHzにて作用する比較的効率の良い簡単なダイポ
ールアンテナは、約8cmの全長を必要とするが、この長さでは、健康な組織を
必要以上に照射し、損傷させる可能性がある。更に、約915MHzにて作用す
る比較的効率の高い簡単なダイポールアンテナの物理的長さを変えることは出来
ない。
図8に示すように、偏平なワイヤー140は、はんだ付は点146にて外部導体
124にはんだ付けされている。次に、この偏平なワイヤー140は、外部導体
126の周りで末端方向に、及び管状伸長体134の周りで基端方向に巻かれ、
これにより、共に長さの等しい第一のワイヤー部分142及び第二のワイヤー部
分144を形成する。一実施例において、これらの第−及び第二のワイヤー部分
142.144は、各々、等間隔に配置した8本の偏平なワイヤー140から成
る。これら第−及び第二のワイヤー部分142.144の合計長さ、従って、ア
ンテナ74の全長は、約1.5cm乃至約4.0cmの範囲にあり、治療を必要
とする前立腺14の領域の長さによって異なる。フレオンのような溶媒中に浸漬
することを許容された標準的な医療等級シリコン管(図示せず)は、第−及び第
二のワイヤー部分142.144の上に配置される。溶媒の蒸発に伴い、シリコ
ン管は、収縮し、これにより、偏平なワイヤー140を外部絶縁体126及び管
状伸長体134に固着する。
本発明のヘリカルなダイポール構造は、アンテナ74が長さ8cmの簡単なダイ
ポールと同様に電気的に挙動する一方で、約1.5乃至4cmの物理的長さを有
することを可能にする。換言すれば、アンテナ74は、その物理的長さに関係な
く、囲繞する媒質中で放出された電磁波の波長の略1/2に等しい有効電気長さ
を育する。定義の目的上、囲繞する媒質は、カテーテルのシャフト及び囲繞する
組織を含めるものとする。これは、第一のワイヤー部分142.144の巻き数
及びピッチを変えることにより実現される。物理的長さの異なる比較的効率的な
へりカルダイポールアンテナを含む一部のカテーテルは、特定の治療領域に最も
適したアンテナを選択することを可能にする。更に、本発明のアンテナ74は、
組織中への挿入深さに関係なく、組織内に一定の加熱パターンを形成した、この
パターンの中心がアンテナ74の周りにあるようにすることが出来る。
穴138から出るコンデンサ128の第二の端部132は、図7に示すように、
口出し点148にて第二のワイヤー部分144にはんだ付けされている。この口
出し点148は、第一のワイヤー部分142及び第二のワイヤー部分144の合
計インピーダンスを有する抵抗要素が同軸ケーブル76のインピーダンス特性に
適合する箇所である。第一のワイヤー部分142、又は第二のワイヤー部分14
4の何れか一方のインピーダンスは、Zで表し、Z=R+jXとなる。このイン
ピーダンスZは、はんだ付は点146の小さい値からそのはんだ付は点146か
ら最も離れた点における大きい値まで変化する。Rが50オームであるが、仮想
成分が誘導性である口出し点が存在する。この誘導性成分は、−jxオームの値
を有するコンデンサ128のような直列コンデンサを挿入することによって失わ
せることが出来る。その結果、50オームの適合インピーダンスとなる。その結
果、アンテナ74に給電する方法は、一般にガンマ適合と呼ばれる。偏平なワイ
ヤー140の物理的長さが約2.8cmである本発明の一実施例において、口出
し点148は、第二のワイヤー部分144のはんだ付は点146から約3.5巻
きした位置にある。好適な実施例において、コンデンサ128の値は、約2.7
pFである。 アンテナ74のヘリカルなダイポール構造は、尿道内への適用を
可能にする比較的小さい寸法を実現する。また、このヘリカルなダイポール構造
は、3つの特徴を提供し、これにより、アンテナ74は、従来から公知の間質マ
イクロ波アンテナよりも優れた効率を実現することが可能となる。即ち、インピ
ターンスとの適合が良好であること、電気の伝達性に優れること、又、アンテナ
74の物理的長さと関係なく、囲繞する媒質中で放射される電磁波の波長の略1
/2の有効電気長さを有することである。
第一に、アンテナ74と内部コンデンサ120とのインピターンスが十分に適合
することは、アンテナ74の反射損失(reflective 1oss)を最
小とし、好適な実施例における反射率の損失の測定値が1%以下となる。第二に
、第一のワイヤー部分142及び第二のワイヤー部分144に対して偏平なリボ
ンワイヤー140を使用することは、RF電流を送ることの出来るより大きい表
面積を提供することにより、アンテナ74の抵抗損失を最小にする。最後に、ア
ンテナ74のヘリカルダイポール構造は、アンテナ74の物理的長さに関係なく
、囲繞する媒質内で放出された電磁波の波長の略1/2である有効電気長さを有
する。このことは、個々の前立腺の異なる寸法に対応し得るように、アンテナ7
4と同一の効率、有効電気長さを維持しつつ、アンテナ74の物理的長さを変え
ることを可能にする。
効率の良いマイクロ波アンテナの使用は、標的とする容積内のアンテナからある
距離にて、熱エネルギを集束させる機能にとって必須のことである。効率の悪い
アンテナは、標的とする容積中のマイクロ波による電磁波の強さが望ましい程度
よりも弱くなる。このアンテナは、又、尿道の近くで望ましくない熱を発生させ
、この熱は、冷却液の流量を増して除去しなければ、尿道を損傷する可能性があ
る。この冷却システムに対する負担の増大は、尿道を保護するその機能を低下さ
せ、これにより、尿道の温度を安全な限界値以上にすることなく、照射可能であ
るマイクロ波の出力が制限される。冷却システムの機能によってマイクロ波の出
力が制限された場合、前立腺の所望の標的領域に供給された熱は、効率的な治療
に十分でな(なる。しかし、本発明のアンテナ74の効率的なヘリカルダイポー
ル構造は、伝導性の熱エネルギではな(、マイクロ波のエネルギの形態にてこの
治療中に供給される略全ての熱が供給されることを確実にする。
図9は、尿道カテーテル28が使用される経尿道的マイクロ波温熱治療システム
170のブロック線図である。システム170は、冷却システム36、マイクロ
波発生源38、ユーザインターフェース172、リアルタイムのコントローラ(
RTC)174、指向性カプラー176、温度測定センサ182.184、冷却
圧力センサ186、バルーンの拡張装置188、尿収集容器190を備えている
。
図9に示すように、マイクロ波発生源38及び冷却システム36の制御は、リア
ルタイムのコントローラ174によって行われる一方、このコントローラ174
は、ユーザインターフェース172によって制御される。ユーザインターフェー
ス172は、1つはシステム170の補助用として、もう1つは、通常の運転用
のデータ記憶のための2つのハードドライブを含むIBM適合型機械である。
ユーザインターフェース172は、システム170を運転する全ての閉ループフ
ィードバックを担当するRTC174に連通する。RTC174は、マイクロ波
発生源38からのマイクロ波の出力、冷却システム36の冷却液の流量及び冷却
液の温度を直接、閉ループにて制御する。閉ループのフィードバックは、マイク
ロ波発生源38に内在する利得、ドリフト及びケーブルの損失の変化、ポンプ出
力の変化及び冷却システム36の冷蔵システムの効率を追跡する。マイクロ波発
生源38及び冷却システム、36を監視することに加えて、又、RTC174は
、温度測定装置178からの入力を介して、温度測定の幾つかの通路を制御する
。
冷却システムの温度測定器178Aは、冷却液の温度センサ182.184及び
冷却システム36の冷却器の温度センサ(図示せず)からの信号に基づいて、冷
却液及び冷却器の温度を測定する。尿道温度測定装置178Bは、カテーテル2
8内の温度センサ69からの信号に基づいて尿道の温度を測定する。直腸温度測
定装置178Cは、直腸プローブ180内のセンサ(図示せず)から受け取った
信号に基づいて直腸の温度を測定する。
RTC174は、全ての閉ループフィードバックをユーザインターフェース17
2に送り、このインターフェース172は、入力を処理し、RTC174に補正
及び命令を送る。RTC174は、ユーザインターフェース172から受け取っ
たプロセス制御言語によって与えられた命令を解釈し、その命令をリアルタイム
で実行する。ユーザインターフェース172からの全ての補正は、経尿道的温熱
療法の全体を通じて一定の熱プロファイルを維持するために行われる。更に、シ
ステム170は、何れかのパラメータが所定の値の範囲外になるならば、システ
ム170を停止させる機器のフェールセーフ回路を備えている。
本発明のマイクロ波アンテナを収容するカテーテルの有利な使用について、尿道
に関して説明したが、その他の体腔への適用も可能である。
本発明は、好適な実施例について説明したが、当業者は、本発明がその精神及び
範囲から逸脱することな(、その形態及び細部に変更を加えることが可能である
ことが理解されよう。
フロントページの続き
(72)発明者 二一ルソン、ブルース・エイチアメリカ合衆国ミネソタ州55
444.プルツクリン・パーク、ニュートン・アヴエニュー・ノース 8257
Claims (26)
- 1.良性の前立腺肥大症を治療する装置にして、第一の端部、第二の端部、前側 部、後側部、及び第一の端部と第二の側部との間を伸長する複数の内腔を有する 尿道内カテーテルと、前記シャフト内に配置され、尿道を囲繞する前立腺内の組 織に熱を供給する加熱手段であって、該シャフトの前側部に隣接する組織に供給 される熱がシャフトの後側部に隣接する組織に供給される熱よりも多量であるよ うにする加熱手段と、を備えることを特徴とする前立腺肥大症を治療する装置。
- 2.請求の範囲第1項に記載の装置にして、前記加熱手段が、組織内のアンテナ の周りで円筒形の対称の電磁波パターンを発生させることの出来る多数方向のR F放射線を発生させるアンテナ手段と、該アンテナ手段とシャフトの外面との間 に設けられ、円筒形の非対称となるように、電磁波パターンを変化させる手段と 、を更に備えることを特徴とする装置。
- 3.請求の範囲第1項に記載の装置にして、シャフトの前側部に隣接する組織が 約45℃以上に加熱されることを特徴とする装置。
- 4.請求の範囲第2項に記載の装置にして、電磁波パターンを変化させる前記手 段が、 シャフトの前側部における第一の量のRF放射線、及び該第一の量よりも多量で ある、前記シャフトの後側部における第二の量のRF放射線を吸収することの出 来る液体を前記複数の内腔に供給する手段と、を更に備えることを特徴とする装 置。
- 5.請求の範囲第4項に記載の装置にして、複数の内腔に対し液体を供給する結 果、前記シャフトの外面を近接して囲繞する組織から伝達された熱が吸収される ことを特徴とする装置。
- 6.請求の範囲第5項に記載の装置にして、前記シャフトが楕円形の断面形状で あることを特徴とする装置。
- 7.請求の範囲第2項に記載の装置にして、前記アンテナ手段が、前記シャフト の後側部よりもシャフトの前側部の近くに配置されることを特徴とする装置。
- 8.方向選択可能なマイクロ波温熱療法装置にして、外面、第一の端部、第二の 端部、第一の側部、第二の側部、第一の内腔、及び第二の内腔を有する尿道内カ テーテルと、シャフト内に設けられ、多数方向性のRF放射線を発生させるアン テナ手段と、前記アンテナ手段と前記シャフトの外面との間にてシャフト内に配 置され、シャフトの第一の側部におけるアンテナから放出された第一のエネルギ 量、及び該第一のエネルギ量よりも多量である、前記シャフトの第二の側部にお ける第二のエネルギ量を吸収する非対称の吸収手段と、を特徴とするマイクロ波 温熱療法装置。
- 9.請求の範囲第8項に記載の装置にして、前記非対称の吸収手段が、シャフト の第一の側部に隣接して配置された第一のシャフト内腔を通じて、シャフトの第 二の端部における該シャフトの第一の内腔に連通するシャフトの第二の内腔まで 流体を循環させる流体循環手段を備え、該第二のシャフト内腔は、シャフトの第 二の側部に隣接して配置され、 前記第一のシャフト内腔は、第一の断面積を有し、第二のシャフト内腔は、第一 のシャフトの内腔の断面積よりも大きい第二の断面積を有し、 第一のシャフト内腔と第二のシャフト内腔との間にマイクロ波アンテナが介在さ れることを特徴とする装置。
- 10.請求の範囲第9項に記載の装置にして、前記アンテナ手段が、シャフトの 第二の側部よりもシャフトの第一の側部近くに配置されることを特徴とする装置 。
- 11.請求の範囲第8項に記載の装置にして、前記シャフトの第二の端部に配置 された拡張可能なバルーンと、前記バルーンの第一の端部とバルーンの内部とを 連通させ、該バルーンの拡張、収縮を行う拡張手段と、を更に備えることを特徴 とする装置。
- 12.請求の範囲第8項に記載の装置にして、第二の端部にて開放し、第二の端 部と第一の端部とを連通させ、第二の端部から第一の端部への排液路を形成する 排液手段と、を更に備えることを特徴とする装置。
- 13.請求の範囲第8項に記載の装置にして、シャフトの外側の媒質に関する温 度を監視し、前記流体循環手段を調節して、第二の端部付近におけるシャフト部 分の周りの媒質を所定の温度に維持する温度制御手段を更に備えることを特徴と する装置。
- 14.請求の範囲第13項に記載の装置にして、前記シャフトが楕円形の断面形 状であることを特徴とする装置。
- 15.良性の前立腺肥大症の治療のため、尿道の前方の前立腺内領域に熱エネル ギを集中させる装置にして、 外面、第一の側部、第二の側部、第一の端部、第二の端部、該第一の端部と該第 二の端部との間を伸長する複数の内腔と、を有し、該複数の内腔がシャフトの長 手方向軸線を包囲し、 前記シャフト内に設けられ、シャフトの外面の周りで円筒形の非対称の加熱パタ ーンを組織内に発生させる手段と、を備えることを特徴とする装置。
- 16.請求の範囲第15項に記載の装置にして、円筒形の非対称の加熱パターン を発生させる前記手段が、 アンテナ手段の周りで組織内に円筒形の対称の電磁波パターンを発生させること の出来る多数方向性のRF放射線を発生させるアンテナ手段と、前記アンテナ手 段とシャフトの外面との間に設けられ、円筒形の非対称となるように、電磁波パ ターンを変化させる手段と、を備えることを特徴とする装置。
- 17.請求の範囲第16項に記載の装置にして、前記アンテナ手段が、シャフト の第二の側部よりもシャフトの第一の側部の近くに配置されることを特徴とする 装置。
- 18.請求の範囲第16項に記載の装置にして、電磁波パターンの前記変化手段 が、 前記シャフトの前側部における第一の量のRF放射線、及び該第一の量よりも多 量である、該シャフトの後側部における第二の量のRF放射線を吸収することが 出来る液体を前記複数の内腔に供給する手段と、を更に備えることを特徴とする 装置。
- 19.請求の範囲第18項に記載の装置にして、複数の内腔に対し液体を供給す る結果、前記シャフトの外面を近接して囲繞する組織から伝達された熱が吸収さ れることを特徴とする装置。
- 20.請求の範囲第19項に記載の装置にして、前記シャフトが楕円形の断面形 状であることを特徴とする装置。
- 21.請求の範囲第20項に記載の装置にして、前記シャフトが、該シャフトの 外面に設けられ、第一の側部を第二の側部から識別する方向決め手段を更に備え ることを特徴とする装置。
- 22.良性の前立腺肥大症を治療する方法にして、尿道の後方よりも尿道の前方 により多量の熱を供給することの出来る加熱手段を収容するフォーレィ式カテー テルのシャフトを尿道の前立腺部分内に挿入する段階と、 前記加熱手段を作動させ、シャフトの前方の組織を約45℃以上に加熱し、シャ フトの後方の組織を約45℃以下に加熱する段階とを備えることを特徴とする方 法。
- 23.請求の範囲第22項に記載の方法にして、前記加熱手段を作動させる段階 が、少なくとも約45分間、続行されることを特徴とする方法。
- 24.良性の前立腺肥大症を治療する方法にして、尿道の前立腺領域に隣接して マイクロ波アンテナを配置し得るようにマイクロ波アンテナを収容するカテーテ ルのシャフトを尿道内に挿入する段階と、前記アンテナに駆動信号を供給し、前 立腺内の尿道周囲の組織に電磁エネルギを付与する段階と、を備え、該エネルギ 場の結果、前記組織の少なくとも一部を約45℃以上の温度に加熱するのに十分 、尿道周囲の前立腺内組織における円筒形の対称容積の分子が励起され、 前記シャフトの前側部の第一の量の電磁エネルギ、及び該前側部よりも多量であ る、該シャフトの後側部における第二の量の電磁エネルギを吸収し、前記シャフ トの後側部にて約45℃以上に加熱された組織の容積が、該シャフトの前側部に て45℃以上に加熱された組織の容積よりも少ないようにする段階と、を備える ことを特徴とする方法。
- 25.間質組織を治療する方法にして、マイクロ波アンテナを収容するカテーテ ルシャフトを体腔内に挿入する段階と、前記アンテナに駆動信号を提供し、間質 組織に電磁エネルギを付与する段階とを備え、該エネルギ場の結果、組織の少な くとも一部を約45℃以上の温度に加熱するのに十分、組織の円筒形の対称容積 の分子が励起され、前記シャフトの第一の側部における第一の量の電磁エネルギ 、及び該第一の側部よりも多量である、該シャフトの第二の側部における第二の 量の電磁エネルギを吸収し、前記シャフトの第二の側部にて約45℃以上に加熱 された組織の容積が、該シャフトの第一の側部にて45℃以上に加熱された組織 の容積よりも少ないようにする段階と、を備えることを特徴とする方法。
- 26.前立腺の間質組織内で熱エネルギを選択的に方向決めする方法にして、少 なくとも1つのマイクロ波アンテナを収容するカテーテルのシャフトを尿道の前 立腺領域内に挿入する段階と、 第一の量の電磁エネルギを第一の方向に向けて前立腺内組織に印加し、該第一の 量のエネルギよりも少量である、第二の量の電磁エネルギを第一の方向と反対の 第二の方向に向けて前立腺内組織に印加し得るように前記アンテナに駆動信号を 送る段階と、を備えることを特徴とする方法。
Applications Claiming Priority (3)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US07/847,718 US5413588A (en) | 1992-03-06 | 1992-03-06 | Device and method for asymmetrical thermal therapy with helical dipole microwave antenna |
US847,718 | 1992-03-06 | ||
PCT/US1993/001777 WO1993017757A1 (en) | 1992-03-06 | 1993-03-01 | Dipole microwave antenna for asymmetrical thermal therapy |
Publications (1)
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