DE60112370T2 - Verfahren und apparat zur erwärmung von brustläsionen unter verwendung von mikrowellen - Google Patents

Verfahren und apparat zur erwärmung von brustläsionen unter verwendung von mikrowellen Download PDF

Info

Publication number
DE60112370T2
DE60112370T2 DE60112370T DE60112370T DE60112370T2 DE 60112370 T2 DE60112370 T2 DE 60112370T2 DE 60112370 T DE60112370 T DE 60112370T DE 60112370 T DE60112370 T DE 60112370T DE 60112370 T2 DE60112370 T2 DE 60112370T2
Authority
DE
Germany
Prior art keywords
breast
microwave
tissue
microwave energy
delivered
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Lifetime
Application number
DE60112370T
Other languages
English (en)
Other versions
DE60112370D1 (de
Inventor
J. Alan FENN
John Mon
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Celsion Canada Ltd
Original Assignee
Celsion Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Celsion Corp filed Critical Celsion Corp
Application granted granted Critical
Publication of DE60112370D1 publication Critical patent/DE60112370D1/de
Publication of DE60112370T2 publication Critical patent/DE60112370T2/de
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Lifetime legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/02—Radiation therapy using microwaves

Description

  • Hintergrund der Erfindung
  • Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf eine Vorrichtung für ein minimal invasives Verfahren zum Verabreichen fokussierter Energie, wie der adaptiven Mikrowellen Phased-Array-Hyperthermie zum Behandeln von duktalen und glandularen Karzinomen und intraduktaler Hyperplasie wie auch von gutartigen Veränderungen, z.B. Fibroadenomen und Zysten in komprimiertem Brustgewebe. Weiterhin kann die Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung verwendet werden, um gesundes Gewebe zu behandeln, das unerkannte mikroskopische, pathologisch veränderte Zellen mit hohem Wassergehalt enthält, um das Auftreten oder das Wiederauftreten kanzeröser, präkanzeröser oder gutartiger Brustläsionen zu vermeiden.
  • Um primären Brustkrebs mittels Hyperthermie zu behandeln, ist es notwendig, große Volumina von Gewebe zu behandeln, beispielsweise einen Quadranten der Brust oder mehr. Es ist gut bekannt, dass etwa 90% aller Brustkrebse innerhalb des Milchganggewebes (Milchgänge) entstehen, wobei viele der übrigen Krebsarten in den Drüsengewebeläppchen (Milchsäcken) entstehen (Harris et al., The new England Journal of medicine, Vol. 327, Seiten 390–398, 1992). Brustkarzinome ziehen oft große Regionen der Brust in Mitleidenschaft, so dass gegenwärtige konservative Behandlungen ein signifikantes Risiko lokalen Fehlschlagens bergen (Schnitt et al., Cancer, Vol. 74 (6) Seiten 1746–1751, 1994). Bei Brustkrebs im frühen Stadium, bekannt als T1 (0–2 cm), T2 (2–5 cm) Krebse ist die gesamte Brust in Gefahr und wird oft mit brusterhaltender Chirurgie in Kombination mit Bestrahlung der gesamten Brust behandelt, um alle möglichen mikroskopischen (für das menschliche Auge nicht ohne die Hilfe eines Mikroskops oder der Mammographie sichtbaren) Krebszellen im Brustgewebe zu zerstören (Winchester et al., CA-A Cancer Journal for Clinicians, Vol. 42, Nr. 3, Seiten 134–162, 1992). Die erfolgreiche Behandlung invasiver duktaler Karzinome mit einer extensiven, intraduktalen Komponente (EIC) ist insbesondere schwierig, wenn die Karzinome sich durch die Milchgänge verbreitet haben, da große Teile der Brust behandelt werden müssen. Über 800000 Brustnadelbiopsien von verdächtigen Läsionen werden jährlich in den Vereinigten Staaten durchgeführt und es werden dabei 180000 Krebsfälle entdeckt, der Rest ist nicht bösartig, wie z.B. Fibroadenome und Zysten.
  • Die Verwendung von Wärme, um Brestkrebs zu behandeln, kann in vielfältiger Hinsicht effektiv sein und in den meisten Fällen muss eine Wärmebehandlung fähig sein, gleichzeitig weit auseinanderliegende Gebiete innerhalb der Brust zu erreichen. Große Volumina der Brust zu erhitzen, kann viele oder alle der mikroskopischen Krebszellen in der Brust zu zerstören und das Wiederauftreten des Krebses reduzieren oder verhindern – dieselbe Herangehensweise wird bei der Strahlentherapie verwendet, bei der die gesamte Brust mit Röntgenstrahlen bestrahlt wird, um alle mikroskopischen Krebszellen abzutöten. Den Tumor zu erwärmen und einen großen Prozentsatz oder alle Tumorzellen vor einer Lumpektomie abzutöten, kann die Möglichkeit verringern, unabsichtlich lebensfähige Krebszellen während der Lumpektomie-Prozedur zu verbreiten und es kann dadurch ein lokales Wiederauftreten in der Brust reduziert werden. Manchmal enthält die befallene Brust zwei oder mehr Tumormassen, die innerhalb der Brust verteilt sind, was als multifokaler Krebs bekannt ist, und wiederum muss das heizende Feld weit voneinander getrennte Regionen von Brust erreichen. Lokal fortgeschrittene Brustkarzinome (bekannt als T3) (Smart et al., A Cancer Journal for Clinicians, Vol. 47, Seiten 134–139, 1997) können eine Größe von 5 cm oder mehr aufweisen und werden oft mit einer Mastektomie behandelt. Eine präoperative Hyperthermiebehandlung des lokalen fortgeschrittenen Brustkrebses kann den Tumor ausreichend zusammenschrumpfen lassen, um die Durchführung einer chirurgischen Lumpektomie zu erlauben (ähnlich der Art und Weise, in der die präoperative Chemotherapie gegenwärtig verwendet wird. Eine präoperative Hyperthermiebehandlung lokalen, fortgeschrittenen Brustkrebses kann den Tumor vollständig zerstören und somit sogar die Notwendigkeit irgendeiner Chirurgie erübrigen.
  • Es ist bekannt, dass Mikrowellenenergie vorzugsweise Gewebe mit hohem Wassergehalt erwärmt, wie beispielsweise Brusttumore oder Zysten, im Vergleich zu dem Aufheizen, das in Gewebe mit niedrigem Wassergehalt stattfindet, wie beispielsweise im Brustfettgewebe. Viele klinische Studien haben erwiesen, dass die Hyperthermie (erhöhte Temperatur), die durch die Absorption der elektromagnetischen Energie in dem Mikro wellenband induziert wird, den Effekt der Strahlenbehandlung bei der Behandlung bösartiger Tumore in dem menschlichen Körper signifikant verbessert (Valdagni, et al., International Journal of Radiation Oncology Biology Physics, Vol. 28, Seiten 163–169, 1993; Overgaard et al., Intemational Journal of Hypeerthermia, Vol. 12, No. 1, Seiten 3–20, 1996; Vernon et al., Intemational Journal of Radiation Oncology Biology Physics, Vol. 35, Seiten 731–744, 1996; van der Zee et al, Proceedings of the 7th Intemational Congress on Hyperthermic Oncology, Rome, Italy, April 9–13, Vol. II, Seiten 215–217, 1996). Strahlungsresistente Zellen wie S-Phasenzellen können direkt durch die erhöhte Temperatur abgetötet werden (Hall, Radiobiology for the Radiologist, 4th Edition, JB Lippincott Company, Philadelphia, Seiten 262–263, 1994; Perez and Brady, Principles and Practice of Radiation Oncology, Second Edition, JB Lippincott Company, Philadelphia, Seiten 396–397, 1994). Hyperthermiebehandlungen mit Mikrowellenstrahlungsvorrichtungen werden üblicherweise in mehreren Behandlungssitzungen verabreicht, in denen der bösartige Tumor auf etwa 43°C etwa 60 Minuten lang erwärmt wird. Es ist bekannt, dass der Zeitbedarf, um Tumorzellen abzutöten, pro Grad Temperaturzunahme über 43°C um den Faktor 2 abnimmt (Sapareto et al., International Journal of Radiation Oncology Biology Physics, Vol. 10, Seiten 787–800, 1984). Daher kann eine 60-minütige Behandlung bei 43°C auf nur etwa 15 Minuten bei 45°C reduziert werden, was oft als äquivalente Dosis (t43°C äquivalente Minuten) bezeichnet wird. Während der Behandlung mit nichtinvasiven Mikrowellen-Applikatoren hat es sich als schwierig erwiesen, halbtiefliegende Tumore angemessen zu behandeln und dabei zu verhindern, dass umgebendes gesundes Oberflächengewebe Schmerz oder Schaden infolge unerwünschter heißer Punkte erleidet. Die spezifische Absorptionsrate (SAR) im Gewebe ist ein üblicher Parameter, der verwendet wird, um das Aufheizen des Gewebes zu charakterisieren. Die SAR ist proportional zu dem Temperaturanstieg über einem gegebenen Zeitintervall mal der spezifischen Wärme des Gewebes und für Mikrowellenenergie ist die SAR auch proportional zu dem elektrischen Feld im Quadrat mal der elektrischen Leitfähigkeit des Gewebes. Die Einheiten der absoluten SAR sind Watt pro Kilogramm.
  • Hyperthermiebehandlungssysteme mit inkohärenten Arrays oder nicht-adaptiven Phased-Arrays sind in ihrer Verwendung für das Aufheizen tiefen Gewebes beschränkt, denn sie tendieren dazu, dazwischenliegende Oberflächengewebe zu überhitzen, was Schmerz und/oder Verbrennungen verursachen kann. Der erste veröffentlichte Bericht, der ein nichtadaptives Phased-Array für Tiefgewebehyperthermie beschreibt, war eine theoretische Studie (von Hippel, et al., Massachusetts Institute of Technology, Laboratory for Insulation Research, Technical Report 13, AD-769 843, Seiten 16–19, 1973). Das US-Patent Nr. 3,895,639 (Rodler) beschreibt nichtadaptive Zweikanal- und Vierkanal-Phased-Array-Hyperthermieschaltungen. Neuere Entwicklungen in Hyperthermiesystemen zielen auf das Einstrahlen von Wärme in tiefergelegenes Gewebe unter Verwendung der adaptiven Phased-Array-Technologie ab, die ursprünglich für Mikrowellenradarsysteme entwickelt wurde (Skolnik, Introduction to Radar Systems, Second Edition, McGraw-Hill Book Company, 1980 Seiten 332–333; Compton, Adaptive Antennas, Concepts and Performance, Prentice hall, New Jersey, p. 1 1988; Fenn, IEEE Transactions on Antennas and Propagation, Vol. 38, Nummer 2, Seiten 173–185, 1990; US-Patent-Nr. 5.251.645; 5.441.532; 5.540.737; 5.810.888).
  • Bassen et al., Radio Science, Vol. 12, Nr. 6(5), Nov-Dec 1977, Seiten 15–25 zeigt, dass eine tiefe Sonde verwendet werden kann, um das Muster des elektrischen Feldes in dem Gewebe zu messen und insbesondere zeigt er verschiedene Beispiele, in denen das gemessene elektrische Feld eine fokale Spitze in dem zentralen Gewebe aufweist. Diese Veröffentlichung diskutiert auch ein Konzept für eine Echtzeitmessung des elektrischen Feldes in lebenden Versuchspersonen. Bassen et al. Entwickelten jedoch kein Konzept zum Messen des elektrischen Feldes in Echtzeit mit einer E-Feld-Sonde um ein Phased-Array adaptiv zu fokussieren.
  • Ein adaptives Phased-Array-Hyperthermiesystem verwendet E-Feld-Rückkopplungsmessungen, um seine Mikrowellenenergie auf tiefergelegenes Gewebe zu fokussieren und dabei gleichzeitig jedwede Energie zu Null zu machen, die umgebendes, gesundes Körpergewebe überhitzen könnte. Präklinische Studien zeigen, dass adaptive Mikrowellen Phased-Arrays das Potential besitzen, tiefe Wärme abzugeben und dabei dennoch Oberflächengewebe vor exzessiven Temperaturen zu schützen, und zwar tief im Torso (Fenn, et al., Intemational Journal of Hyperthermia, Vol. 10, Nr. 2, March-April, Seiten 189–208, 1994; Fenn et al., The Journal of Oncology Management, Vol. 7, Nummer 2, Seiten 22–29, 1998) und in der Brust (Fenn, Proceedings of the Surgical Applications of Energy Sources Conference, 1996; Fenn et al., Intemational Journal of Hyperthermia, Vol. 15, Nr. 1, Seiten 45–61, 1999; Gavrilov et al., Intemational Journal of Hyperthermia, Vol. 15, Nr. 6, Seiten 495–507, 1999).
  • Der schwierigste Aspekt bei der Anwendung der Hyperthermie in tiefergelegenem Brustgewebe im Zusammenhang mit der Mikrowellenenergie besteht darin, eine ausreichende Erwärmung in einer vorbestimmten Tiefe zu erreichen und dabei die Haut vor Verbrennungen zu schützen. Nichtinvasive adaptive Mikrowellen Phased-Arrays mit mehreren Applikatoren, die invasive und nichtinvasive Sonden aufweisen, können verwendet werden, um einen adaptiv fokussierten Strahl an der Tumorposition zu erzeugen und adaptive Nullstellen in gesundem Gewebe auszubilden, wie dies in den US-Patenten 5,251,645; 5,441,532; 5,540,737 und 5,810,888 gezeigt ist. Idealerweise wird der fokussierte Mikrowellenstrahl auf dem Tumor konzentriert und gibt minimale Energie an das umgebende gesunde Gewebe ab. Um die Mikrowellenleistung während der Behandlung zu steuern, wird eine temperaturfühlende Rückkopplungssonde in den Tumor eingeführt (Samaras et al., Proceedings of the 2nd International Symposium, Essen, Germany, June 2–4, 1977, Urban & Schwarzenberg, Baltimore, 1978, Seiten 131–133). Es ist jedoch oft schwierig, die Sonde exakt in dem Tumor zu platzieren. Eine weitere Schwierigkeit tritt auf, wenn Hyperthermie an Karzinome abgegeben werden soll, die über das Milchgang- oder Drüsengewebe der Brust verstreut sind, infolge des Mangels einer wohldefinierten Zielposition für die Temperaturfühler-Rückkopplungssonde. In anderen Situationen ist es wünschenswert, das Einführen von Sonden (entweder Temperatur oder E-Feld) in die Brust einfach zu vermeiden, um das Risiko einer Infektion oder des Verbreitens von Krebszellen zu vermeiden, wenn die Sonde durch die Tumorregion hindurchdringt oder wenn es nicht wünschenswert ist, dass die Sonde die Läsion, wie beispielsweise eine Zyste, durchdringt.
  • Die standardmäßige medizinische Behandlung gutartiger Zysten, die entdeckt wurden, reicht von nichts zu tun bis zu einem Trockenlegen der Zysten. Die medizinisch akzeptierte Position, die Zysten nicht zu behandeln, existiert deshalb, weil die einzige Methode, die Zysten zu entfernen, invasive Chirurgie mit sich bringt. Die Alternative zu chirurgischem Schneiden und dem Entfernen der Zyste besteht im Trockenlegen der Zyste. Die Zyste trockenzulegen, wird erreicht, indem die Zyste angestochen wird und die Flüssigkeit innerhalb der Zyste entfernt wird. Während dieses Verfahren zeitweise den Schmerz, der mit der Zyste verbunden ist, erleichtert, kann die Zyste wieder wachsen, wenn die Drainage-Prozedur nicht die gesamte Zyste entfernt. Deshalb besteht ein Bedarf für eine nichtinvasive Entfernung derartiger Zysten.
  • Zusammenfassung der Erfindung
  • Die oben geschilderten Probleme werden durch eine Vorrichtung nach dem unabhängigen Patentanspruch gelöst. Um kanzeröse oder gutartige Zustände der Brust mit einer Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung zu erwärmen, muss man die folgenden Schritte durchführen: Einführen eines E-Feld-Sondensensors in die Brust, Aufzeichnen der Temperaturen der Hautoberfläche, Ausrichten zweier Mikrowellenapplikatoren an einander gegenüberliegenden Seiten der Brust, Festsetzen der anfänglichen Mikrowellenenergie und Phase, die an jedem Mikrowellenapplikator abgegeben wird, um das Feld an dem eingeführten E-Feldsensor zu fokussieren, Anpassen der Mikrowellenleistung, die an die Brust abgegeben wird, auf der Basis der gemessenen Hauttemperaturen, und Aufzeichnen der Mikrowellenenergiedosis, die an die zu behandelnde Brust abgegeben wird, und Beenden der Behandlung, wenn eine gewünschte Gesamtmikrowellenenergiedosis von den Mikrowellenapplikatoren abgegeben worden ist.
  • Darüber hinaus wird die obengenannte Behandlung in Situationen angewendet, wenn beispielsweise keine so genau definierte Position zur Anordnung des Temperaturrückkopplungssensors vorliegt, oder wenn es wünschenswert ist, das Einführen einer Temperatursonde ins Brustgewebe zu vermeiden. Nur ein einzelner minimal invasiver E-Feld-Sensor ist gemäß einer bevorzugten Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung erforderlich. Daher ist es im Falle fortgeschrittenen Brustkrebses (beispielsweise bei einem Tumor von 5 bis 8 cm) möglich, einen signifikanten Anteil der Brustkrebszelle zu zerstören und den Tumor oder die Läsion schrumpfen zu lassen (d.h. thermische Größenreduktion auf beispielsweise 2 bis 3 cm), wodurch eine chirurgische Mastektomie durch eine chirurgische Lumpektomie ersetzt werden kann. Alternativ kann die gesamte fortgeschrittene Brustkrebsläsion zerstört werden (d.h. eine thermische Mastektomie) und es kann sein, dass keine Chirurgie benötigt wird. Bei Brustkrebs in frühem Stadium oder bei kleinen Brustläsionen kann die Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung alle Brustkrebszellen oder gutartigen Läsionen mittels Hitze zerstören (d.h. eine thermische Lumpektomie) und dadurch eine chirurgische Lumpektomie vermeiden. Darüber hinaus kann die Vorrichtung dazu verwendet werden, Strahlungstherapie zu verstärken oder für eine gezielte Medikamentenabgabe mittels thermosensitiver Liposomen, wie dies in US-Patent Nr. 5,810,888 beschrieben ist und/oder für eine gezielte Gentherapieabgabe.
  • Die Verwendung der Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung zerstört die Krebszellen, während sie normales Drüsen-, Milchgang-, Binde- und Fettgewebe der Brust schont. Daher vermeidet eine thermische Lumpektomie unter Verwendung der Vorrichtung nach der vorliegenden Erfindung Schäden an derartigem gesunden Gewebe und ist eine Brusterhaltungstechnik.
  • Die Brusthautoberfläche kann gemessen werden, indem Temperatursondensensoren an der Hautoberfläche der Brust befestigt werden. Alternativ kann die Temperatur der Hautoberfläche (ebenso wie die des inneren Brustgewebes) mittels anderer externer Mittel, einschließlich Infrarot, Laserultraschall, elektrischer Impedanztomographie, magnetischer Resonanzbildgebung und radiometrischen Techniken, wie dies allgemein bekannt ist, erfasst werden.
  • Alternativ könnte eine Temperatursonde in einer geeigneten Tiefe in dem Brustgewebe eingeführt werden, um dessen Temperatur aufzuzeichnen. Wie unten diskutiert, ist das Einführen einer Temperatursonde aber keine bevorzugte Ausführungsform.
  • Die Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung kann mit oder ohne Brustkompression verwendet werden. Gemäß eines bevorzugten Verfahrens kann die Brust der Patientin auch zwischen 3 und 8 cm zwischen Kompressionsplatten komprimiert werden. Die Mikrowellenapplikatoren sind dann an den äußeren Seiten der Kompressionsplatten (d.h. an den Seiten der Kompressionsplatten, die der Brust abgewandt sind) angeordnet.
  • Wie unten beschrieben, unterstützen neue klinische Messdaten für komprimiertes lebendes Brustgewebe des Anmelders erfindungsgemäße Maßnahme, die Mikrowellenenergiedosis, die an die zu behandelnde Brust abgegeben wird, aufzuzeichnen und die Behandlung auf der Basis der Gesamtmikrowellenenergiedosis, die empfangen wurde, zu beenden. Das heißt, konventionelle Temperaturrückkopplungsmessungen der thermischen Tumordosis können durch die Gesamtmikrowellenenergiedosis, die den Pha sed-Array-Mikrowellenapplikatoren zugeführt wurde, ersetzt werden. Entsprechend wird bei der vorliegenden Erfindung anstelle von Temperaturrückkopplungsmessungen, die das Einführen einer Temperaturrückkopplungssonde in die Brust erfordern, mit allen inhärenten Problemen, die Mikrowellenenergiedosis als Rückkopplung verwendet, um die erforderliche Behandlungsdauer zu bestimmen. In der vorliegenden Anmeldung ist der Begriff „Mikrowellenenergiedosis" (in Joules oder Wattsekunden) ähnlich der Dosis, die in der Strahlungstherapie verwendet wird, insbesondere der Strahlungsabsorptionsdosis (Rad), die eine Einheit für die absorbierte Strahlungsdosis ist und definiert ist als die Abgabe von 100 ergs Energie pro Gramm Gewebe.
  • Daher vermeidet das vorliegende Verfahren zum selektiven Erwärmen kanzeröser Zustände der Brust das Risiko, Krebszellen zu verbreiten, da die Temperatursonde nicht in den behandelten Bereich (das Tumorbett) der Brust eingeführt werden muss. Das Eliminieren einer eingeführten Temperatursonde reduziert das Risiko der Infektion für einen Patienten, das infolge des Einführens der Sonde besteht. Ebenso wird das Mikrowellenfeld, das an einen Tumor angelegt wird, nicht Streuungen oder anderen Störungen unterworfen, die durch die Temperatursonde, insbesondere im Falle einer metallischen Sonde, verursacht werden. Zusätzlich können Zeit und Kosten, die mit dem Einführen der Temperatursonde verbunden sind, gespart werden.
  • Die Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung kann auch verwendet werden, um gesundes Brustgewebe oder nicht-detektierte, wasserhaltige mikroskopische präkanzeröse oder präbenigne Zellen in anscheinend gesundem Brustgewebe zu behandeln, um das Auftreten oder das Wiederauftreten kanzeröser Zustände der Brust zu verhindern. Die kanzerösen Zustände, die verhindert werden können, schließen invasive duktale und lobulare Karzinome sowie präkanzeröse Zustände der Brust einschließlich duktaler Karzinome in-situ, lobularer Karzinome in-situ sowie intraduktaler Hyperplasie und benigne Läsionen (wie Zysten und Fibroadenome) ein. Daher kann die Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung mikroskopische präkanzeröse oder präbenigne Zellen zerstören, bevor sie nachgewiesen werden. Das könnte eine frühe Behandlung sein, die Krebs verhindern kann, bevor er erkannt wird. Im Falle von gesundem Gewebe wird das Brustgewebe mit Mikrowellenenergie bestrahlt, die auf mikroskopische Zellen mit hohem Wassergehalt fokussiert ist, die bekannt sind, Läsionen zu bilden.
  • Gemäß eines bevorzugten Verfahrens liegt die Patientin im Bauchlage, wobei die Brust durch ein Loch in dem Behandlungstisch hängt und die behandelte Brust mit flachen Kunststoffkompressionsplatten komprimiert wird, wodurch das Brustgewebe immobilisiert wird, der Blutstrom reduziert wird und die erforderliche Eindringtiefe für die Mikrowellenstrahlung reduziert wird. Die Brustkompressionsplatten werden aus einem mikrowellentransparenten Plastikmaterial hergestellt und enthalten eine oder mehrere Öffnungen, die eine Bilderfassung des Brustgewebes und die Anordnung einer minimal invasiven E-Feld-Rückkopplungssonde in einer gewünschten Fokustiefe erlauben. Die Platzierung der E-Feld-Rückkopplungssonde kann mittels eines Ultraschalltransducers oder anderer bildgebender Führung durchgeführt werden.
  • Zwei luftgekühlte Mikrowellenwellenleiter-Applikatoren (wie beschrieben bei Cheung et al., Radio Science, Vol. 12, Nr. 6(S), Nov-Dez. 1977, Seiten 81–85 beschrieben) werden aufeinander gegenüberliegenden Seiten der Kompressionsplatten angeordnet. Ein Phased-Array kann mit einer Anzahl von Applikatoren größer oder gleich zwei erreicht werden. In einer bevorzugten Ausführungsform wird kohärente 915 MHz Mikrowellenleistung mit einem vorbestimmten Leistungsniveau an die beiden Wellenleiterapplikatoren abgegeben, während Phasenschieber in jedem Kanal angepasst werden, um die Mikrowellenenergie an dem E-Feld Sondensensor zu maximieren und zu fokussieren. Der Luftstrom von einzelnen Lüftern, die die Brust umgeben oder von Lüftern, die in den Applikator Wellenleiten montiert sind, kann angepasst werden. Der Luftstrom, der die Wellenleiter-Applikatoren kühlt, geht durch die Applikatoren. Die Luft zum Kühlen der Wellenleiter-Applikatoren kann gekühlt werden, klimatisiert werden oder Raumtemperatur haben. Wassergekühlte Wellenleiter-Applikatoren können anstelle der luftgekühlten Applikatoren verwendet werden, wie für einen Fachmann erkennbar.
  • Während der Hyperthermiebehandlung kann das Mikrowellenleistungsniveau, das an jeden der Applikatoren abgegeben wird, entweder per Hand oder automatisch angepasst werden, um die Hauttemperatur zu kontrollieren und hohe Temperaturen zu vermeiden, die Hautverbrennungen oder Blasen verursachen könnten. Zusätzlich wird der Grad der Brustkompression durch die Kompressionsplatten, falls diese verwendet werden, so angepasst, wie dies während der Behandlung notwendig ist, um für die Patientin bequem zu sein. Jedesmal, wenn die Brustkompression angepasst wird oder die Brust wieder neu positioniert wird, wird die Mikrowellenenergie des Phased-Array erneut fokussiert, so dass der E-Feld-Sondensensor die maximale Leistung erhält. Die Gesamt-Mikrowellenenergie seit dem Beginn der Behandlung, die an die Mikrowellen-Applikatoren während der Behandlung abgegeben wurde, wird aufgezeichnet. Die Behandlung ist beendet, wenn eine gewünschte Menge an Gesamtmikrowellenenergie an die Mikrowellen-Applikatoren geliefert wurde, welche angibt, dass die Brust-Läsionszellen signifikant (d.h. thermische Größenreduzierung) oder vollständig zerstört sind (d.h. thermische Lumpektomie).
  • Um die Effektivität der Behandlung zu bestimmen, kann das Brustgewebe abgebildet und untersucht werden, und zwar durch Mammographiemittel einschließlich Röntgen, Ultraschall und Magnetresonanzbildgebung vor und nachdem die Gesamtmikrowellenenergiedosis zugeführt wurde, wie auch zusammen mit dem pathologischem Ergebnis von der Nadelbiopsie des Brustgewebes.
  • Gemäß einer alternativen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird der einzelne invasive E-Feld-Sensor durch zwei E-Feld-Sensoren ersetzt, die an einander gegenüberliegenden Seiten der Brusthautoberfläche angeordnet werden können und das Array wird phasenfokussiert durch Minimieren (zu Null setzen) der kombinierten Leistung, die von den beiden Sensoren empfangen wird, wodurch eine vollständig nichtinvasive Behandlung erreicht werden kann. Es werden Algorithmen in Verbindung mit den Rückkopplungssignalen, die von den E-Feld-Hautsensoren gemessen werden, verwendet, um Gebiete außerhalb zu Null zu machen und dadurch die Energie, die einer inneren Stelle zugeführt wird, zu fokussieren.
  • Solch eine vollständig nichtinvasive Hyperthermiebehandlung, bei der E-Feld-Sonden und Temperatursensoren die Hautoberfläche der Brust überwachen, kann ein effektives Verfahren zum Zerstören benigner Zysten und des Schmerzes, der hiermit verbunden ist, bereitstellen. Daher kann ein Verfahren, das die erfindungsgemäße Vorrichtung verwendet, möglicherweise dazu verwendet werden, erkannte gutartige Zysten zu behandeln oder zu zerstören.
  • Während eine bevorzugte Ausführungsform mit Bezug auf die adaptive Mikrowellen-Phased-Array-Technologie beschrieben wird, kann eine alternative Vorrichtung allgemein das Fokussieren von Energie verwenden, um ein Gebiet des Gewebes zu erhitzen und abzutragen. Die fokussierte Energie kann elektromagnetische Wellen, Ultraschallwellen oder Radiofrequenzwellen umfassen. Das heißt, eine alternative Vorrichtung schließt jede Art von Energie ein, die fokussiert werden kann, um ein Gebiet des Gewebes zu erwärmen und abzutragen.
  • Weiterhin wird die Begrenzung eines zu behandelnden Gewebebereichs in einem Körper (beispielsweise die Brust) berechnet, eine E-Feld-Sonde kann in dem Körper eingeführt werden oder mindestens zwei E-Feld-Sensoren werden außerhalb des Körpers positioniert; und Energie wird durch Applikatoren an das Gebiet, das zu behandeln ist, abgegeben. Hier ändert sich der Fokus der Energie, so dass der Fokus das zu behandelnde Gebiet abscannt. Das heißt, es gibt nicht länger einen festen Fokus. Da die relative Phase der zugeführten Energie so angepasst wird, dass der Fokus sich innerhalb des zu behandelnden Gebiets bewegt und auf diese Weise eine geometrische Form der Erwärmung erzeugt.
  • Ein fester Fokuspunkt wird durch den geeigneten Algorithmus bestimmt. Dann wird beispielsweise die relative Phase der Applikatoren zum Erzeugen dieses festen Fokuspunkts auf 30° in eine Richtung und dann 30° in die andere Richtung angepasst, um einen größeren erwärmten/behandelten Bereich „abzuscannen". Abhängig von der Größe des Bereichs, der zu behandeln ist, kann der Scan zwischen 180° und 90° oder 60° oder 120° fokussieren.
  • Weitere Ziele und Vorteile werden deutlich aus einer Betrachtung der Beschreibung und Zeichnungen.
  • Kurze Beschreibung der Zeichnungen
  • Die vorliegende Erfindung wird besser verständlich, wenn man die folgende detaillierte Beschreibung unter Bezug auf die begleitenden Zeichnungen liest, wobei gleiche Bezugszeichen sich durchgängig auf gleiche Elemente beziehen und in denen:
  • 1 eine detaillierte Seitenansicht der weiblichen Brust ist;
  • 2 Beispiele des Fortschreitens duktaler Karzinome und lobularer Karzinome im Milchkanal- und Drüsengewebe der Brust zeigt;
  • 3 die gemessenen Werte der dielektrischen Konstante und elektrischen Leitfähigkeit für normales Brustgewebe und Brusttumor in drei verschiedenen Studien zeigt. Die Studie, die mit B bezeichnet ist (Burdette) wurde mit Messungen durch die Brusthaut durchgeführt, wodurch die Unterschiede zwischen den anderen Studien, bezeichnet mit C und J, erklärt werden können;
  • 4 zeigt den gemessenen Wassergehalt von Brustfett, Drüsen/Bindegewebe, gutartigem Fibroadenom und Brustkrebs (von Campbell und Land, 1992);
  • 5 zeigt ein System gemäß der vorliegenden Erfindung zum Aufheizen der Brust unter Kompression;
  • 6 zeigt die Patientin in Bauchlage, wobei die Brust komprimiert und eine E-Feld-Sonde in einer gewünschten Fokustiefe in der Brust eingeführt ist;
  • 7 zeigt die berechnete fokale Mikrowellenenergie als Funktion der komprimierten Brustgewebedicke;
  • 8 zeigt eine dreidimensionale Ansicht der Computer-simulierten einander gegenüberstehenden Mikrowellenleiter-Applikatoren, die verwendet werden, um die Brust zu erwärmen;
  • 9 zeigt eine berechnete Seitenansicht des 915 MHz-spezifischen Absorptionsraten (SAR)-Aufheizmusters in homogenem normalen Brustgewebe mit zentralem Fokus;
  • 10 zeigt eine berechnete Ansicht von oben des 915 MHz SAR-Aufheizmusters in homogenem normalen Brustgewebe mit zentralem Fokus;
  • 11 zeigt eine berechnete Endansicht des 915 MHz SAR-Aufheizmusters in homogenem normalen Brustgewebe mit zentralem Fokus;
  • 12 zeigt eine berechnete Ansicht von oben des 915 MHz SAR-Aufheizmusters, wenn es zwei simulierte Brusttumore gibt, von denen jeder einen Durchmesser von 1,5 cm hat und die 5 cm voneinander entfernt sind. Die 50% SAR-Konturen sind mit den Tumoren in einer Linie, was die selektive Erwärmung anzeigt; und
  • 13 zeigt einen berechneten linearen Schnitt durch das 915 MHz SAR-Aufheizmuster (durch die Mittelebene der 12), wenn es zwei simulierte Brusttumore gibt, die jeweils einen Durchmesser von 1,5 cm haben und 5 cm voneinander entfernt liegen. Die SAR hat scharte Spitzen, die mit den Tumoren in einer Linie liegen, was die selektive Erwärmung anzeigt.
  • Detaillierte Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform
  • Dielektrische Eigenschaften des Brustgewebes
  • Eine detaillierte Seitenansicht der weiblichen Brust ist in 1 gezeigt (Mammographie – A User's Guide, National Council on Radiation Protection and Measurements, NCRP Report Nr. 85, 1. August 1987, Seite 6). Die Menge an Drüsengewebe und Fettgewebe in der Brust kann stark variieren, von überwiegendem Fettgewebe bis zu extrem dichtem Düsengewebe. Brustkrebszellen, die Zellen mit hohem Wassergehalt sind, bilden sich üblicherweise in den Milchgängen und den Drüsengewebeläppchen, wie in 2 dargestellt (nach Dr. Susan Love's Breast Book, Addison Wesley, Mass., 1990, Seiten 191–196). Das erste Anzeichen eines abnormalen Zellwachstums in dem Milchgang wird als intraduktale Hyperplasie bezeichnet, gefolgt von einer intraduktalen Hyperplasie mit einer Atypie. Wenn die Milchgänge fast voll werden, wird dieser Zustand als intraduktales Karziom in situ (DCIS) bezeichnet. Diese drei Zustände werden als präkanzerös be zeichnet. Wenn schließlich die duktalen Karzinome die Milchgangwand durchbrechen, bezeichnet man die Läsion als invasiven duktalen Krebs. Krebs bildet sich auf dieselbe Art und Weise in den Milchdrüsenlappen der Brust. Alle obigen Zellen werden oft als einen hohen Wassergehalt aufweisend bezeichnet mit Ausnahme des reinen Fettgewebes (geringer Wassergehalt) und reinen Drüsen/Bindegewebes (niedriger bis mittlerer Wassergehalt) innerhalb der Brust.
  • Mikrowellenstrahlung im industriellen, wissenschaftlichen und medizinischen (Industrial, Scientific, Medical = ISM) Band von 902 bis 928 MHz wird üblicherweise in kommerziellen klinischen Hyperthermiesystemen verwendet und ist das primäre Frequenzband, das hier betrachtet werden soll. Es existiert sehr wenig detaillierte Information über die Mikrowellenerwärmung weiblichen Brustgewebes – es ist jedoch wohl bekannt, dass Karzinome in der Brust im Vergleich zu umgebendem, normalem Brustgewebe selektiv erwärmt werden. Es gibt hierzu die folgenden vier Hauptartikel: 1) Chaudhary et al., Indian Journal of Biochemistry and Biophysics, Vol. 21, Seiten 76–79, 1984; 2) Joines et al., Medical Physics, Vol. 21, Nr. 4, Seiten 547–550, 1994; 3) Surowiec et al., IEEE Transactions on Biomedical Engineering, Vol. 35, Nr. 4, Seiten 257–263, 1988 und 4) Campbell and Land, Physics in Medicine and Biology, Vol. 37, Nr. 1, Seiten 193–210, 1992. Ein weiterer Artikel, Burdette, AAPM Medical Physics Monographs, Nr. 8, Seiten 105, 130, 1982 hat Daten für Brustgewebe gemessen, diese Daten waren jedoch durch die Haut hindurch gemessen und sind möglicherwreise für das Brustgewebe selbst nicht repräsentativ. Die dielektrischen Eigenschaften werden üblicherweise als dielektrische Konstante und elektrische Leitfähigkeit angegeben, wie für das normale Brustgewebe und einen Brusttumor in 3 dargestellt. Bei 915 MHz beträgt, wenn man die Daten aus der Burdette-Studie verwendet, die mittlere dielektrische Konstante einer normalen Brust 12,5 und die mittlere Leitfähigkeit ist 0,21 S/m. Demgegenüber ist für den Brusttumor die mittlere dielektrische Konstante 58,6 und die mittlere Leitfähigkeit ist 2,03 S/m. Zu beachten: Die Daten aus den Chaudhary et al (C) und den Joines et al (J) Studien sind bei Raumtemperatur (25°C) gemessen. Es ist zu beachten, dass die dielektrische Konstante mit steigender Temperatur im Allgemeinen abnimmt und die elektrische Leitfähigkeit zunimmt. Die dielektrischen Parameter der normalen Brust und des Brusttumors sind ähnlich zu Fettgewebe mit geringem Wassergehalt bzw. Muskelgewebe mit hohem Wassergehalt. Es sollte beachtet werden, dass das normale Brustgewebe eine Mischung aus Fett, Drüsen und Bindegewebe enthält. Detaillierte Information über 17 Gewebetypen, einschließlich Haut, Muskel und Fett ist in einem Artikel von Gabriel et al, Phys. Med. Biol., Vol. 41, Seiten 2271–2293, 1993, enthalten. Der Artikel von Surowiec et al. enthält detaillierte Information über ausgewählte Drüsen, Milchgang, Fett und kanzeröse Gewebe, aber sie haben nur die Parameter im Bereich von 20 kHz bis 100 MHz gemessen. Es ist möglich, die elektrischen Eigenschaften des Brustgewebes bei 915 MHz aus Daten abzuschätzen, die bei 100 MHz gemessen wurden. Dem Anmelder sind keinerlei gemessene Daten über dielektrische Parameter für reine Gang- und Drüsengewebe der Brust bei der interessierten Frequenz, nämlich 915 MHz, bekannt.
  • Der Artikel von Campbell und Land hat dielektrische Parameterdaten bei 3,2 GHz gemessen und den Prozentgehalt an Wasser von Brustfett, Drüsen und Bindegewebe, gutartigen Tumoren (einschließlich Fibroadenomen) und von malignen Tumoren. Ihre gemessenen Daten für den Wassergehalt in % können verwendet werden, um die relative Erwärmbarkeit von Brustgewebe zu beurteilen, d.h., Gewebe mit höherem Wassergehalt erwärmen sich schneller als solche mit niedrigem Wassergehalt. Der Bereich der Werte für den gemessenen Wassergehalt (nach dem Gewicht) ist der folgende: Brustfett (11 bis 31%), Drüsen und Bindegewebe (41 bis 76%), gutartige Tumore (62 bis 84%) und maligne Tumore (66 bis 79%), wobei ausgewählte Werte in 4 dargestellt sind. Es ist daher basierend auf dem Wassergehalt zu erwarten, dass gutartige Brustläsionen und Brusttumore sich signifikant schneller aufheizen als Drüsen-, Binde- und Fettgewebe der Brust. Typisch ist für eine elektrische Leitfähigkeit bei 3,2 GHz die beste Wahl an Messwerten folgende: Brustfett (0,11 bis 0,14 S/m), Drüsen- und Bindegewebe (0,35 bis 1,05 S/m), gutartige Tumore (1,0 bis 4,0 S/m) und bösartige Tumore (3,0 bis 4,0 S/m). Entsprechend tendiert die elektrische Leitfähigkeit von gutartigen und bösartigen Tumoren dazu, bis zu viermal höher zu sein als die von Drüsen- und Bindegewebe und bis zu 30 mal höher als die von reinem Fett. Diese Daten sind konsistent mit den elektrischen Leitfähigkeitsdaten, die bei 915 MHz von Chaudhary et al. und von Joines et al gemessen wurden und in 3 dargestellt sind.
  • Darüber hinaus hat Chaudhary 1984 elektrische Leitfähigkeitsdaten für normales Brustgewebe bei 3 GHz gemessen, wobei die Leitfähigkeit 0,36 S/m beträgt, konsistent mit dem Bereich (0,35 bis 1,05 S/m) für Drüsen und Bindegewebe gemessen von Campbell und Land bei 3,2 GHz. Demzufolge ist aus den besten vorhandenen Daten Brustfett von niedrigem Wassergehalt, Drüsen und Bindegewebe ist von niedrigem bis mittleren Wassergehalt und Brusttumore haben hohen Wassergehalt. Entsprechend wird erwartet, dass gutartige und bösartige Tumorzellen sich sehr viel schneller und auf sehr viel höhere Temperaturen aufheizen als die sie umgebenden Fett, Drüsen-, Milchgang- und Bindegewebszellen. In anderen Worten werden nur die mikroskopischen und die sichtbaren Tumorzellen vorzugsweise bei dieser Behandlung aufgeheizt und das umgebende Fett und die Drüsen-, Milchgang- und Bindegewebe werden von Hitzeschäden verschont.
  • Verfahren zum Aufheizen duktaler und glandularer Karzinome und des umgebenden Brustgewebes
  • 5 zeigt ein bevorzugtes System zum Erwärmen von Karzinomen in der intakten Brust, das ein adaptives Mikrowellen Phased-Array-Hyperthermiesystem mit E-Feld- und Temperaturrückkopplung verwendet. Um tiefergelegenes Gewebe verlässlich bei Mikrowellenfrequenzen aufzuheizen, ist es notwendig, den Körper (die Brust) mit zwei oder mehr kohärenten Applikatoren 100 zu umgeben, die von einem adaptiven Phased-Array-Algorithmus gesteuert werden. Der schwarze Kreis, bezeichnet als Fokus 190, repräsentiert einen Tumor oder ein gesundes Gewebe, das behandelt werden soll. In einer bevorzugten Ausführungsform wird eine E-Feld-Rückkopplungssonde 175 verwendet, um die Mikrowellenstrahlung zu fokussieren, und Temperaturrückkopplungssensoren 410, die an der Brusthautoberfläche befestigt sind, werden verwendet, um das Mikrowellenleistungsniveau anzupassen, um den Tumor auf eine gewünschte Temperatur aufzuheizen. Ein adaptives Zwei-Kanal-Phased-Array wird verwendet, um tiefergelegenes Gewebe innerhalb einer komprimierten Brust ähnlich der Geometrie, die in der Röntgenmammographie verwendet wird, aufzuheizen. Vorzugsweise wird die E-Feld-Sonde mit einem adaptiven Phased-Array-Algorithmus mit schneller Gradientensuche verwendet, wie dies in US-Patent Nr. 5,810,888 (Fenn) beschrieben ist, um die Mikrowellenstrahlung auf den Ort des Tumors zu zielen.
  • Zusätzlich werden luftgekühlte Wellenleiter-Applikator-Blenden vorzugsweise verwendet, um ein Heizmuster bereitzustellen, das große Volumina von Brustgewebe einschließlich Milchgang- und Drüsenkarzinome aufheizen kann. Die Luft zum Kühlen der Wellenleiterblenden kann gekühlt, klimatisiert oder auf Raumtemperatur sein. Basierend auf den Unterschieden in den dielektrischen Parametern bei 915 MHz zwischen Gewebe mit hohem Wassergehalt und normalem Brustgewebe wird erwartet, dass sich die Milchgang- und Drüsengewebe und anderen Läsionen mit hohem Wassergehalt schneller aufheizen als das normale Brustgewebe. Daher wird sich das behandelte Gebiet auf das Krebsgewebe mit hohem Wassergehalt (kanzerös und präkanzerös) und auf benigne Läsionen wie Fibroadenome und Zysten konzentrieren, während normales (gesundes) Brustgewebe verschont wird.
  • Der Körper oder die Brust wird zwischen zwei Kompressionsplatten 200 komprimiert, die aus einem Dielektrikum wie Plexiglas hergestellt sind, das für Mikrowellen transparent ist. Die Brustkompression hat eine Anzahl von möglichen Vorteilen für Hyperthermiebehandlungen an der intakten Brust. Die Verwendung von Brustkompression führt zu einer geringeren Eindringtiefe, die erforderlich ist, um die tiefe Mikrowellenerhitzung zu erreichen und sie reduziert den Blutstrom, was ebenfalls die Fähigkeit, das Gewebe zu erwärmen, erhöht. Eine Injektion eines Lokalanästhetikums wie Lidocain mit Ephinephrin oder eines Antiangiogens in das Brustgewebe kann verwendet werden, um ebenfalls den lokalen Blutfluss zu reduzieren. Das Komprimieren der Brust an eine flache Oberfläche verbessert die Grenzfläche und die Einkopplung des elektrischen Feldes zwischen dem Mikrowellen-Applikator und dem Brustgewebe und erlaubt es einem einzelnen Paar von Applikatoren, eine große Variationsbreite von Brustgrößen zu behandeln. Das Kühlen der Brustkompressionsplatten mit Luft während der Hyperthermiebehandlung, hilft weiterhin, die Möglichkeit von heißen Punkten an der Hautoberfläche zu reduzieren. Das Komprimieren der Brust, wobei sich die Patientin in Bauchlage befindet, wie beispielsweise während der 20 bis 40 minütigen stereotaktischen Nadelbrustbiopsieverfahren (Bassett et al., A Cancer Journal for Clinicians, Vol. 47, Seiten 171–190, 1997) maximiert die Menge an Brustgewebe innerhalb der Kompressionsvorrichtung. Leichte Kompression immobilisiert das Brustgewebe, so dass alle möglichen Komplikationen infolge einer Bewegung der Patientin verhindert werden. Die Kompressionsplatten 200, die kleine Öffnungen haben können, sind mit Röntgen- und Ultraschallbildgebungstechniken kompatibel, um die zentrale Drüsen/Milchgangregion exakt zu lokalisieren und bei der Platzierung des invasiven E-Feld-Sondensensors zu helfen. Der Grad an Kompression kann in einem Bereich von etwa 4 bis 8 cm variiert werden, um die Erträglichkeit für die Patientin während einer 20 bis 40 minütigen oder längeren Hyperthermiebehandlung zu gewährleisten. Eine Studie bezüglich des Patienten-Komforts der Brustkompression bei der Mammographie zeigt, dass die Mammographie bei nur 8% von 560 untersuchten Frauen schmerzhaft war (definiert als entweder sehr unbequem oder unerträglich). In dieser Studie lag die mittlere Kompressionsdicke bei 4,63 cm mit einer Standardabweichung (1 Sigma) von 1,28 cm (Sullivan et al., Radiology, Vol. 181, Seiten 355–357, 1991). Daher sind Hyperthermiebehandlungen unter leichter Brustkompression über 20 bis 40 Minuten oder länger machbar.
  • Vor der Hyperthermiebehandlung wird die Brust zwischen den Kompressionsplatten 200 komprimiert und ein einzelner invasiver E-Feld-Rückkopplungssensor 175 wird innerhalb des Bereichs des glandularen/duktalen/Tumorgewebes (Fokus 190) in die Brust eingeführt, parallel zu der Polarisation der Mikrowellen-Applikatoren 100. Die E-Feld-Sonde 175 wird verwendet, um die fokale E-Feld-Amplitude aufzuzeichnen, wenn die Phasenschieber angepasst werden, um gemäß eines adaptiven Phased-Array-Gradientensuche-Algorithmus das maximale Rückkopplungssignal zu empfangen. Nichtinvasive Temperatursonden 410 sind durch Kleben oder anderweitige Fixierung auf der Hautoberfläche der Brust gesichert, um die Hauttemperatur aufzuzeichnen. Die Temperatursonden sind typischerweise rechtwinklig zu der E-Feld-Polarisation orientiert, um nicht von der Mikrowellenenergie aufgeheizt zu werden. Das adaptive Phased-Array mit zwei Applikatoren gemäß der vorliegenden Erfindung zusammen mit der E-Feld-Rückkopplungssonde erlaubt, dass die Phasenschieber angepasst werden, so dass ein konzentriertes E-Feld erzeugt werden kann, das eine fokussierte Erwärmung in dem Gewebe in der Tiefe erlaubt wird.
  • Betrachtet man 6, liegt die Patientin in Bauchlage, wobei die Brust durch ein Loch in dem Behandlungstisch 210 hängt und die behandelte Brust 220 mittels flacher Kunststoffkompressionsplatten 200 komprimiert wird, wodurch das Brustgewebe immobilisiert wird, der Blutstrom reduziert wird und die erforderliche Eindringtiefe für die Mikrowellenstrahlung reduziert wird. Die Brustkompressionsplatten sind aus einem mikrowellentransparenten Kunststoffmaterial hergestellt und können eine oder mehrere Öffnungen von rechteckiger oder kreisförmiger Gestalt aufweisen, um eine Bildgebung des Brustgewebes und die Platzierung einer minimal invasiven E-Feld-Rückkopplungssonde 175 in der gewünschten fokalen Tiefe zu erlauben. Das Einführen der E-Feld-Rückkopplungssonde 175 kann unter der Führung eines Ultraschallmesswandlers durchgeführt werden. Um einen zusätzlichen Schutz gegen Hautschäden von den Mikrowellenfeldern zu erreichen, wird durch einen oder mehrere Ventilatoren zum Kühlen der Luft (hier nicht gezeigt) ein Luftstrom 180 bereitgestellt.
  • We in 5 gezeigt, werden zwei oder mehr Temperatur-Rückkopplungssondensensoren 410 an der Brusthautoberfläche befestigt und liefern die Temperaturrückkopplungssignale 400. Zwei luftgekühlte Mikrowellen-Wellenleiterapplikatoren 100 sind aneinander gegenüberliegenden Seiten der Kompressionsplatten 200 angeordnet. Ein 915 MHz Mikrowellenoszillator 105 ist an einem Knoten 107 geteilt und versorgt die Phasenschieber 120. Das Phasensteuerungssignal 125 steuert die Phase des Mikrowellensignals über den Bereich von 0 bis 360 elektrischen Graden. Das Mikrowellensignal vom Phasenschieber 120 wird an den Mikrowellenleistungsverstärker 130 ausgegeben, der durch ein von einem Computer erzeugtes Steuersignal 135 gesteuert ist, welches das anfängliche Mikrowellenleistungsniveau einstellt. Kohärente 915 MHz Mikrowellenenergie wird an die zwei Wellenleiter-Applikatoren 100 geliefert, während die Phasenschieber 120 in jedem Kanal angepasst werden, um die Mikrowellenenergie an dem E-Feld-Sondensensor 175 zu maximieren und zu fokussieren, so dass die Mikrowellenleistung an der Fokusposition 190 maximal wird. Dann beginnt die Behandlung.
  • Während der Hyperthermiebehandlung wird das Mikrowellenleistungsniveau, das an jeden der Applikatoren abgegeben wird, als ein Rückkopplungssignal 500 gemessen und die Leistungssteuerung wird entweder manuell oder automatisch angepasst, um die Hauttemperatur und die äquivalente thermische Dosis, die von den Hautsensoren 410 gemessen wird, zu steuern um hohe Temperaturen zu vermeiden, die Hautverbrennungen oder Blasen verursachen könnten. Die Menge der Brustkompression wird von den Brustkompressionsplatten so angepasst, wie es während der Behandlung erforderlich ist, um dem Patienten Komfort zu gewährleisten. Jedes Mal, wenn die Brustkompression angepasst wird, oder wenn die Brust neu positioniert wird, werden die Phasenschieber 120 neu justiert oder neu fokussiert, so dass der E-Feld-Sondensensor 175 die maximale Leistung empfängt. Die Gesamtmikrowellenenergie zeigt den Beginn der Behandlung, die an die Mikrowellen-Applikatoren abgegeben wurde, wird in den Computer 250 be rechnet und auf dem Computer-Bildschirm 260 während der Behandlung angezeigt. Die Behandlung ist beendet, wenn ein gewünschter Betrag der Gesamtmikrowellenenergie an die Mikrowellen-Applikatoren 100 abgegeben wurde. Als alternative Ausführungsform wird die Gesamtmikrowellenenergie, die aus dem E-Feld-Rückkopplungssignal 450, das von der E-Feld-Sonde 175 empfangen wurde, berechnet und wird verwendet, um die Dauer der Behandlung zu steuern. Um die Effektivität der Behandlung zu bestimmen, wird das Brustgewebe mittels Mammographiemitteln, einschließlich Röntgen und Magnetresonanzbildgebung abgebildet, bevor und nachdem die Gesamtmikrowellenenergiedosis verabreicht wurde, ebenso wie durch pathologische Ergebnisse von der Nadelbiopsie des Brustgewebes.
  • Als alternative Ausführungsform wird die einzelne invasive E-Feld-Sonde 175 durch zwei nichtinvasive E-Feld-Sonden 185 ersetzt, die an einander gegenüberliegenden Hautoberflächen angeordnet werden können. Die Gesamtleistung, die von den beiden nichtinvasiven E-Feld-Sonden gemessen wird, wird minimiert (wie in US-Patent Nr. 5,810,888), indem die Mikrowellenphasenschieber 120 angepasst werden, und dadurch wird ein fokussiertes E-Feld in einem zentralen Teil der Brust erzeugt. Mit dieser Ausführungsform gibt es keine Gefahr einer Infektion infolge einer eingeführten Sonde, es besteht kein Risiko, die Brusthaut zu vernarben durch die Prozedur des Durchstechens der Haut und des Einführens der Sonde und jedwedes Risiko, Krebszellen zu verbreiten, wenn die Sonde durch das Tumorbett hindurchdringt, wird vermieden. Darüber hinaus arbeitet das vorliegende Verfahren auch gut, wenn es keinen definierten einzigen Bereich gibt, da sowohl die Temperatur wie auch die E-Feld-Sonden auf der Brusthaut platziert werden können.
  • Vorzugsweise umfasst jeder Kanal (auf jeder Seite des Knotens 107) des Phased-Arrays einen elektronisch-variablen Mikrowellen-Leistungsverstärker 130 (0 bis 100 W), einen elektronisch variablen Phasenschieber 120 (0 bis 360°) und luftgekühlte, linear polarisierte, rechteckige Wellenleiterapplikatoren 100. Die Applikatoren 100 können beispielsweise das Modell Nr. TEM-2 der Firma Celsion Corporation, Columbia, MD, sein. Die Abmessungen der rechteckigen Blenden eines bevorzugten Paars von TEM-2 metallischen Wellenleiterapplikatoren sind 6,5 cm mal 13,0 cm.
  • Während die bevorzugte Ausführungsform Mikrowellenenergie bei etwa 915 MHz offenbart, kann die Frequenz der Mikrowellenenergie zwischen 100 MHz und 10 GHz liegen. Die Frequenz der Mikrowellenenergie sollte aus dem Bereich zwischen 902 MHz und 928 MHz gewählt werden. Tatsächlich können niedrigere Frequenzen der Energie verwendet werden, um kanzeröses Gewebe abzutragen oder zu verhindern.
  • Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform liegt die anfängliche Mikrowellenenergie, die an jeden Wellenleiterapplikator abgegeben wird, zwischen 20 und 60 Watt. Über die gesamte Behandlung des Gewebes kann die Mikrowellenleistung, die an jeden Wellenleiterapplikator abgegeben wird, über einen Bereich von 0 bis 150 Watt angepasst werden, um die gewünschte Mikrowellenenergiedosis zu geben und eine Überhitzung der Haut zu vermeiden.
  • Eine dielektrische Ladung der Seitenwände des rechteckigen Wellenleiterbereichs der Applikatoren 100 wird verwendet, um gute Impedanz-Anpassungsbedingungen für die TEM-Applikator-Mikrowellenstrahlung zu erhalten (Cheung et al., Radio Science, Vol. 12, Nr. 6(S) Supplement, Seiten 81–85, 1977); Gautherie (Editor), Methods of external hyperthermic heating, Springer-Verlag, New York, Seite 33, 1990). Luftkühlung durch die Wellenleiterblende wird mittels eines Ventilators (nicht gezeigt) erreicht, der hinter einer perforierten leitfähigen Abschirmung montiert ist, die als parallele reflektierende Masseebene für die Eingangsmonopolspeisung des Wellenleiters dient. Berücksichtigt man die Dicke der dielektrischen Platten, die in Kontakt mit den Wellenleiter-Seitenwänden sind, beträgt der effektive Querschnitt für die Luftkühlung etwa 6,5 cm mal 9,0 cm für den TEM-2-Applikator. Basierend auf den Unterschieden der dielektrischen Parameter bei 915 MHz zwischen Tumorgeweben mit hohem Wassergehalt und normalem Brustgewebe wird erwartet, dass die Milchgang- und Drüsenkarzinome mit hohem Wassergehalt sowie die gutartigen Läsionen sich schneller aufheizen als normales Brustgewebe. Daher wird sich die 50% SAR-Region auf das Gewebe mit hohem Wassergehalt (kanzeröses, prä-kanzeröses und benignen Läsionen einschließlich Fibroadenome und Zysten) konzentrieren, während normales Gewebe verschont wird.
  • Vorzugsweise kann eine invasive koaxiale Monopol-E-Feld-Sonde (halbfest RG-034) mit einem Außendurchmesser (OD) von 0,9 mm verwendet werden, wobei der innere Leiter sich über 1 cm erstreckt, um die Amplitude des elektrischen Feldes, das auf das Gewebe gerichtet ist, zu messen und das Rückkopplungssignal bereitzustellen, das gebraucht wird, um die notwendige relative Phase für die elektronischen Phasenschieber vor der Behandlung zu bestimmen. Koaxial gespeiste Monopol-Sonden dieser Art wurden verwendet, um exakte Messungen von linear polarisierten elektrischen Feldern in komprimierten Brustphantomen durchzuführen (Fenn et al., International Symposium on Electromagnetic Compatibility 17.–19. Mai 1994, Seiten 566–569, Journal of Hyperthermia, Vol. 10, Nr. 2, März-April, Seiten 189–208, 1994). Diese linear polarisierte E-Feld-Sonde wird innerhalb eines Teflon-Katheters mit einem Außendurchmesser von 1,5 mm eingeführt. Thermoelementsonden (Physitemp Instruments, Inc., Typ T Kupfer-Konstantan, eingeschlossen in einem 0,6 mm OD-Teflon-Katheter) wurden verwendet, um die lokale Temperatur in dem Tumor während der Behandlung zu messen. Diese Temperatur-Sonden haben eine Antwortzeit von 100 ms mit einer Genauigkeit von 0,1°C.
  • Erwärmungstests an komprimiertem lebenden Brustgewebe
  • Als Teil einer FDA-genehmigten Phase I klinischen Studie, die von dem Anmelder, Celsion Corporation, mit Beginn im Dezember 1999 durchgeführt wurde, wurden verschiedene freiwillige Patientinnen mit Brusttumoren, deren maximale Abmessungen zwischen 3 bis 6 cm variierten, mit einem adaptiven Mikrowellen-Phased-Array behandelt, bei dem sowohl die E-Feld wie auch die Temperatursonde in das Brustgewebe eingeführt wurden. Die Patientinnen empfingen eine 40-minütige Hyperthermiebehandlung und wurden etwa eine Woche später einer Mastektomie unterzogen. Die vorliegende klinische Studie schloss eine Messung der Leistung ein, die den Mikrowellen-Applikatoren zugeführt wurde, welche verwendet wurde, um die abgegebene Mikrowellenenergiedosis zu berechnen, aber nicht dazu verwendet wurde, um die Dauer der Behandlung zu steuern.
  • Die E-Feld-Sonde wurde mit dem adaptiven Phased-Array schnell beschleunigten Gradientensuche Algorithmus, der in US-Patent Nr. 5,810,888 (Fenn) offenbart ist, verwendet, um die Mikrowellenstrahlung am Ort des Tumors zu fokussieren. Die Temperatur, die von der invasiven Temperatursonde im Tumor gemessen wurde, wurde als Echtzeit-Rückkopplungssignal während der Behandlung verwendet. Dieses Rückkopplungssignal wurde verwendet, um die Mikrowellen-Ausgangsleistung der variablen Leistungsverstärker zu steuern, welche die fokale Temperatur am Ort des Tumors im Bereich von 43 bis 46°C einstellten und aufrecht erhielten. Die Leistung und Phase, die an die beiden Kanäle des Phased-Array gegeben wurden, wurden adaptiv angepasst, wobei Digital-Analogwandler unter Computer-Steuerung verwendet wurden.
  • Die Brustkompressionsplatten wurden aus einem Acrylmaterial (Plexiglas), welches ein Material mit geringen dielektrischen Verlusten ist und für Mikrowellenfelder beinahe transparent ist, hergestellt. Die Kompressionsplatten enthielten quadratische Ausschnitte (Öffnungen) mit etwa 5,5 cm Seitenlänge, die kleine Ultraschallmesswandler (mit einer nominalen Länge von 4 cm) aufnahmen, um die Platzierung der minimalen invasiven Sonden (E-Feld und Temperatur) zu unterstützen. Die Ausschnitte erlaubten auch einen verbesserten Luftzustrom zum Kühlen der Haut.
  • Basierend auf den Ergebnissen dieser neuen Mikrowellenhyperthermie-Kliniktests mit der adaptiven Mikrowellen-Phased-Array-Behandlung, haben die Anmelder erkannt, dass in lebendem Brustgewebe, das auf 4,5 bis 6,5 cm komprimiert ist, eine Mikrowellenenergiedosis von zwischen 1,38 kJ (Kilo Joules oder äquivalent kW-Sekunden) und 192 kJ eine äquivalente thermische Dosis zwischen 24,5 Minuten und 67,1 Minuten entsprechen 43°C erzeugt, wie dies in der unten stehenden Tabelle 1 aufgeführt ist.
  • Figure 00240001
    Tabelle 1. Äquivalente thermische Dosis (Minuten) und Gesamt-Mikrowellenenergie (kJoules), die in den vier Test am komprimierten lebenden Brustgewebe verabreicht wurden.
  • Demzufolge kann die Gesamt-Mikrowellenenergiedosis verwendet werden, um die erforderlich Aufheizzeit abzuschätzen. Das heißt, der Anmelder hat erkannt, dass ein nicht invasives äquivalentes Temperaturfühlermittel die invasiven Temperatursonden ersetzen könnte und dass die Gesamt-Mikrowellenenergiedosis verlässlich verwendet werden könnte, um die Dauer der Behandlung zu steuern. In Tabelle 1 beträgt die mittlere thermische Dosis 45,1 Minuten und die mittlere Gesamt-Mikrowellenenergie beträgt 169,5 kJ. Bei diesen vier Tests variiert der maximale Energiewert (192,0 kJ) nur um 13% von dem Durchschnitt und der minimale Energiewert (138,0 kJ) weicht um nur 14% vom Durchschnitt ab. Die Brustkompression, die in diesen Tests verwendet wurde, reduziert wie oben erwähnt, den Blutstrom, wodurch wahrscheinlich die Effekte des Blutstroms auf die erforderlichen Mikrowellenenergie für die Behandlung eliminiert werden und was möglicherweise die geringe Abweichung in der erforderlichen Energie für diese Tests erklärt. Die Anmelder haben auch erkannt, dass eine Bildgebung nach der Behandlung für diese vier Tests typisch signifikante Schäden am Tumor, aber wenig oder keine Schäden an der Haut, dem Brustfett und den normalen Drüsen-, Milchgang- und Bindegeweben zeigten.
  • Entsprechend einer bevorzugten Ausführungsform des Verfahrens liegt die Gesamt-Mikrowellenenergie, die an die Mikrowellen-Applikatoren abgegeben wird, um die Beendigung der Behandlung zu bestimmen, zwischen 25 kJ und 250 kJ. Der Gesamtbetrag der Mikrowellenenergiedosis, die jedes kanzeröse und prä-kanzeröse Gewebe zerstören würde, würde bei etwa 175 kJ liegen. Allerdings kann unter bestimmten Umständen die erforderliche Mikrowellenenergiedosis sogar bei nur 25 kJ liegen.
  • Die untenstehende Tabelle 2 führt die Brustgewebe-Kompressionsdicke für die vier Tests auf. Es sollte beachtet werden, dass die geringste Kompressionsdicke (4,5 cm) der geringsten erforderlichen Energiedosis (138 kJ), die abgegeben wurde, entspricht, wobei beides in Test 4 auftrat. Wie die Anmelder erkannt haben, und wie im Folgenden theoretisch bewiesen werden wird, können geringere Kompressionsdicken eine geringe re Mikrowellenenergiedosis (im Vergleich zu größeren Kompressionsdicken) für effektive Behandlungen beim Verhindern oder Zerstören kanzeröser, prä-kanzeröser oder benigner Läsionen erfordern.
    Brust-Kompressionsdicke (cm)
    Test 1 6,5
    Test 2 6,5
    Test 3 6
    Test 4 4,5
    Tabelle 2. Brust-Kompressionsdicke für die vier Tests an komprimiertem lebendem Brustgewebe.
  • Aus diesen klinischen Studien wird deutlich, dass es wichtig ist, ein geeignetes anfängliches Mikrowellen-Leistungsniveau (P1, P2), das an jeden Applikator ausgegeben wird, auszuwählen und auch eine geeignete Mikrowellenphase zwischen den beiden Applikatoren, um die Energie in dem zu behandelnden Bereich zu fokussieren. Aus den Experimenten mit der komprimierten Brust wurden die folgenden Daten für die vier Tests wie in Tabelle 3 aufgelistet erhalten:
  • Figure 00260001
    Tabelle 3. Anfängliche Mikrowellenleistungen und anfängliche Mikrowellenphase zum Fokussieren der Strahlung in komprimiertem lebendem Brustgewebe.
  • Wie aus den Tabellen 1 und 3 erkennbar, war eine anfängliche Mikrowellenleistung von 30 bis 40 Watt für jeden Applikator ausreichend, um signifikante thermische Dosen zu erzielen. Weiterhin variierte die anfängliche relative Mikrowellenphase zwischen den Applikatoren von –10 elektrischen Grad bis –180 elektrischen Grad und folgt keinem definitiven Trend, was beweist, dass es notwendig ist, die Mikrowellenstrahlung immer mit einem E-Feld-Sensor zu fokussieren.
  • Für eine vergleichbare Kompressionsdicke, 6,5 bzw. 6,0 cm in den Tests 2 bzw. 3, wurde das Mikrowellen-Leistungsniveau während der ersten paar Minuten der Behandlung konstant gehalten, um den linearen Temperaturanstieg in dem Tumor zu bestimmen – dies ermöglicht in der Tat eine Messung der SAR. Es wurde für eine Leistung von 30 Watt gefunden, dass es 2,5 Minuten dauert, eine Temperaturerhöhung im Tumor um 1°C zu erzielen. Für eine Leistung von 40 Watt dauerte es nur 1,5 Minuten, um einen Temperaturanstieg von 1°C zu erreichen.
  • Während der Hyperthermiebehandlung ist es notwendig, die Hauttemperatur aufzuzeichnen, so dass diese nicht signifikant über 41°C über mehr als einige Minuten ansteigt. Die äquivalente thermische Dosis für die Haut kann berechnet werden (Sapareto et al., International Journal of Radiation Oncology Biology Physics, Vol. 10, Seiten 787–800, 1984) und kann als Rückkopplungssignal verwendet werden. Typischerweise ist es notwendig, es zu vermeiden, mehr als ein paar äquivalente Minuten thermischer Dosis zu geben. Gemäß der vorliegenden Erfindung wird vermieden, hohe Hauttemperaturen zu erreichen, indem die jeweiligen Leistungen (P1, P2), die an die Applikatoren während der Behandlung abgegeben werden, durch manuelle oder automatische Computersteuerung angepasst werden.
  • Die Anmelder haben erkannt, dass Doppler-Ultraschall verwendet werden kann, um den Blutstrom in Tumoren und dem umgebenden Brustgewebe vor oder während der Behandlung zu messen, um die Mikrowellenenergiedosis zu planen und anzupassen. Beispielsweise ist eine geringere Energiedosis erforderlich, wenn die Tumorblutflussrate reduziert ist, was auftreten kann, wenn die Brust komprimiert ist und/oder wenn der Tumor auf therapeutische Temperaturen erhitzt ist. Alternativ können der Wassergehalt und die dielektrischen Parameter des Brusttumorgewebes aus den Nadelbiopsien gemessen werden und dazu verwendet werden, um vor der Behandlung die erforderliche Mikrowellenenergiedosis festzulegen. Beispielsweise würde ein höherer Wassergehalt und eine höhere elektrische Leitfähigkeit in dem Tumor den Betrag der erforderlichen Mikrowellenenergiedosis reduzieren.
  • Zusätzlich zu den obigen Variablen beeinflusst die Größe des Tumors die erforderliche Mikrowellenenergiedosis. Größere Tumore können schwieriger aufgeheizt werden als kleinere Tumore und erfordern eine größere Mikrowellenenergiedosis. Eine anfängliche Behandlungsplanungssitzung, die eine Abgabe von niedriger Dosis an Mikrowellenenergie beinhaltet, um die Erwärmbarkeit des Tumors zu beurteilen, gefolgt von der vollständigen Behandlung mit der vollen erforderlichen Mikrowellenenergiedosis kann durchgeführt werden.
  • Vereinfachte Mikrowellenstrahlungstheorie
  • Mikrowellenenergie von Hyperthermie-Applikatoren im Nahfeld eines Körpers strahlt als sphärische Welle ab, wobei die Amplitude des elektrischen Feldes teilweise umgekehrt proportional zur radialen Entfernung vom Applikator variiert. Zusätzlich fällt die Amplitude als Exponentialfunktion des Produkts der Dämpfungskonstante α des Körpergewebes und der durchlaufenen Distanz (oder Tiefe) d innerhalb des Körpers. Die Phase des elektrischen Feldes variiert linear mit der Distanz gemäß dem Produkt der Phasenausbreitungskonstante β und der Distanz d. Zur Vereinfachung werden hier zwei einander gegenüberstehende Applikatoren unter der Annahme analysiert, dass die Applikatorstrahlung durch eine ebene Welle angenähert werden kann. Mathematisch ist das elektrische Feld der ebenen Welle in Abhängigkeit von der Tiefe im Gewebe durch E(d) = E0 exp(–αd)exp(–iβd) gegeben, wobei E0 das elektrische Feld an der Oberfläche ist (im Allgemeinen repräsentiert durch eine Amplitude und einen Phasenwinkel) und i die Imaginärzahl (Field and Hand, An Introduction to the Practical Aspects of Clinical Hyperthermia, Taylor & Francis, New York, Seite 263, 1990).
  • Elektromagnetische Energie von einer ebenen Welle bei der Mikrowellenenergie von 915 MHz wird mit einer Rate von etwa 3 dB pro cm in Gewebe mit hohem Wassergehalt, wie Milchgang- oder Drüsenbrusttumor gedämpft, und mit etwa 1 dB pro cm in normalem Brustgewebe. Demzufolge wird bei einem einzelnen abstrahlenden Applikator ein signifikanter Bruchteil seiner Mikrowellenenergie von dem dazwischenliegenden Oberflächenkörpergewebe im Vergleich zu der Energie, die in das tiefergelegene Gewebe eingestrahlt wird, absorbiert, wodurch sehr wahrscheinlich ein heißer Punkt in dem Oberflächengewebe erzeugt wird. Da eine Kühlung der Hautoberfläche entweder mit Luft oder Wasser das Gewebe nur bis zu einer maximalen Tiefe von etwa 0,25 bis 0,5 cm schützen kann, ist es erforderlich, um heiße Punkte zu vermeiden, einen zweiten phasen-kohärenten Applikator zu verwenden, der dieselbe Mikrowellenstrahlen-Amplitude hat wie der erste Applikator. Der zweite phasen-kohärente Applikator kann theoretisch die Leistung (und damit die Energie), die in das tiefe Gewebe abgegeben wird, um den Faktor vier im Vergleich zu einem einzelnen Applikator erhöhen (Field and Hand, Seite 290, 1990).
  • Die Phasen-Charakteristik der elektromagnetischen Strahlung von zwei oder mehr Applikatoren (bekannt als Phased-Array) kann einen wesentlichen Effekt auf die Verteilung der Leistung, die an verschiedene Gewebe abgegeben wird, haben. Die relative spezifische Absorptionsrate (SAR) im homogenen Gewebe kann angenähert werden durch das Quadrat der Amplitude des elektrischen Feldes |E|2. Die SAR ist proportional zu dem Temperaturanstieg über einen gegebenen Zeitintervall. Ein vereinfachter Fall, nämlich homogenes Brustgewebe, in dem die Mikrowellenstrahlung an einem zentralen Gewebeort fokussiert ist, ist im Detail unten beschrieben. Wie in einem Artikel von Fenn et al., International Symposium on Electromagnetic Compatibility, Sendai, Japan, Vol. 10, Nr. 2, 17.–19. Mai 1994, Seiten 566–569 beschrieben, können die Effekte der vielfachen Mikrowellensignalreflexionen innerhalb des Brustphantoms vernachlässigt werden.
  • Die Wellenlänge in homogenem, normalen Brustgewebe (mit einer genäherten dielektrischen Konstante von 12,5 und einer elektrischen Leitfähigkeit von 0,21 S/m, wobei die Werte von Chaudhary et al., 1984 und Joines et al., 1994 Bemittelt wurden) liegt bei et wa 9,0 cm bei 915 MHz, und der Mikrowellenverlust ist (1 dB/cm). Die Dämpfungskonstante α ist 0,11 Radians/cm und die Ausbreitungskonstante β ist 0,69 Radians/cm. Für eine Phantomdicke von 4,5 cm ist das elektrische Feld eines einzelnen Applikators, der auf der linken Seite strahlt, E0 an der Oberfläche, –i0,8E0 (wobei i eine 90-Grad-Phasenverschiebung präsentiert) in der zentralen Position (2,25 cm tief) und –0,6E0 an der rechten Oberfläche. Kombiniert man zwei phasenkohärente Applikatoren, führt dies zu einem Wert für das elektrische Feld von 0,4E0 an beiden Oberflächen und von –i1,6E0 an der zentralen Position (2,25 cm Tiefe). Daher ist für die Brust eine signifikant niedrigere SAR an der Oberfläche, und zwar um einen Faktor 16 im Vergleich zu der zentralen SAR. Die 180-Grad-Phasenverschiebung, die das Mikrowellenfeld erfährt, wenn es durch 4,5 cm Brustgewebe übertragen wird, löscht oder nullt das Feld, das in das Gewebe mit der 0-Grad-Phasenverschiebung eintritt, teilweise. Infolge destruktiver Interferenz der Mikrowellen in einiger Entfernung von dem zentralen Fokus können tiefere Temperaturen in dem oberflächlichen Brustgewebe erwartet werden. Die Messung und das Erzwingen einer niedrigen SAR auf den einander gegenüberliegenden Hautoberflächen fokussiert die Mikrowellenenergie effektiv im Inneren der Brust.
  • Das adaptive Phased-Array-System gemäß der vorliegenden Erfindung verwendet zwei Mikrowellenkanäle, die von einem gemeinsamen Oszillator 105 gespeist werden, und umfasst zwei elektronisch einstellbare Phasenschieber 120, um die Mikrowellenenergie an der E-Feld-Rückkopplungssonde 175 zu fokussieren. Dieses adaptive Phased-Array-System hat signifikante Vorteile gegenüber einem nichtadaptiven Phased-Array. Ein nichtadaptives Phased-Array mit zwei Kanälen könnte theoretisch einen Nullwert, ein Maximum oder einen dazwischenliegenden Wert für das E-Feld erzeugen, in Abhängigkeit davon, ob die zwei Wellen 180° phasenverschoben, vollständig in Phase oder teilweise phasenverschoben sind. Das heißt, die Mikrowellenphase, die an die Mikrowellen-Applikatoren abgegeben wird, kann gemäß der vorliegenden Erfindung zwischen –180 Grad und +180 Grad vor und während der Behandlung angepasst werden, um ein fokussiertes Feld im Brustgewebe zu erzeugen.
  • Weil das adaptive Phased-Array gemäß der vorliegenden Erfindung automatisch das E-Feld in Gegenwart aller streuenden Strukturen in dem Gewebe fokussiert, sollte diese Art von Array eine verlässlichere tiefe fokussierte Aufheizung ermöglichen im Vergleich zu manuell angepassten oder durch eine Planung vor der Behandlung gesteuerte Phased-Arrays, wie in US-Patent 4,589,423 (Turner) beschrieben. Weiterhin verwendet das adaptive Phased-Array-System gemäß der vorliegenden Erfindung keine invasive Temperatursonde, die das E-Feld am Ort des Tumors streuen oder verändern könnte.
  • Berechnung der Mikrowellenenergie
  • Die Aufnahme elektrischer Energie wird üblicherweise in Einheiten von Kilowatt-Stunden ausgedrückt. Mathematisch wird der Ausdruck für die Mikrowellenenergie W, die von einem Applikator abgegeben wird, gegeben durch (Vitrogan, Elements of Electric and Magnetic Circuits, Rinehart Press, San Francisco, Seiten 31–34, 1971): W = ΔtΣPi (1)
  • In der obigen Gleichung bezeichnet Δt die konstanten Intervalle (in Sekunden), in denen Mikrowellenleistung gemessen wird und die Summation Σ erfolgt über das vollständige Behandlungsintervall mit der Leistung (in Watt) in dem iten Intervall bezeichnet mit Pi.
  • Die Mikrowellenenergie W hat Einheiten von Watt-Sekunden, was man auch als Joules bezeichnet. Wenn beispielsweise in drei aufeinanderfolgenden 60 Sekunden-Intervallen die Mikrowellenleistung 30 Watt, 50 Watt bzw. 60 Watt beträgt, dann wird die Gesamtmikrowellenenergie, die in 180 Sekunden gegeben wird, berechnet zu W = 60 (30 + 50 + 60) = 8400 Watt-Sekunden = 8.400 Joules = 8,4 kJ.
  • Um die fokussierte Energie pro Zeiteinheit W' (wobei ' die erste Ableitung bedeutet), die in einer zentralen Position in einem homogenen Brustgewebe mit variierender Dicke (bezeichnet durch D) durch zwei einander gegenüberstehende Applikatoren gegeben wird, besser zu verstehen, betrachte man die folgende Berechnung. P1 und P2 seien die Leistung, die jeweils von den beiden Applikatoren abgegeben wird. Das elektrische Feld, das von jedem Applikator abgestrahlt wird, ist proportional zur Quadratwurzel der Leistung, die an den Applikator geliefert wird. Nimmt man Symmetrie an, sind die abge strahlten Felder in der zentralen fokussierten Position von den beiden Applikatoren aus gesehen in Phase. Nimmt man gleiche Leistung für jeden Applikator an, d.h. P1 = P2 = P, und eine Bestrahlung mit ebenen Wellen, dann wird die fokussierte Energie pro Zeiteinheit in der zentralen Tiefe ausgedrückt als W'(D) = |E|2 = 4Pexp(–αD). (2)
  • Gleichung (2) wurde verwendet, um die fokussierte 915 MHz-Energie pro Zeiteinheit in der zentralen Tiefe normalen Brustgewebe, das in der Dicke zwischen 4 cm und 8 cm variiert und eine Dämpfungskonstante gleich 0,11 Radians/cm aufweist, zu berechnen, wie in Tabelle 4 und 7 gezeigt.
    Kompressionsdicke (cm) Relative Energie im Fokus
    4,0 0,643
    4,25 0,626
    4,50 0,608
    4,75 0,592
    5,00 0,576
    5,25 0,560
    5,50 0,545
    5,75 0,530
    6,00 0,516
    6,25 0,502
    6,50 0,488
    6,75 0,475
    7,00 0,462
    7,25 0,449
    7,50 0,437
    7,75 0,425
    8,00 0,413
    Tabelle 4. Relative Mikrowellenenergie im zentralen Fokus in simuliertem normalen Brustgewebe für zwei einander gegenüberliegende ebene 915 MHz Wellen.
  • Es kann auch gezeigt werden, dass für ein gegebenes Leistungsniveau eine höhere Energie im Fokus auftritt, wenn die Position des Fokus sich in Richtung auf die Haut bewegt.
  • Berechnung der äquivalenten thermischen Dosis
  • Die kumulative oder gesamte äquivalente thermische Dosis in Bezug auf 43°C wird als eine Summation berechnet (Sapareto, et al., International Journal of Radiation Oncology Biology Physics, Vol. 10, Seiten 787–800, 1984): t43°C äquivalente Minuten = ΔtΣR(43-T), (3)wobei Σ die Summation über eine Reihe von Temperaturmessungen während der Behandlung ist, T die Reihe von Temperaturmessungen (T1, T2, T3, ...) ist, Δt das konstante Zeitintervall zwischen den Messungen ist (Einheiten von Sekunden und umgerechnet in Minuten), R gleich 0,5 ist, wenn T > 43°C und R gleich 0,25 ist, wenn T < 43°C ist. Die Berechnung der äquivalenten thermischen Dosis ist nützlich, um jedweden möglichen Schaden an dem Brustgewebe und der Haut zu beurteilen.
  • Detaillierte Berechnungen zur mikrowellen-spezifischen Absorptionsrate in simuliertem Brustgewebe
  • Um das Erwärmungsmuster in normalem Brustgewebe und in normalem Brustgewebe mit einem Tumor, der einer Mikrowellenbestrahlung ausgesetzt ist, abzuschätzen, wurden dreidimensional spezifische Absorptionsraten (SAR)-Erwärmungsmuster berechnet, wobei eine Finite-Differenz-Zeitdomainentheorie und Computer-Simulationen verwendet wurden (Taflove, Computational Electrodynamics: The finite-difference time-domain method, Artech House, Inc., Norwood, Massachusetts, Seite 642, 1995). Wie in 7 dargestellt, wurden diese Simulationen durchgeführt, indem zwei einander gegenüberste hende TEM-2 Wellenleiterapplikatoren (Celsion Corp., Columbia, Maryland), die bei 915 MHz arbeiten, modelliert wurden. Die Applikatoren waren kohärent kombiniert, um den eingestrahlten Strahl in der Mittelposition in 6 cm dickem homogenen normalen Brustgewebe (einer Mischung aus Fett und Drüsengewebe) zu fokussieren. Es wird angenommen, dass die Applikatoren durch dünne Platten von Plexiglas hindurch strahlen, welche die Platten simulieren, die für die Brustkompression in dem adaptiven Phased-Array-Brusthyperthermie-System verwendet werden.
  • Jeder metallische Wellenleiter ist an den Seitenwänden mit hohem dielektrischen Material beladen, das verwendet wird, um die Strahlung in der Wellenleiterblende anzupassen und zu formen. Die Wellenleiterapplikatoren sind linear polarisiert mit der Anordnung des E-Felds in y-Richtung der 8. Eine flache Platte von 3 mm dicken Plexiglas ist jedem Applikator benachbart und parallel zu der Wellenleiterblende. Zwischen den zwei einander gegenüberliegenden TEM-2 Applikatoren liegt ein 6 cm dickes homogenes Phantom für normales Brustgewebe. Das übrige Volumen ist mit würfelförmigen Zellen gefüllt, die Luft simulieren.
  • Die SAR-Verteilungen wurden berechnet, indem die elektrische Feldamplitude quadriert wurde und mit der elektrischen Leitfähigkeit des Gewebes multipliziert wurde. Die SAR wird häufig in Pegeln beschrieben (50% wird üblicherweise als die effektive Heizzone bezeichnet) in Bezug auf den maximalen SAR-Wert von 100%. Die SAR ist proportional zu dem anfänglichen Temperaturanstieg pro Zeiteinheit, wenn man Blutstrom und thermische Leitfähigkeitseffekte vernachlässigt.
  • Die SAR-Muster wurden in drei Hauptebenen (xy, xz, yz), wie in den 9 bis 13 für homogenes normales Brustgewebe gezeigt, berechnet. Das SAR-Seitenansichtsmuster (xy-Ebene, z = 0,75% und 50% Umrisse) in homogenem normalem Brustgewebe ist in 9 gezeigt. Das Muster ist generell glockenförmig und zwischen den TEM-2 Applikatoren zentriert. 10 zeigt das Draufsicht-SAR-Muster (xz-Ebene, y = 0,75% und 50% Umrisse). Das Muster zeigt eine kleine, elliptisch geformte 75% SAR-Region, die von einem dreilappig geformten elliptischen 50% SAR-Bereich umgeben ist. Die geringe Größe des 75% SAR ist zurückzuführen auf die Modenform des abgestrahlten E-Felds für diese Art von Applikator. 11 zeigt die Endansicht (yz-Ebene, x = 0) des SAR- Musters (75% und 50% Umrisse). Das Muster zeigt eine kleine kreisförmige 75% SAR-Region, die von einem dreilappig geformten elliptischen 50% SAR-Bereich umgeben ist, der in etwa die Größe der Wellenleiterblende aufweist.
  • Die Ergebnisse, die in den 9 bis 11 dargestellt sind, zeigen, dass ein großes Volumen von Gewebe tief im Inneren der Brust durch das adaptive Phased-Array mit TEM-2-Wellenleiter-Applikatoren erwärmt werden kann, wobei die oberflächlichen Gewebe nicht wesentlich erhitzt werden. Jedes Gewebe mit hohem Wassergehalt, das diesem großen Heizfeld ausgesetzt ist, wird im Vergleich zu den umgebenden normalen Brustgewebe vorzugsweise erhitzt werden. Um die selektive (vorzugsweise) Erwärmung zu demonstrieren, wurden zwei kugelförmige simulierte Tumore mit einem Durchmesser von 1,5 cm (dielektrische Konstante 58,6, elektrische Leitfähigkeit 1,05 S/m) in dem normalen Brustgewebe mit einem Abstand von 5 cm eingebettet und die FDTD-Kalkulation für die Ansicht von oben ist in 12 gezeigt. Vergleicht man dieses Ergebnis mit 10, so ist klar, dass das SAR-Muster sich signifikant verändert hat und dass die zwei Tumorregionen mit hohem Wassergehalt selektiv aufgeheizt werden. Um die Schärfe dieser selektiven Erwärmung zu zeigen, ist das berechnete SAR-Muster entlang der z-Achse bei x = 0 cm in 13 gezeigt. Es existiert eine scharfer Peak, der bei den Positionen der beiden Tumoren angeordnet ist und wiederum die selektive Erwärmung des Karzinoms mit hohem Wassergehalt im Vergleich zu dem umgebenden normalen Brustgewebe zeigt. Ähnliche Ergebnisse dürften für benigne Brustläsionen, wie Fibroadenome und Zysten, zu erwarten sein.
  • Obwohl die Hyperthermie-Vorrichtung hier im Hinblick auf die Behandlung von Brustkarzinomen und benignen Brustläsionen beschrieben wurde, ist die Erfindung auch anwendbar auf die Behandlung anderer Arten von Krebs wie z.B. in der Prostata, Leber, Lunge und im Eierstock, wie auch auf gutartige Krankheiten, wie die benigne prostatische Hyperplasie (BPH). Es ist auch klar, dass größere oder kleinere Anzahlen von Array-Antennen-Applikatoren, oder einzelne Antennen-Applikatoren mit ähnlichen Resultaten verwendet werden können. Einige der Verfahren und Techniken, die hier beschrieben wurden, sind auch auf Ultraschallhyperthermie-Systeme übertragbar, insbesondere die Verwendung der Energiedosis für die Rückkopplungssteuerung. Die vorliegende Erfindung kann verwendet werden, um Bestrahlungstherapie verstärken oder um eine gezielte Medikamentenabgabe und/oder eine gezielte Gentherapieabgabe unter der Verwendung von thermosensitiven Liposomen durchzuführen. Die vorliegende Erfindung ist auch anwendbar für nicht-medizinische Hyperthermiesysteme, wie solche, die für industrielle Heizung verwendet werden.

Claims (17)

  1. Adaptive Phased-Array-Hyperthermievorrichtung zum selektiven Bestrahlen von Brustgewebe mit fokussierter Mikrowellenenergie, wobei die Vorrichtung umfasst: mindestens einen ersten und einen zweiten phasenkohärenten Wellenleiterapplikator (100), der mittels eines adaptiven Phased-Array-Algorithmus gesteuert ist, mindestens eine E-Feld-Rückkopplungssonde (175), um die Mikrowellenstrahlung zu fokussieren, mindestens einen Temperaturrückkopplungssensor (410) zum Erfassen einer Temperatur der Hautoberfläche, um das Mikrowellenleistungsniveau zum Aufheizen des Gewebes auf eine gewünschte Temperatur anzupassen, Steuermittel zum Anpassen der Mikrowellenleistung, die an das Brustgewebe abgegeben wird, basierend auf der erfassten Temperatur, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuermittel (250) weiterhin angepasst sind, um die Mikrowellenenergiedosis, die an die Brust abgegeben wird, zu erfassen, und die Behandlung zu beenden, wenn eine vorbestimmte Gesamtmikrowellenenergiedosis abgegeben wurde.
  2. Die Vorrichtung nach Anspruch 1, weiterhin umfassend Kompressionsplatten (200) zum Komprimieren der Brust zwischen 3 cm und 8 cm und Mittel zum Anpassen der Brustkompression während der Behandlung zur Bequemlichkeit des Patienten, wobei die Brustkompressionsplatten (200) aus Kunststoff hergestellt sind und eine Dicke zwischen 2 mm und 4 mm aufweisen und eine oder mehrere Öffnungen mit einem Durchmesser von 4,5 bis 6,5 cm aufweisen, um ein Abbilden des Brustgewebes und die Positionierung der E-Feld-Sonde mittels eines Ultraschallmesswandlers zu erlauben.
  3. Die Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Steuermittel (250) betrieben werden können, um die anfängliche Mikrowellenleistung, die an jeden Wellenleiterapplikator (100) abgegeben wird, festzusetzen; um die anfängliche relative Mikrowellenphase, die an jeden Wellenleiterapplikator (100) abgegeben wird, festzusetzen, so dass die Mikrowellenenergie an der E-Feld-Sonde (175), die im Brustgewebe positioniert ist, fokussiert wird; und um die relative Mikrowellenleistung, die an jeden Wellenleiterapplikator während der Behandlung abgegeben wird, basierend auf den erfassten Hauttemperaturen anzupassen.
  4. Die Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, weiterhin umfassend zwei nicht invasive E-Feld-Hautsonden (185), die auf einander gegenüberliegenden Seiten der Brusthautoberfläche angeordnet werden können, wobei die Steuermittel (250) betrieben werden können, um die anfängliche Mikrowellenleistung festzusetzen, die an jeden Wellenleiterapplikator abgegeben wird; um die anfängliche relative Mikrowellenphase festzusetzen, die an jeden Wellenleiterapplikator abgebeben wird, um die Mikrowellenenergie in dem Brustgewebe, das behandelt werden soll, zu fokussieren; um die Mikrowellenphase, die an jeden Wellenleiterapplikator abgegeben wird, anzupassen, so dass die Gesamtleistung, die von den E-Feld-Hautsonden empfangen wird, minimiert wird, so dass ein fokussiertes Feld in der Brust erzeugt wird; um die relative Mikrowellenleistung, die an jeden Wellenleiterapplikator abgegeben wird, während der Behandlung basierend auf den erfassten Hauttemperaturen anzupassen.
  5. Die Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, weiterhin umfassend Temperatursondensensoren (410), die an der Hautoberfläche der Brust angebracht werden, um die Hautobertlächentemperatur zu erfassen.
  6. Die Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, weiterhin umfassend separate Lüfter zum Umgeben der Brust, um die Brusthautoberfläche mittels eines einstellbaren Luftstroms (180) zu kühlen, wobei die Luft entweder klimatisiert, gekühlt oder auf Raumtemperatur ist und der Luftstrom durch oder um die Wellenleiterapplikatoren herum verläuft.
  7. Die Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei die Frequenz der Mikrowellenenergie zwischen 100 MHz und 10 GHz liegt.
  8. Die Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei die Steuermittel (250) betrieben werden können, um die relative Mikrowellenphase, die an die zwei Mikrowellen-Wellenleiterapplikatoren abgegeben wird, anzupassen und wobei die relative Phase zwischen –180° und +180° vor und während der Behandlung angepasst wird, um ein fokussiertes Feld in dem Brustgewebe zu erzeugen.
  9. Die Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 8, wobei die anfängliche Mikrowellenleistung, die an jeden Wellenleiterapplikator abgegeben wird, zwischen 20 Watt und 60 Watt liegt.
  10. Die Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 9, wobei die Steuermittel (250) betrieben werden können, um die Mikrowellenleistung, die an jeden Wellenleiterapplikator abgegeben wird, in einem Bereich von 0 bis 150 Watt während der Behandlung anzupassen, um die gewünschte Mikrowellenenergiedosis abzugeben und eine Überhitzung der Haut zu vermeiden.
  11. Die Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 10, weiterhin umfassend Mittel zum Bestimmen der Gesamtmikrowellenenergie, die an die Wellenleiterapplikatoren abgegeben wurde, und Mittel zum Anzeigen (260) der Gesamtmikrowellenenergie in Echtzeit während der Behandlung.
  12. Die Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 11, wobei die Gesamtmikrowellenenergie, die an die Wellenleiterapplikatoren für die gesamte Behandlung abgegeben wird, zwischen 25 Kilojoule und 250 Kilojoule liegt.
  13. Die Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 12, weiterhin umfassend einen Temperatursensor, der angepasst ist, in einer geeigneten Tiefe in das Brustgewebe eingeführt zu werden, um die Temperatur zu erfassen.
  14. Die Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 13, wobei die Gesamtmikrowellenenergiedosis eine äquivalente Gesamttemperaturdosis in den Brustläsionen erzeugt, die in etwa zwischen 40 Minuten und 100 Minuten in Bezug auf 43 Grad Celsius liegt.
  15. Die Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 14, wobei die Steuermittel (250) angepasst sind, um das Mikrowellenleistungsniveau, das an die E-Feld-Sonde abgegeben wird, aufzuzeichnen, wobei die Gesamtmikrowellenenergie, die von der E- Feld-Sonde empfangen wurde, als Rückkopplung verwendet wird, um die Länge der Behandlung festzusetzen.
  16. Die Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 15, wobei die Steuermittel (250) betrieben werden können, um Folgendes zu bestimmen: Grenzpunkte um die E-Feld-Sonde herum, um eine geometrische Form zum Bestrahlen der Brust zu erhalten und um die relative Phase der Mikrowellenenergie, die an jeden Wellenleiterapplikator abgegeben wird, anzupassen, so dass die abgegebene fokussierte Mikrowellenenergie die vorbestimmte geometrische Form abtastet und dabei eine größere Fl'che der Brust bestrahlt.
  17. Die Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 16, weiterhin umfassend: Mittel zum Durchführen nichtinvasiver Thermometrietechniken, einschließlich entweder Infrarot-, Laser-, Ultraschall-, elektrischer Impedanztomographie, magnetischer Resonanzbildgebung oder Radiometrie, um Temperaturen in einer geeigneten Tiefe des Brustgewebes und auf der Hautoberfläche zu erfassen.
DE60112370T 2000-04-13 2001-04-12 Verfahren und apparat zur erwärmung von brustläsionen unter verwendung von mikrowellen Expired - Lifetime DE60112370T2 (de)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US548630 2000-04-13
US09/548,630 US6470217B1 (en) 2000-04-13 2000-04-13 Method for heating ductal and glandular carcinomas and other breast lesions to perform thermal downsizing and a thermal lumpectomy
PCT/US2001/011916 WO2001080949A1 (en) 2000-04-13 2001-04-12 Method and apparatus for treating breast lesions using microwaves

Publications (2)

Publication Number Publication Date
DE60112370D1 DE60112370D1 (de) 2005-09-08
DE60112370T2 true DE60112370T2 (de) 2006-04-06

Family

ID=24189707

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
DE60112370T Expired - Lifetime DE60112370T2 (de) 2000-04-13 2001-04-12 Verfahren und apparat zur erwärmung von brustläsionen unter verwendung von mikrowellen

Country Status (11)

Country Link
US (1) US6470217B1 (de)
EP (1) EP1185337B1 (de)
JP (1) JP4988121B2 (de)
CN (1) CN100460031C (de)
AT (1) ATE300976T1 (de)
AU (1) AU2001251567A1 (de)
CA (1) CA2377248C (de)
DE (1) DE60112370T2 (de)
ES (1) ES2245687T3 (de)
HK (1) HK1044726B (de)
WO (1) WO2001080949A1 (de)

Families Citing this family (65)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6603988B2 (en) * 2001-04-13 2003-08-05 Kelsey, Inc. Apparatus and method for delivering ablative laser energy and determining the volume of tumor mass destroyed
US6768925B2 (en) * 2000-04-13 2004-07-27 Celsion Corporation Method for improved safety in externally focused microwave thermotherapy for treating breast cancer
US6690976B2 (en) * 2000-04-13 2004-02-10 Celsion Corporation Thermotherapy method for treatment and prevention of breast cancer and cancer in other organs
US6725095B2 (en) * 2000-04-13 2004-04-20 Celsion Corporation Thermotherapy method for treatment and prevention of cancer in male and female patients and cosmetic ablation of tissue
US6832111B2 (en) * 2001-07-06 2004-12-14 Hosheng Tu Device for tumor diagnosis and methods thereof
US7171256B1 (en) * 2001-11-21 2007-01-30 Aurora Imaging Technology, Inc. Breast magnetic resonace imaging system with curved breast paddles
US20040206738A1 (en) * 2001-12-28 2004-10-21 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Mammography patient contact temperature controller
US8095204B2 (en) * 2002-08-09 2012-01-10 Interstitial, Llc Apparatus and method for diagnosing breast cancer including examination table
US6807446B2 (en) * 2002-09-03 2004-10-19 Celsion Corporation Monopole phased array thermotherapy applicator for deep tumor therapy
WO2004047659A2 (en) * 2002-11-27 2004-06-10 Christopher Paul Hancock Tissue ablation apparatus and method of ablating tissue
EP1617776B1 (de) 2003-05-01 2015-09-02 Covidien AG System zur programmierung und kontrolle eines elektrochirurgischen generatorsystems
US20050251234A1 (en) * 2004-05-07 2005-11-10 John Kanzius Systems and methods for RF-induced hyperthermia using biological cells and nanoparticles as RF enhancer carriers
US20050251233A1 (en) * 2004-05-07 2005-11-10 John Kanzius System and method for RF-induced hyperthermia
US20070250139A1 (en) * 2004-05-07 2007-10-25 John Kanzius Enhanced systems and methods for RF-induced hyperthermia II
US7510555B2 (en) 2004-05-07 2009-03-31 Therm Med, Llc Enhanced systems and methods for RF-induced hyperthermia
JP4732451B2 (ja) * 2004-05-26 2011-07-27 メディカル・デバイス・イノベーションズ・リミテッド 組織分類機器
US7467075B2 (en) * 2004-12-23 2008-12-16 Covidien Ag Three-dimensional finite-element code for electrosurgery and thermal ablation simulations
US7942873B2 (en) * 2005-03-25 2011-05-17 Angiodynamics, Inc. Cavity ablation apparatus and method
US8170643B2 (en) * 2005-11-22 2012-05-01 Bsd Medical Corporation System and method for irradiating a target with electromagnetic radiation to produce a heated region
US7565207B2 (en) * 2005-11-22 2009-07-21 Bsd Medical Corporation Apparatus for creating hyperthermia in tissue
US7826904B2 (en) 2006-02-07 2010-11-02 Angiodynamics, Inc. Interstitial microwave system and method for thermal treatment of diseases
ES2928065T3 (es) * 2006-06-28 2022-11-15 Medtronic Ardian Luxembourg Sistemas de neuromodulación renal inducida térmicamente
US9387036B2 (en) * 2007-05-14 2016-07-12 Pyrexar Medical Inc. Apparatus and method for selectively heating a deposit in fatty tissue in a body
US8423152B2 (en) * 2007-05-14 2013-04-16 Bsd Medical Corporation Apparatus and method for selectively heating a deposit in fatty tissue in a body
US20090306646A1 (en) * 2007-05-14 2009-12-10 Bsd Medical Corporation Apparatus and method for injection enhancement of selective heating of a deposit in tissues in a body
US9861424B2 (en) 2007-07-11 2018-01-09 Covidien Lp Measurement and control systems and methods for electrosurgical procedures
US8152800B2 (en) 2007-07-30 2012-04-10 Vivant Medical, Inc. Electrosurgical systems and printed circuit boards for use therewith
US7645142B2 (en) 2007-09-05 2010-01-12 Vivant Medical, Inc. Electrical receptacle assembly
US8747398B2 (en) 2007-09-13 2014-06-10 Covidien Lp Frequency tuning in a microwave electrosurgical system
US8945111B2 (en) 2008-01-23 2015-02-03 Covidien Lp Choked dielectric loaded tip dipole microwave antenna
US8251987B2 (en) * 2008-08-28 2012-08-28 Vivant Medical, Inc. Microwave antenna
US8346370B2 (en) * 2008-09-30 2013-01-01 Vivant Medical, Inc. Delivered energy generator for microwave ablation
US11298113B2 (en) 2008-10-01 2022-04-12 Covidien Lp Device for needle biopsy with integrated needle protection
US9186128B2 (en) 2008-10-01 2015-11-17 Covidien Lp Needle biopsy device
US8968210B2 (en) 2008-10-01 2015-03-03 Covidien LLP Device for needle biopsy with integrated needle protection
US9332973B2 (en) 2008-10-01 2016-05-10 Covidien Lp Needle biopsy device with exchangeable needle and integrated needle protection
US9782565B2 (en) 2008-10-01 2017-10-10 Covidien Lp Endoscopic ultrasound-guided biliary access system
US20100087808A1 (en) * 2008-10-03 2010-04-08 Vivant Medical, Inc. Combined Frequency Microwave Ablation System, Devices and Methods of Use
US8311641B2 (en) 2008-12-04 2012-11-13 General Electric Company Method and apparatus for generating a localized heating
WO2010140125A1 (en) * 2009-06-02 2010-12-09 Koninklijke Philips Electronics N.V. Mr imaging guided therapy
US10828100B2 (en) * 2009-08-25 2020-11-10 Covidien Lp Microwave ablation with tissue temperature monitoring
US8313486B2 (en) 2010-01-29 2012-11-20 Vivant Medical, Inc. System and method for performing an electrosurgical procedure using an ablation device with an integrated imaging device
WO2011113875A1 (en) * 2010-03-16 2011-09-22 Micropos Medical Ab A system with temperature control in a target area within a body
CN102198016A (zh) * 2010-03-26 2011-09-28 北京海旭弘信科技有限公司 基于相控阵技术的微波消融系统
US9468492B2 (en) 2010-06-03 2016-10-18 Covidien Lp Specific absorption rate measurement and energy-delivery device characterization using image analysis
US9241762B2 (en) 2010-06-03 2016-01-26 Covidien Lp Specific absorption rate measurement and energy-delivery device characterization using image analysis
US9377367B2 (en) 2010-06-03 2016-06-28 Covidien Lp Specific absorption rate measurement and energy-delivery device characterization using thermal phantom and image analysis
US8188435B2 (en) 2010-06-03 2012-05-29 Tyco Healthcare Group Lp Specific absorption rate measurement and energy-delivery device characterization using thermal phantom and image analysis
WO2012075112A1 (en) 2010-12-01 2012-06-07 Enable Urology, Llc Method and apparatus for remodeling/profiling a tissue lumen, particularly in the urethral lumen in the prostate gland
US8317703B2 (en) * 2011-02-17 2012-11-27 Vivant Medical, Inc. Energy-delivery device including ultrasound transducer array and phased antenna array, and methods of adjusting an ablation field radiating into tissue using same
CN104244856B (zh) 2011-12-23 2017-03-29 维西克斯血管公司 重建身体通道的组织或身体通路附近的组织的方法及设备
CN102715916B (zh) * 2012-05-24 2013-10-30 电子科技大学 用于乳腺癌早期发现与诊断的微波热致超声成像系统
US20140271453A1 (en) 2013-03-14 2014-09-18 Abbott Laboratories Methods for the early detection of lung cancer
CN104739569A (zh) * 2015-04-03 2015-07-01 王霞 妇科乳房疾病养护诊治装置
CN104826237B (zh) * 2015-04-16 2018-11-27 大连理工高邮研究院有限公司 创伤微波聚焦护理治疗仪
US10864040B2 (en) 2015-12-29 2020-12-15 Warsaw Orthopedic, Inc. Multi-probe system using bipolar probes and methods of using the same
WO2017214974A1 (en) * 2016-06-17 2017-12-21 Johnpro Biotech Inc. Method for treating tumor
EP3548083A1 (de) 2016-12-03 2019-10-09 Juno Therapeutics, Inc. Verfahren zur modulation von car-t-zellen
US20180264285A1 (en) * 2017-03-18 2018-09-20 Rodney D. Smith Breast Cup System and Method for Hyperthermic Anaerobic Cell Apoptosis
GB2565574B (en) * 2017-08-17 2022-01-19 Creo Medical Ltd Isolation device for electrosurgical apparatus
US11511126B2 (en) 2017-10-16 2022-11-29 Electronics And Telecommunications Research Institute Apparatus for microwave hyperthermia
CN108185989A (zh) * 2017-12-28 2018-06-22 中国人民解放军陆军军医大学第附属医院 早期乳腺疾病多功能诊断治疗仪及控制方法
US20210299465A1 (en) * 2018-08-09 2021-09-30 The General Hospital Corporation Delivery of energy to a target region of a patient's body to satisfy therapeutic requirements precisely
US11745025B2 (en) 2018-11-07 2023-09-05 Electronics And Telecommunications Research Institute Deep body spread microwave hyperthermia device for personal uses and operating method thereof
CN109568799B (zh) * 2019-01-21 2024-03-26 深圳市全息调频医疗器械有限公司 生物信息全息丰胸仪

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3895639A (en) * 1971-09-07 1975-07-22 Rodler Ing Hans Apparatus for producing an interference signal at a selected location
US4341227A (en) 1979-01-11 1982-07-27 Bsd Corporation System for irradiating living tissue or simulations thereof
US4798215A (en) * 1984-03-15 1989-01-17 Bsd Medical Corporation Hyperthermia apparatus
US4672980A (en) * 1980-04-02 1987-06-16 Bsd Medical Corporation System and method for creating hyperthermia in tissue
US4397314A (en) * 1981-08-03 1983-08-09 Clini-Therm Corporation Method and apparatus for controlling and optimizing the heating pattern for a hyperthermia system
US4556070A (en) * 1983-10-31 1985-12-03 Varian Associates, Inc. Hyperthermia applicator for treatment with microwave energy and ultrasonic wave energy
DK312884A (da) * 1984-06-27 1985-12-28 Joergen Bach Andersen Applicator
IT1247029B (it) 1991-06-19 1994-12-12 S M A Segnalamento Marittimo E Apparecchiatura a microonde per ipertermia clinica nella termoterapia endogena
US5540737A (en) * 1991-06-26 1996-07-30 Massachusetts Institute Of Technology Minimally invasive monopole phased array hyperthermia applicators and method for treating breast carcinomas
US5441532A (en) * 1991-06-26 1995-08-15 Massachusetts Institute Of Technology Adaptive focusing and nulling hyperthermia annular and monopole phased array applicators
US5251645A (en) * 1991-06-26 1993-10-12 Massachusetts Institute Of Technology Adaptive nulling hyperthermia array
US5810888A (en) * 1997-06-26 1998-09-22 Massachusetts Institute Of Technology Thermodynamic adaptive phased array system for activating thermosensitive liposomes in targeted drug delivery
US6163726A (en) * 1998-09-21 2000-12-19 The General Hospital Corporation Selective ablation of glandular tissue

Also Published As

Publication number Publication date
JP4988121B2 (ja) 2012-08-01
CA2377248A1 (en) 2001-11-01
CN1380833A (zh) 2002-11-20
CN100460031C (zh) 2009-02-11
US6470217B1 (en) 2002-10-22
DE60112370D1 (de) 2005-09-08
ATE300976T1 (de) 2005-08-15
AU2001251567A1 (en) 2001-11-07
EP1185337A1 (de) 2002-03-13
HK1044726A1 (en) 2002-11-01
ES2245687T3 (es) 2006-01-16
HK1044726B (zh) 2005-09-23
WO2001080949A1 (en) 2001-11-01
CA2377248C (en) 2013-03-26
JP2003530976A (ja) 2003-10-21
EP1185337B1 (de) 2005-08-03

Similar Documents

Publication Publication Date Title
DE60112370T2 (de) Verfahren und apparat zur erwärmung von brustläsionen unter verwendung von mikrowellen
DE60116495T2 (de) System zur wärmebehandlung der prostata
CA2492627C (en) Method for improved safety in externally focused microwave thermotherapy for treating breast cancer
EP1581145B1 (de) Thermotherapeutisches gerät zur behandlung und prävention von krebs bei männlichen und weiblichen patienten und kosmetische ablation von gewebe
US6690976B2 (en) Thermotherapy method for treatment and prevention of breast cancer and cancer in other organs
DE69828403T2 (de) Thermodynamisches adaptives phasengesteuertes system zur aktivierung thermosensitiver liposomen zur zielgerichteten arzneimittelabgabe
EP1549396B1 (de) Thermotherapie-applikator mit monopol-phasischer anordnung für tiefliegende tumore
Magin et al. Invited review: Noninvasive microwave phased arrays for local hyperthermia: A review
US20090306646A1 (en) Apparatus and method for injection enhancement of selective heating of a deposit in tissues in a body
Marchal et al. Ultrasound and microwave hyperthermia in the treatment of superficial human cancerous tumors
DE602004007661T2 (de) Anordnung zur therapeutischen Behandlung von Tumoren
Scott et al. Complications resulting from spurious fields produced by a microwave applicator used for hyperthermia
Hand Hyperthermia: Challenging applications of physics in cancer therapy
Sabariego et al. Design of a microwave array hyperthermia applicator with a semicircular reflector
Gochev et al. Application of Microwave Hyperthermia in Oncology

Legal Events

Date Code Title Description
8364 No opposition during term of opposition
8327 Change in the person/name/address of the patent owner

Owner name: CELSION (CANADA) LTD., TORONTO, CA