CS243098B1

CS243098B1 - Applicator for electromagnetic hyperthermia with temperature sensor

Info

Publication number: CS243098B1
Application number: CS845981A
Authority: CS
Inventors: Jiri Boucek; Jan Vrba
Original assignee: Jiri Boucek; Jan Vrba
Priority date: 1984-08-06
Filing date: 1984-08-06
Publication date: 1986-05-15
Also published as: CS598184A1

Abstract

Účelem řešení Je vytvořit jednoduchý aplikátor, zabezpečující dosažení stejnoměrného rozložení požadované kritické teploty v nádoru s velkou přesností. Tohoto cíle se dosáhne aplikátorem pro elektromagnetickou hypertemii s teplotním čidlem, kde toto teplotní čidlo je bezkontaktní, má průměr 5 až 10 mm a je umístě no v držáku v místě nulových povrchových proudů v ose tělesa aplikátoru. Teplotní čidlo je umístěno v hloubce, kde jeho· směrová teplotní charakteristika je překryta plochou maximálního ohřevu aplikátoru, to je buď v ploše zadní stěny tělesa aplikátoru, nebo uvnitř držáku v hloubce rovné maximálně trojnásobku průměru teplotního čidla.The purpose of the solution is to create a simple applicator, ensuring the achievement of a uniform distribution of the required critical temperature in the tumor with great accuracy. This goal is achieved by an applicator for electromagnetic hyperthermia with a temperature sensor, where this temperature sensor is contactless, has a diameter of 5 to 10 mm and is placed in the holder at the point of zero surface currents in the axis of the applicator body. The temperature sensor is placed at a depth where its directional temperature characteristic is overlapped by the area of maximum heating of the applicator, that is either in the area of the back wall of the applicator body, or inside the holder at a depth equal to a maximum of three times the diameter of the temperature sensor.

Description

Vynález se týká aplikátoru pro elektromagnetickou hypertermii s vestavěným teplotním čidlem pro bezdotykové měření teploty.The present invention relates to an applicator for electromagnetic hyperthermia with a built-in temperature sensor for contactless temperature measurement.

Pro diagnostiku a terapii zhoubných nádorů se s výhodou využívá fyzikálních vlastností elektromagnetického záření a biofyzikálních účinků záření na nádorovou tkáň, která má jiné dielektrické a tepelné parametry oproti zdravé tkáni. Kombinovaná terapie nádorů se provádí s využitím léčeb ných účinků elektromagnetického záření krátkovlnné oblasti spektro, např. gama záření a elektromagnetickým ohřevem nádorové oblasti na hypertermické teploty, při kterých nastává výrazné poškození nádorových buněk, přičemž zdravé přežívají bez poškození. Hypertermický ohřev se provádí na teploty 42 až 45 °C pomocí generátoru elektromagnetického záření, jehož frekvence se volí podle velikosti a hloubky uložení nádorové oblasti. Energie záření se nádorové tkáni předává pomocí aplikátoru, jehož vlastnosti odpovídají dané frekvenci a požadované geometrické charakteristice vyzařování. Obvykle se volí vlnovodné typy aplikátorů, ale používají se i planární, koaxiální, invazní a další. Vlnovodné aplikátory se používají především proto, že umožňují při jednoduché konstrukcí dosažení největší hloubky ohřevu na dané frekvenci. Aplikátory se obvykle konstruují v sestavách, které tvoří základní vybavení hypertermické soupravy a jsou doplňovány podle speciálních požadavků ošetřujícího lékaře tak, aby bylo dosaženo optimálních podmínek ohře vu. Jedním z hlavních požadavků při elektromagnetické hypertermii Je regulace teploty ozařované oblasti na požadovanou teplotu s přesností minimálně 0,1 °C. Přenos energie záření není v celé ploše aplikátoru rovnoměrný, a proto je rovnovážného stavu teplotního rozložení v nádoru dosaženo až po určité době. U vlnovodných aplikátorů, které se používají především při elektromagnetickém ohřevu v mikrovlnném pásmu, se dosud užívá kontaktní teplotní čidlo měřící diskrétní hodnotu teploty v jedné omezené oblasti nádoru a umísťuje se kolmo na vektor intenzity elektrického pole. Obvykle se měří v místě nejvyšší hustoty výkonu na výstupu aplikátoru teplota kůže. Tento způsob se provádí především při ohřevu nádorů, dostupných s povrchu kůže.Advantageously, the physical properties of electromagnetic radiation and the biophysical effects of radiation on tumor tissue having different dielectric and thermal parameters as compared to healthy tissue are utilized for the diagnosis and therapy of cancer. Combination tumor therapy is performed using the therapeutic effects of electromagnetic radiation of the short-wave spectral region, e.g., gamma radiation, and electromagnetic heating of the tumor region to hyperthermic temperatures at which significant damage to the tumor cells occurs while healthy survival survives without damage. The hyperthermic heating is carried out at temperatures of 42 to 45 ° C by means of an electromagnetic radiation generator, the frequency of which is selected according to the size and placement depth of the tumor area. The radiation energy is transmitted to the tumor tissue by means of an applicator whose properties correspond to a given frequency and to the desired geometric radiation pattern. Usually waveguide applicators are chosen, but planar, coaxial, invasive and others are also used. The waveguide applicators are mainly used because they allow the greatest depth of heating at a given frequency to be achieved in a simple design. Usually, the applicators are constructed in assemblies that form the basic equipment of the hyperthermic kit and are supplemented according to the special requirements of the attending physician to achieve optimal heating conditions. One of the main requirements in electromagnetic hyperthermia is to regulate the temperature of the irradiated area to the desired temperature with an accuracy of at least 0.1 ° C. The energy transfer of radiation is not uniform throughout the applicator surface and therefore the equilibrium state of the temperature distribution in the tumor is reached after some time. For waveguide applicators, which are mainly used in electromagnetic heating in the microwave band, a contact temperature sensor measuring a discrete temperature value in one limited area of the tumor has been used up to now and placed perpendicular to the electric field intensity vector. Usually, the skin temperature is measured at the highest power density at the applicator outlet. This method is performed primarily for heating tumors available from the skin surface.

Hlavním nedostatkem této metody měření je skutečnost, že měření teploty se provádí v jednom bodě a v případě, že požadujeme rychlý ohřev nádoru, může dojít v místě největší hustoty výkonu k ohřevu na hypertermickou teplotu, aniž této teploty bylo dosaženo v celé ploše nádoru. V případě, že část nádoru má teplotu nižší než 42 °C, je nebezpečí vzniku termotolerance buněk nádorů, a tím je léčebný účinek podstatně nižší. Proto se v mnohých případech měří v několika místech v ploše aplikátoru a při regulaci výkonu generátoru se hodnotí průměrná hodnota teploty snímaná několika teplotními čidly. Všechna tato, čidla, jsou-li kovová, tj. např. termočlánky, termistory a podobně, musí být umístěna přesně kolmo na vektor intenzity elektrického pole, jinak nastává přehřátí čidla indukovanými proudy.The main drawback of this measurement method is that the temperature measurement is performed at one point, and if rapid tumor heating is desired, heating to a hyperthermic temperature can occur at the site of greatest power density without reaching that temperature over the entire tumor area. If a portion of the tumor has a temperature lower than 42 ° C, there is a risk of developing thermotolerance of the tumor cells, and hence the therapeutic effect is substantially lower. Therefore, in many cases, it is measured at several locations in the applicator surface, and in regulating the power of the generator, the average temperature value sensed by several temperature sensors is evaluated. All these sensors, if they are metal, eg thermocouples, thermistors and the like, must be placed exactly perpendicular to the electric field intensity vector, otherwise the sensor will overheat by induced currents.

Výše uvedené nedostatky z velké části odstraňuje aplikátor pro elektromagnetickou hypertermii s teplotním čidlem podle vynálezu. Jeho podstatou je, že teplotní čidlo Je bezkontaktní, má průměr 5 až 10 mm a je umístěno v držáku v místě nulových povrchových proudů v ose tělesa aphkátoru. Teplotní čidlo je umístěno v hloubce, kde jeho směrová charakteristika je překryta plochou maximálního ohřevu aplikátoru, to je bud v ploše zadní stěny tělesa apllkátoru, nebo uvnitř držáku v hloubce rovné maximálně trojnásobku průměru teplotního čidla.The above drawbacks are largely overcome by the electromagnetic hyperthermia applicator with a temperature sensor of the invention. It is based on the fact that the temperature sensor is non-contact, has a diameter of 5 to 10 mm and is located in the holder at the point of zero surface currents in the axis of the body and the impactor. The temperature sensor is located at a depth where its directional characteristic is covered by the area of maximum heating of the applicator, that is, either in the rear wall area of the applicator body, or inside the holder at a depth equal to at most three times the diameter of the temperature sensor.

Vyšší účinek vynálezu se projevuje nejen v jednoduchosti snímání teploty a ve větší přesnosti měření, ale zejména v odstranění pracnosti a možnosti poškození pacienta popálením v případě, že teplotní čidlo se přehřívá indukovanými proudy.The higher effect of the invention results not only in the simplicity of temperature sensing and in the more accurate measurement, but in particular in the elimination of laboriousness and the possibility of injury to the patient from burns if the temperature sensor is overheated by induced currents.

Na připojeném obr. 1 je schematicky uveden příklad uspořádání aplikátoru podle vynálezu a na obr. 2 je v pohledu shora uvedeno teplotní a energetické rozložení vyzařování aplikátoru.1 shows schematically an example of the arrangement of the applicator according to the invention, and FIG. 2 shows the thermal and energy distribution of the applicator radiation from above.

Vlnovodný aplikátor je tvořen tělesem 1» zhotoveným v tomto případě z obdélníkového vlnovodu, má v ose umístěn držák 2, který současně určuje charakteristiku snímání teploty. V držáku 2 je umístěno bezkontaktní teplotní čidlo 3, které je například tvořeno pyroelektrickým detektorem z triflycinsulfátového krystalu a má průměr 5 až 10 mm. Toto teplotní čidlo 3 je umístěno v držáku 2 buď v ploše zadní stěny tělesa 1 aplikátoru, nebo se zasune v držáku 2 do hloubky rovné maximálně trojnásobku průměru tohoto teplotního čidla 3. První případ se užívá při měření průměrné teploty povrchu nádoru a druhý, je-li požadováno měření maximální hodnoty teploty středu povrchu nádoru. V půdorysu, obr. 2, je uvedena oblast 4 maximálního vyzařování energie aplikátoru, ve které je soustředěna převážná vyzařovaná energie, a proto v této oblasti nastává intenzívní ohřev tkáně, přičemž maximum teploty je v oblasti 5 maximálního ohřevu. Provedeme-li držák 2 kruhového průřezu, potom teplotní čidlo 3 měří integrální hodnotu povrchové teploty v ploše kruhu 6, což dobře splňuje požadavek na měření teploty nádorové oblasti, která se volí menší než odpovídá ploše kruhu 6. Tím je zajištěno, že regulace se provádí nikoliv na maximální hodnotu teploty, ale na průměrnou teplotu, což má z hlediska metody hlavní výhodu v dosažení rovnoměrného ohřevu v kratší době, bez možnosti poškození pacienta v případě nesprávně umístěného kontaktního čidla při dosavadním způsobu snímání teploty. Místo obdélníkového vlnovodu je možno použít kruhový, kde umístění teplotního čidla 3 v místě nulových povrchových proudů je také v ose aplikátoru. V případě, že teplotní čidlo 3 má být použito v uspořádání s jiným typem aplikátoru, je nutno volit umístění jednak s ohledem na požadované charakteristiky snímání teploty, jednak na místo, kde jsou nulové povrchové proudy.The waveguide applicator consists of a body 1, in this case made of a rectangular waveguide, having a holder 2 in the axis, which simultaneously determines the temperature sensing characteristic. A contactless temperature sensor 3 is provided in the holder 2, for example consisting of a pyroelectric detector made of triflycine sulfate crystal and having a diameter of 5 to 10 mm. This temperature sensor 3 is located in the holder 2 either in the area of the rear wall of the applicator body 1, or is inserted in the holder 2 to a depth equal to at most three times the diameter of this temperature sensor 3. The first case is used to measure the average temperature of the tumor surface; if the measurement of the maximum temperature of the center of the tumor surface is required. In the plan view, FIG. 2, the maximum energy emission region 4 of the applicator is shown, in which the predominant radiated energy is concentrated, and therefore, in this region, intense tissue heating occurs, with a maximum temperature in the maximum heating region 5. When the holder 2 is of circular cross-section, the temperature sensor 3 measures the integral value of the surface temperature in the area of the circle 6, which well satisfies the requirement for measuring the temperature of the tumor area which is chosen less than the area of the circle 6. not to the maximum temperature value, but to the average temperature, which has the main advantage in terms of the method of achieving uniform heating in a shorter time, without the possibility of damaging the patient in the case of a wrongly positioned contact sensor in the current temperature sensing method. Instead of a rectangular waveguide, it is possible to use a circular waveguide where the location of the temperature sensor 3 at the point of zero surface currents is also in the axis of the applicator. In case the temperature sensor 3 is to be used in an arrangement with another type of applicator, the location must be chosen both with respect to the required temperature sensing characteristics and with the zero surface currents.

Funkce zařízení může být popsána podle obr. 1. Vlnovodný aplikátor vyzařuje elektromagnetickou energii do ohřívané tkáně. Aplikátor má v ose tělesa 1 umístěn držák 2 s teplotním čidlem 3, např. pyroelektrickým detektorem, což umožňuje jednak dosáhnout požadovanou charakteristiku měření teploty a jednak v této části nejsou povrchové proudy, které by mohly ovlivňovat výsledek měření teploty. Volba umístění teplotního čidla 3 určuje průměr oblasti, ve které se měří integrální hodnota teploty. Pro vlnovodný aplikátor zhotovený z obdélníkového vlnovodu je uvedené uspořádání výhodné, protože maximum vyzařované energie aplikátoru je v oblasti 4, přičemž nádor umístěný v ose se v důsledku jiných tepelných a dielektrických parametrů více ohřívá, takže maximum teploty se dosahuje v oblasti 5 maximálního ohřevu, ve které se nachází nádor. Posuvem teplotního čidla 3 v držáku 2 se dociluje charakteristika snímání teploty v ploše kruhu 6 taková, že zasahuje nejvíce oblasti 5 maximálního ohřev, a proto informace získaná teplotním čidlem 3 dává věrohodný obraz integrální teploty vyhřívané oblasti.The operation of the device can be described in accordance with FIG. 1. The waveguide applicator emits electromagnetic energy into the heated tissue. The applicator has a holder 2 with a temperature sensor 3 in the axis of the body 1, for example a pyroelectric detector, which makes it possible to achieve the desired temperature measurement characteristic and there are no surface currents in this part that could affect the temperature measurement result. The choice of the location of the temperature sensor 3 determines the diameter of the area in which the integral temperature value is measured. For a waveguide applicator made of a rectangular waveguide, this arrangement is advantageous because the maximum radiated energy of the applicator is in the region 4, wherein the axially positioned tumor is more heated due to other thermal and dielectric parameters so that the maximum temperature is reached in the region 5 that is located tumor. By shifting the temperature sensor 3 in the holder 2, the temperature sensing characteristic in the area of the ring 6 is achieved such that it reaches most of the maximum heating area 5, and therefore the information obtained by the temperature sensor 3 gives a reliable picture of the integral temperature of the heated area.

Provedeme-li kalibraci teplotního čidla 3 na konstantní rozložení teploty, potom údaj termometru s napojeným teplotním čidlem udává průměrnou teplotu v ploše vymezené charakteristikou uspořádání tj. plochy kruhu 6.If the temperature sensor 3 is calibrated to a constant temperature distribution, the thermometer reading with the connected temperature sensor indicates the average temperature in the area defined by the arrangement characteristic, ie the area of the circle 6.

Claims

Subject

Applicator for electromagnetic hyperthermia with a temperature sensor, characterized in that the temperature sensor (3) is contactless with a diameter of 5 to 10 mm and is located in the holder (2) at the point of zero surface currents in the axis of the applicator body (1). depth, where the directional characteristic of the temperature sensor (3) is covered by the surface (5) of maximum applicator heating, that is either in the rear wall surface of the applicator body (1) or inside the holder (2) at a depth equal to three times the diameter of the temperature sensor (3) ).

1 sheet of drawings