JPS6232975A - 電磁ハイパ−サ−ミア方式、装置、ハイパ−サ−ミア電磁照射アプリケ−タ作動方法およびそのアプリケ−タ - Google Patents

電磁ハイパ−サ−ミア方式、装置、ハイパ−サ−ミア電磁照射アプリケ−タ作動方法およびそのアプリケ−タ

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JPS6232975A
JPS6232975A JP61136339A JP13633986A JPS6232975A JP S6232975 A JPS6232975 A JP S6232975A JP 61136339 A JP61136339 A JP 61136339A JP 13633986 A JP13633986 A JP 13633986A JP S6232975 A JPS6232975 A JP S6232975A
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/02—Radiation therapy using microwaves
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01Q—ANTENNAS, i.e. RADIO AERIALS
    • H01Q13/00—Waveguide horns or mouths; Slot antennas; Leaky-waveguide antennas; Equivalent structures causing radiation along the transmission path of a guided wave
    • H01Q13/08—Radiating ends of two-conductor microwave transmission lines, e.g. of coaxial lines, of microstrip lines

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、全般的には人体または動物組織を加温するこ
と（ハイパーサーミ７）に関し、評言すればこのような
生体組織中の局部区域を加温するための電磁照射（ＥＭ
Ｒ）装置に関するものである。
一般に知られているように、生体組繊細胞の死亡まｆｃ
は壊死は正常な細胞温度以上に高められた温度において
発生する。さらに、このように加温された組織の死亡率
は加温される温度および組織がそのような温度で保持さ
れる持続時間の関数である。
また、生体組織の温度上昇は約１［］ＫＨｚより大きい
周波数での電磁エネルギにより発生されることができる
ことが知られている。
ある型の悪性細胞はほぼ正常な細胞に有害な温度より僅
かに低い温度にそれらを加温することにより壊死化され
ることができることが報告されている。加えて、ある型
の悪性細胞はこれらの悪性細胞の塊りが代表的には周囲
の正常な組織よりかなり不十分な血流がつそれゆえより
不十分な熱消散特性を有するためハイパーサーミア（高
体温）技術によって選択的に加温されかつ壊死させられ
ることができる。結果として、そのような悪性の塊りを
含む正常な組織がｇＭＲ（電磁照射）によって加温され
るとき、結果として生じる悪性の塊りの温度は実質上周
囲の健康な細胞の温度以上かも知れない。
幾らかの不一致が正確な温度に関して存在するけれども
、殆んどの悪性細胞はハーバ−サーミアが壊死を生ずる
のに有効である比較的制限された温度範囲を有する。約
４１．５℃（１０６，７°Ｆ）のしきい温度以下では非
現実的な熱的損傷が同様に正常な細胞より温度に対する
大きな感度を有するこれらの型の悪性腫瘍において発生
する。実際に、このしきい位置下の温度において、ある
型の悪性腫瘍の成長は刺激されるかも知れない。４６℃
〜４５℃（１０９，４°Ｆ〜１１６°Ｆ）以内または以
上の温度において殆んどの正常な細胞に対して熱的損傷
が発生する。癌治療におけるハイパーサーミアの議論は
ここに参考により組み込まれる１９８０年１月の第６８
巻、第１号のＩＥＥＨの会報においてジエイ・ゴートン
・ショートおよびボール・エフ拳ターナ−による「物理
的ノーイパーサーミアおよび癌治療」に含まれている。
代表的には、身体組織のＢＭＲ加温は身体の外方部分に
隣接してまたはそれに対してｇＭＲ照射器またはアプリ
ケータ全保持し、次いでＥＭＲが組織の下面部分に入り
込みかつ加温することにより達成される。しかしながら
、顕著な量のエネルギが過熱による損傷を阻止するため
に冷却されねばならないかも知れない表面または表皮層
により吸収される。
ＥＭＲが加温を有効にする浸透量およびその深度は照射
の周波数に依存する。
例えば、「電磁力の治療的用途」と題する１９７４年１
月の第６３巻、第１号のＩＦｉＥｇの会報に発表された
ニー拳ダブリュー・ガイ等の論文によれば、１００ＭＨ
ｚでの人間の筋肉および脂肪中の浸透深さは６．６６　
ｔｘ　（２６２インチ）および６０．４　ｃｍ　（２３
，８インチ）であり、一方９１５ＭＨｚでの浸透深さは
ｉ０４　ｍ　（１，２インチ）および１７．７ｃｒ／Ｌ
（６，９フインチ）のみである。
一般に、ＥＭＲ周波数が低い程、アプリケータは組織に
電磁エネルギを有効に照射するためにより太きくしなけ
ればならずかつ結果として１ギガヘルツ以下の電磁エネ
ルギを照射するためのアプリケータは大型でかつ取扱い
が面倒である。加えて、このようなアプリケータは照射
されて因る身体の表面層の下に多分位置される種々の大
きさおよび形状の腫瘍を選択的に加温するように形作ら
れない。さらに、頭骨のごとき、骨質の組織の層によっ
て被覆された腫瘍または他の選択された区域は外部印加
ＯＥＭＨにより有効に加温するのとは異なる。
侵入型のＥＭＲアプリケータ、すなわち、その選択的加
温のため、悪性腫瘍または他の局部的な腫瘍に隣接した
レベルで身体組織に挿入されることができる照射器は不
均一なフィールド分布のためこのようなアプリケータの
表面にまたは近傍に不均一加温、または「ホットスポッ
ト」ヲ生ずるかも知れない。このような所望しない「ホ
ットスポット」はこのような侵入型アプリケータが単一
アプリケータを使用する大きな局部的腫瘍を加温するた
めにより高いパワーレベルで作動されるとき重大な過熱
を一層生じ易い。このような腫瘍は侵入型アプリケータ
の照射区域の大きさの数倍であるかも知れない。
侵入型ＥＭＲアプリケータの例は「侵入型ハイパーサー
ミア装置および方法」と題するアメリカ合衆国特許第４
，４４８，１９８号に開示されている。この特許に、幾
つかの侵入型アプリケータの応用およびアプリケータに
まｆｃはそのまわりに顕著なホットスポットなしで、生
体組織中の比較的大きな局部的区域を有効に加温するよ
うな装置を使用する方法を開示している。
局部的区域は身体組織の表面層の下に広範囲に位置され
た区域も含まれる。開示された方法によれば、生体組織
中のこれらの局部領域の加温は幾つかのアプリケータに
電磁照射を供給する照射源により達成された。各アプリ
ケータは身体組織への挿入のためかつその中への電磁エ
ネルギの照射のため適用された。
アプリケータに加えて、幾つかの侵入型温度プローブが
目標腫瘍かつまたこの目標腫瘍の直ぐ外側の正常な組織
内の温度を監視するために開示された。
本発明の目的は電磁照射の照射のため身体組織に挿入の
ためのかつ身体組織の温度検出のためのアプリケータを
提供することにある。
本発明の他の目的は身体組織の局部的区域の加温を制御
するために感知された温度に応じてアプリケータに照射
を供給するような方式を提供することにある。
本発明のさらに他の目的はアプリケータの加温から生じ
る測定された温度の部分を測定するためにアプリケータ
ｆ温度センサを校正することにより身体組織の局部区域
に供給される照射を制御する方式を提供することにある
。
本発明によれば、アプリケータは身体組織の局部区域に
電磁エネルギを照射するのに設けられる。
このアプリケータは隣接する身体組織温度を表示するた
め感温装置を含む身体組織への電磁照射を放出するため
の照射装置を含んでいる。
本発明の一実施例によれば、身体組織の局部区域に電磁
エネルギを照射するためのアプリケータは中心導体より
長さの短かい外方導体を有する同軸ケーブルを含むよう
に設けられそれにより感温装置は外方および内方導体と
の間に接続される。
この実施例において、感温装置は複数のサーミスタを含
み、該サーミスタは各々電磁作動周波数においてアプリ
ケータのインピーダンスよす少すくとも１００倍大きい
インピーダンスを有しかつ種々の区域において温度を検
知すべくアプリケータに沿って分布さｈる。またこの実
施例においては金属キャップは周囲組織に対する電磁エ
ネルギのキャパシタンス結合を増加するようにこの中心
導体の末端として設けられる。
本発明の他の実施例において、中心導体末端キャップは
多径金属チップを含んでいる。この実施例において、サ
ーミスタは金属チップの内方部分に隣接して置かｈかつ
次いで外方導体に接続される高インピーダンスリード線
に接続されるサーミスタの他側を有することにより中心
導体に取着されることができる。
さらに他の実施例において、ハイパーサーミア電磁照射
アプリケータを作動する方法はアプリケータに照射エネ
ルギを供給する一方同時に周囲組織温度を測定するため
アプリケータに１α流を供給することを含むように開示
される。
またさらに、周囲身体組織の温度変化を示すための感温
装置を含むハイパーサーミア電磁照射アプリケータを作
動する方法は直流エネルギを供給する一方同時にかつ間
欠的に高周波電磁エネルギをアプリケータに供給する段
階を含むように提供される。アプリケータを横切る電圧
降下はその場合、電磁エネルギが印加されている時間お
よび電磁エネルギが存在しない時間中測定される。この
方法において、感温装置が電磁エネルギの一部分を吸収
するので、電磁エネルギが存在しない時間中手じる測定
は周囲組織の温度を測定するのに使用される。電磁エネ
ルギの印加時間中の測定電圧はアプリケータの高周波パ
ワー出力を決定するのに使用される。
本発明のさらに他の実施例において、電磁ハイパーサー
ミア装置は身体組織の局部区域を加温するために設けら
ｈかつ身体組織内に挿入さｈる複　。
数の電磁エネルギ照射アプリケータに接続される電磁照
射源を含んでいる。アプリケータは周囲身体組織の温度
を表示するための感温装置を含んでいる。制御装置はア
プリケータおよび所望の加温パターンによって示される
温度にしたがって各アプリケータからの照射を制御する
ように照射源と各アプリケータとの間に相互に接続され
る。作動において、この制御装置はアプリケータ内の感
温装置によって示されるような所望の加温パターンを発
生するためにアプリケータからの照射出力を変化する。
一実施例において、電磁照射アプリケータは制御装置に
より制御される減衰器を含むアプリケータマルチプレク
サに接続される。このマルチプレクサは幾つかのグルー
プのアプリケータの１つが出力されるのを可能にしその
さいその複数のグループは異なる数のアプリケータを含
んでいる。実施例において、マルチプレクサは照射源作
動周波数の１／２波長の整数として電気的に現われる伝
送ラインを含んでいる。
この発明に特有と思われる新規な特徴は特許請求の範囲
に記載されているが、本発明は添付図面とともに実施例
の詳細な説明を参照することにより最良に理解されるこ
とができる。
本発明はハイパーサーミアによる癌の治療用方式に関す
る。とくに、この方式は癌のような腫瘍のまわりの生体
組織に挿入される幾つかのマイクロ波アプリケータを含
んでいる。マイクロ波照射はその場合にこれらのアプリ
ケータに分配され、これらのアプリケータは癌のような
腫瘍を破壊するが癌のような腫瘍を取り囲んでいる正常
な生体組織を無傷で残す温度に癌のような腫瘍を加温す
るのに使用されるマイクロ波照射を供給する。この発明
において、マイクロ波アプリケータはこの方式が照射を
供給しかつアプリケータを取り囲んでいる組織の結果と
して生じる加温を測定出来るマイクロ波照射能力および
温度測定能力を含んでいる。
第１図は本発明の代表的な方式のシステムブロック図で
ある。本方式は高周波パワー伝送ライン２４によってパ
ワー分割器１８に接続されるマイクロ波発生器１２を有
している。パワー分割器１８は、各温度測定マルチプレ
クサがそのそれぞれの減衰器５７．５８．６９および４
０を含む場合に４個のマイクロ波温度測定マルチプレク
サ４２゜４４．４６および４８にライン５２，５３．５
４および３５を介して高周波パワーを分配する。好＝　
１８− 適な実施例において、マイクロ波発生器は９１５メガヘ
ルツ発生器（商品モデルＢ８Ｄ３００）である。マイク
ロ波発生器はまた６５０メガヘルツで作動することもで
きる。好適な実施例にお−では、５０メガワツト１０デ
シベルの減衰器が使用される。各マルチプレクサ４２，
４４．４６および４８は高周波（無線周波）伝送ライン
を介して４個のプローブに接続される。例えば、マイク
ロ波温度測定マルチプレクサ４２は４個のアプリケータ
７１〜７４にそれぞれ接続される４本の高周波伝送ライ
ン５１〜５４に接続される。アプリケータは加温される
べき区域のまわりの人体組織１００に配置されている４
本のカテーテル９１〜９４内に挿入される。
各アプリケータに供給されるパワーの量はそのそれぞれ
のマルチプレクサの減衰器によって制御される。減衰器
の制御１は手動であっても良く、また中央処理ユニッ）
（ｃｐＵ）１０１Ｃよって制御されても良い。第１図に
おいて、４個の減衰器５７〜４０は順次中央処理ユニッ
ト１０に接続される単一ライン２１によって示される４
本のラインの１つに各々接続される。この方法において
、中央処理ユニット１０は各マルチプレクサ４２　、４
４゜４６および４８ＶＣ分配された高周波パワー量を制
御する。理解されるべきことは減衰器はまた、スイッチ
、増幅器、不整合同調部分等のごときマルチプレクサへ
のパワー分配ヲ調整するためのどのような手段によって
も置き換えられることができるということである。
アプリケータ７１〜７４．７６〜７９．８１〜８４およ
び８６〜８９はすべて温度センサを含んでいる。これら
の温度センサはまた図示のごときそれぞれのリード線を
介してマイクロ波温度測定マルチプレクサ４２，４４．
４６および４８に接続される。感温装置の出力は次いで
図示のごとく接続されたマルチプレクサからライン２６
，２７゜２８および２９を介して温度インターフェイス
回路１４に接続される。温度センサ情報は次いでライン
２２を経て中央処理ユニット１ｏに供給される。実際上
、マイクロ波温度測定マルチプレクサの出力はマルチプ
レクサに接続されたすべてのセンサについて単一のマル
チプレクサしたラインであっても良く、または各アプリ
ケータから温度インターフェイス回路１４への個々の別
個なラインであっても良ｂ０中央処理ユニット１０は予
め定めた加温パターンにより組織区域を治療すべく示さ
れた温度にしたがってアプリケータに照射されたパワー
の量全調整することができる。治療中、中央処理ユニッ
ト１０はアプリケータから示された組織温度を監視する
ことができそしてアプリケータに分配された照射パワー
に調整が必要であっても行なう。
高周波パワーのタイミングおよび温度監視の実施は組織
の加温精度を保証するのに重要である。
一実施例において、パワーは個々のアプリケータに印加
される一方温度が測定される。次いでパワーは再び温度
が測定される温度センサを冷却させるように切断される
。組織は実質上冷却するのに２秒以上要するから、パワ
ーオフすることにより、温度は温度センサが通常２秒よ
り非常に早く冷却するので正確に測定されることができ
る。マイクロ波発生器１２からの高周波パワーを交互に
オンおよびオフするならば、温度センサはパワーオン中
の温度増加のどの部分が温度センサの加温によって発生
されるかを決定すべく校正されることができる。中央処
理ユニットは次いで身体組織１００中の特定の加温パタ
ーンを発生すべく各アプリケータに印加されたパワー量
を調整するのに使用される。温度センサが高周波パワー
の印加中の読取りの差を生ずるように十分に加温しない
ならば、身体組織１００への高周波パワーの印加中に測
定された温度は結果として生ずる加温パターンを制御す
るのに用いられる。
さらに他の方式増強は加温パターンを制御するのに個々
の増幅および位相制御を含んでいる。これは所望の加温
パターンを供給すべき能力を改善する。
マルチプレクサ この第１図の方式の臨床使用は実際に使用に必要とされ
るアプリケータの数を変更する。代表的には、１〜１６
の間のアプリケータが使用される。
臨床使用およびアプリケータの数の変化の速度を改善す
るために、新規なマルチプレクサが使用される。プロー
ブはマルチプレクサに同軸急速切断コネクタを取り付け
る。代表的には、４個のマルチプレクサモジュールが使
用される。各マルチプレクサは受動の１方向、２方向、
６方向および４方向マルチプレクサ当グ回路を含んでい
る。方式（システム）の作動周波数（マイクロ波発生器
１２の作動周波数）が固定されるならば、各マルチプレ
クサは各マルチプレキシング回路が高周波伝送ラインへ
の開回路として現われる非接続ラインを生じる作動周波
数の半波長の整数である伝送ライン長を゛含むように作
られても良い。
第２Ａ図はマルチプレクサ４２のブロック図である。実
際上、マルチプレクサ４２はマルチプレクサ４４．４６
および４８と同一である。マルチプレクサ４２は１：１
スプリツタ１２０．１：２スプリッタ１２１．１１スプ
リツタ１２２、および１：４スプリツタ１２３を含んで
いる。種々のスプリッタ１２０〜１２６はマルチプレク
サ当り単一のプローブないしマルチプレクサ当り４個の
プローブまでの使用を許容する。各プローブは図示のご
とき１４０〜１４９のごとき個々のデカップリング回路
に接続される。ＤＣ（直流）デカップリング回路は前述
した温度インターフェイス回路にマルチプレクサされる
かまｆｃは別個に接続されることができる符号１５０の
ごとき直流ラインに直流電流信号を供給するための単一
のキャパシタンスおよびインダクタンスを含んでいる。
直流デカップリング回路１４０はさらにライン１２５を
介してスプリッタ１２０ないし図示のごときライン１５
１を介してプローブとの間の高周波接続を備える。この
方法においてプローブは高周波パワーを受容する一方直
流感温指示信号を供給する。
第２Ａ図に示した実施例において、各スプリッタ１２０
〜１２６は図示のごとく単独グループのコネクタ１〜４
への接続を含んでいる。スプリッタ配置１２０〜１２３
の一実施例は第２Ｂ図に示しである。不使用スプリッタ
部分が開回路とじて高周波入力に現われねばならないこ
とを理解することが重要である。これを達成するために
コネクタと高周波入力との間の伝送距離は作動周波数の
１／２波長の整数であるように構成される。第２Ｂ図の
図式において、第２Ａ図の種々のラインのスプリッタに
ついての抵抗が示される。例えば１：１スプリツタは高
周波入力からプローブ接続へ５０オームのインピーダン
スを有している。１：２スプリツタは各々７０．７オー
ムのインピーダンスを有する２つのライン１２６および
１２７に接続された２本の５０オームのリード線を含ん
でいる。
同様に、１：３接続は各々８６．６オームのインピーダ
ンスを有する６本のライン１２８，１２９および１６０
を含んでいる。１：４接続は各々１００オームのインピ
ーダンスを有する４本のライン１５１〜１５４を含んで
いる。これらの整合部分１２５〜１５４は各々作動周波
数の１７４波長の伝送長を呈すべきである。全体の接続
は再び１／２波長かまたは接続されてないとき高周波入
力からアプリケータ接続へ作動周波数において同等数の
１／２波長である。プローブが接続されるとき、抵抗は
インピーダンス不整合の問題を生ずるように５０オーム
のアプリケータインピーダンスと十分に異ならない。好
適な実施例において、マルチプレクサの整合部分のイン
ピーダンスはこれらのラインストライプの幅および誘電
体の厚さの関数である。導体ライン幅を変えることによ
り、種々のインピーダンスが種々のグループのラインス
プリッタについて単一のプリント回路基板上に作られる
ことができる。
第２の実施例は第２Ｃ図に示され、この場合１２６′お
よび１２８′のごとき整合部分はアプリケータグループ
の高周波入力に直接接続される単一ラインを含んでいる
。
第２Ｄ図は６５．４オームの単一整合部分を含みかつ高
周波入力と各々５０オームを有する１／２波長リード線
との間の作動周波数の１／４波長として現われる第３実
施例を示す。第２Ｄ図の構造の特徴は、各々５０オーム
のインピーダンスを有する１〜４個のアプリケータのい
ずれにも過度のインピーダンス不整合なしに接続される
ことができるということである。好適な実施例において
、電圧定在波比は２：１より大き（ないことが好ましい
。
第２Ｅ図は単一キャビネットに収容されたマルチプレク
サ４２，４４．４６および４８の斜視図である。この実
施例においては第２Ｂ図のマルチプレクサ図式が個々の
グループのアプリケータがそれぞれの接続点において接
続さｈ５ねばならないように実行される。
アプリケータ 第３図はカテーテル２１２およびハイパーデルミックニ
ードル２１４を有するアプリケータ２００を示す。好適
な実施例において、カテーテル２１２はドライカテーテ
ル（すなわち閉止された先端）でありがつ身体組織に挿
入される。実際上、カテーテルは１６ゲージのカテーテ
ルである。アプリケータ２００は次いでカテーテル２１
２の内部に挿入される。アプリケータ２００は接続２０
２および外被２０６を有しかつ先端２０８で終端する符
号２００として示された同軸ケーブルを含んでいる。ハ
イパーデルミックニードル２１４はアプリケータおよび
カテーテルの相対的大きさを示すように設けられる。鈍
い先端のニードルは組織への挿入中カテーテルを固くす
るようにカテーテル内部で使用されかつ次すで除去され
ることができる０ アプリケータの内部は部分断面図として第４Ａ図に示さ
れる。コネクタ２０２は第１図に示したようにリード線
に接続される。第４Ａ図はアプリケータが２つの長さＬ
ｌおよびＬ２からなることを示し、この場合Ｌ１は符号
２０６で示したような外方導体の長さでありそしてＬ２
は中心導体２５２に接続された金属先端２５４を含む露
出した中心導体２５２部分の長さである。導体は同軸の
外方導体２６０を被覆しかつ金属先端２５４に延びる同
軸外方絶縁スリーブ２６２を含んでいる。
外方導体２６０の内部には絶縁材料２５８および中心導
体２５２がある。
この実施例において示されるのは中心導体２５２に直接
接続されかつ抵抗パッド２５７によって外方導体２６０
に接続されるサーミスタ２５６である。第４Ｂ図の断面
図はサーミスタのこの相互接続を詳細に示す。実際上、
アプリケータは中心導体２５２、金属先端２５４および
外方導体２６゜を介して高周波照射を供給する一方サー
ミスタ２５６の結果として生じる抵抗からその区域の温
度表示を供給する。ここで外方導体２６ｏは図示のごと
く照射中心導体２５２を露出するように先端から切り込
まれている。このアプリケータは温度測定を可能にすべ
く中心導体２５２と外方導体２６０との間に５メガオー
ムのサーミスタ２５６の追加を含んでいる。実際上、サ
ーミスタ２５６は図示のごとく中心導体２５２と外方導
体２６０に接続される絶縁体２５８に代って挿入される
微細なチップである。この方法は接続を設けるべく中心
導体２５２を露出するように誘電絶縁体２５８の一部分
の除去を必要とする。しかしながら、組み立てられると
き中心導体２５２へのサーミスタ２５６の接続は図示の
ごとくプローブの全直径の増加を結果として生じない。
それゆえ、プローブは以前のようにまだカテーテルに挿
入されることができる。サーミスタ２５６の抵抗は温度
が変ると変化する。それゆえ、外方導体２６０および中
心導体２５２を横切って直流電圧を配置することにより
、結果として生じる測定抵抗はその区域の温度を示す。
外方導体の下にかつ内部導体に接続されたサーミスタの
配置は高同波電界の存在のためより高いサーミスタの人
為構造またはサーミスタの加熱全結果として生じる。し
かしながら、冷却の傾斜を測定することにより、サーミ
スタの人為的構造から結果として生じる熱は身体組織の
温度と区別されることができる。
サーミスタが外方導体の端部に配置される一実施例にお
いて、実際の組織温度はサーミスタの追加の温度上昇を
回避するように高周波パワーが低いかまたはゼロでちる
とき測定される一方サーミスタは高周波電界にさらされ
る。抵抗が測定されるので、包含した高周波電界の結果
として生じる抵抗の変化はパワーを測定するのに使用で
きる。
直流抵抗は非常に小さなチップのサーミスタについての
高周波抵抗と同一である。過度のサーミスタ加熱を回避
するために高インピーダンスサーミスタを使用するのが
重要である。代表的に印加された高周波パワーによって
実質上加熱されるのが十分小さいサーミスタを使用する
ことにより、高周波パワーに対して小さなサーミスタの
急速な加熱応答はより遅い組織温度上昇から区別される
ことができる。アプリケータは一般に絶縁カテーテル内
部で使用されるので、外方組織加温に対するセンサの熱
的時定数は代表的には２秒以上である。
しかしながら、高周波エネルギからのその固有の加熱に
対する熱的応答時間は非常に速い。読取り前、読取り中
および読取り後によるパワー人カパルスのタイミングは
プローブ照射先端および周辺の組織温度における高周波
電圧の測定を供給することができる。測定した高周波電
圧領域は配列内の幾つかのアプリケータの各々から照射
された高周波パワーの相対的測定を設ける。かぐして照
射パワーバランスは幾つかのアプリケータならびにそれ
らの近傍の組織温度につ−て得られることができる。
第４Ｃ図はアプリケータの第２実施例を示しそれによれ
ば先端２５４′の先端は図示のごとく段状の幾つかの直
径を有する。金属先端２５４および金属先端２５４′の
使用は先端に向かう身体組織へのより均一な熱分布を結
果として生じる先端に向かう高周波パワーの容量結合を
増加する。
先端構造の第３の実施例を第５図に示す。ここでは外方
導体６０２は前のように延在しかつ拡大径の金属リング
３００によって囲繞される。中心導体５１０は半田付は
接続５１４によって中心導体３１０に接続された第２の
拡大金属リング６１６からなる金属先端に延在する。第
２の拡大リング３１６の下には外方導体に向って延びる
金属先端３１２がある。サーミスタ３１８は中心導体６
１０への接続を設けるように先端３１２に接続される。
高抵抗炭素リード線６０８はサーミスタ３１８の他側全
図示のごとく外方導体３０２に接続する。
金属先端６１２と外方導体６０２との間のアプリケータ
の部分は熱収縮絶縁体管３０４を含む。この方法におい
てサーミスタは温度測定用のアダプタのさらに下に配置
されかつ第４図の実施例のように過度の高周波加熱にさ
らされない。この好適な実施例において、サーミスタ６
１８は外方導体３０２内強力なマイクロ波領域から離れ
るように外方導体３０２の中断から先端３１２に向って
１ａに配置される。先端６１２はサーミスタがアプリケ
ータ端部から１．９ｃＩｒＬＫなっているアプリケータ
加温パターン内に実質上あるように２９ｃＩｒＬの長さ
である。サーミスタはその場合に中心導体に半田付けさ
れる１、　９　ｃｍの長さの金属先端スリーブ６１２を
介して中心導体３１０に接続される。サーミスタ５１８
の他側は代表的には２００〜１メガオームの高抵抗を有
する薄す炭化リード線６０８を介して外方同軸導体５０
２ＶＣ接続される。高周波照射抵抗は約５０オームであ
り、かつ高抵抗リード線６０８は中心導体６１０に平行
（薄い誘電体内の空間）であるので、抵抗リード線３０
８と中心導体６１０間の分路キャパシタンスは第６図に
示すような分布抵抗およびキャパシタンス網全備える。
第６図においてＲＴはサーミスタ抵抗、ＲＬは抵抗リー
ド線抵抗、Ｃは分布分路キャパシタンス、Ｒｒは照射抵
抗およびＣ８はカテーテル壁のキャパシタンスである。
この第６図の回路はＲＴおよびＲＬが高すとき、高周波
数において内方導体と抵抗リード線との間の容量インピ
ーダンスがＲＴに達する高周波電流量をろ過することを
示す。全体回路はカテーテル壁のキャパシタンスＣ，ｌ
介して照射抵抗Ｒｒにより負荷されるので、測定された
直流抵抗のみがＲＬと直列のＲｏである。そのようにＲ
ＬはＲｏに依存して温度を実質的に変えないようにＲＴ
より非常に小さくすべきである。
しかしながら、ＲＩ、はサーミスタ加熱を減じるように
幾らかの高周波電流ろ過を備えるのに十分高くすべきで
ある。好適な実施例において、５メガオームのサーミス
タ（２５度）が試験されかつ５２度でのその値は２メガ
オームである。
この構造の利点はサーミスタが高周波パワーレベルに関
係な（周辺区域の温度を測定するということである。言
い換れば、サーミスタの高周波加熱は最小である。これ
は温度センサが容易に校正できることを意味する。この
設計のプロトタイプの試験は５ワツトでの代表的な臨床
パワーレベルにおいて１度より非常に少ないように観察
された局部的なサーミスタおよびアプリケータ加熱量を
結果として生じた。比較において、中心および外方導体
間に小型サーミスタチップを備えた第４図のアプリケー
タは５ワツトで９度の選択的温度上昇を結果として生じ
る。この実施例（第６図）において、サーミスタは外方
導体の末端において最も熱い組織加温点近傍に置かれる
。ここで電界は非常に集中されならびに電流は中心導体
に流れる。
サーミスタ温度は主として３つの部分、すなわちサーミ
スタ加熱、同軸中心導体加熱、および周囲組織加熱の結
果である。周囲組織の塊りはサーミスタ、金属カバーお
よび外方導体より非常に大きい。高周波パワーがオフさ
れるとき、サーミスタおよび導体は組織より非常に速く
冷却する。それゆえ中間導体加熱は最も高い。試験から
外方導体加熱が中間導体の加熱の１６チであることが決
定された。サーミスタ加熱は導体加熱の約５チのみであ
る。プロトタイプのアプリケータについて測定された冷
却応答は代表的には高同波パワーがオフされた後２５０
ｍ５ｅｃ以下であることが観察された。１０ワツトのパ
ワー人力を有するこれらの部分の温度上昇量は代表的に
は組織温度より犬きく１５度である。これは高周波パワ
ー入力回路（前述されたようなマルチプレクサ）上に離
して置かれた直流デカップリング回路を持つサーミスタ
の抵抗変化を測定することにより計算されることができ
る。この温度変化は各アプリケータからの相対的照射パ
ワーを測定するのに使用できる。サーミスタについての
抵抗式は、゛ Ａｏ（Ｄ／Ｔ） で、Ｒは抵抗、Ｔはケルビン度の温度であり、そしてＡ
、ＤおよびＣは５つの温度校正技術によって見い出され
た定数である。この式の一般式は、ＡＴ　　＋ＴＢ＋Ｃ
＝Ｔ　　１ｎ（Ｒ）によって近似され、Ｒが３つの異な
る温度で測定されるとき、校正定数は同時に３つの式を
解くことにより見い出すことができる。
温度の変化はパワー人力に正比例する。パワーバランス
は、高周波パワーが約１秒間オフされるとき観察される
相対的な温度変化を比較することにより決定することが
できる。配列においてこれらの温度変化測定は幾つかの
アプリケータのパワーバランスの調整を監視することに
おいてオペレータを案内することができる。高周波パワ
ーオフ後種々の冷却の温度変化を測定したとき、これら
の値は測定温度から引かれることができ同時にパワーは
オンである。合計入力パワーがすべてのアプリケータに
変化されるならば、すべてのアプリケータセンサについ
て期待された結果として生じる温度変化は次の高周波パ
ワーオフ（代表的には６０秒ごと）までパワー変化に比
例していると判断されることができる。
第７Ａ図は幾つかのサーミスタ３２５，３２６゜６２９
および６３５が単一のアプリケータに接続される本発明
の他の実施例を示す。この実施例において、外方導体６
２０はそれが中断する一定点にまで延び、外方導体３６
０の第２部分が設けられる。この実施例において、第１
の外方導体３２２は高抵抗リード線３２３を介して第２
の外方導体３６０に接続される。第２部分６３０におい
て２つのサーミスタ５２５および６２６は両端において
配置される。実際上、直流電流は外方導体６２２に対し
て一方向に設けられかつ結果として生じる直流電圧は外
方導体６２２と中心導体６２１との間で測定される。電
流は一方のサーミスタについて一方向にかつ第２のサー
ミスタについて反対方向に供給される。例えば、外方導
体６２２から中間導体６２１への電流の流れはダイオー
ド６２４およびサーミスタ３２５を通る電流の流れを供
給する。それゆえ、サーミスタ５２５の測定抵抗はその
位置での温度表示を供給する。中心導体３２１から外方
導体３２２への電流の流れはサーミスタ３２６の位置に
おいて温度の表示を設けるべくダイオード５２７および
サーミスタ６２６を通る電流の流れを供給する。言い換
れば、電流の流れ方向とともにダイオード６２４と３２
１；ｔ２つの別個のサーミスタの抵抗によって指示され
る温度を測定するような手段を供給する。また、第７Ａ
図に示されるのは外方導体５２２および３３０に接続さ
れないが第３の外方導体部分６３１に接続される高抵抗
リード線６２０を含むさらに他の実施例である。この外
方導体部分は再びサーミスタ３２９およびダイオード６
２８を含んでいる。しかしながら、この実施例において
他のサーミスタ３６５は中心導体に接続した金属先端（
チップ〕６６３の区域に配置される。前述のごとく、サ
ーミスタ３３５はダイオード６３４を含みかつ高抵抗リ
ード線３３２によって外方導体部分６６１に接続される
。前述したように、リード線３２０に供給された直流電
流は２つのサーミスタ６２９および６６５の領域の温度
を測定すべく中心導体６２１で使用されることができる
。
ダイオードおよびサーミスタは第７Ｂ図に略示されるよ
うにいずれも並列構成で設けることができる。並列構成
はまた第７Ａ図の構成である。第７Ｃ図はサーミスタが
直列であるが種々の電流方向について電流バイパス装置
として作用するダイオードを含むさらに他の実施例を示
す。
本発明のさらに他の実施例は絶縁体内に収容されたファ
イバーオプティックス温度センサを有するアプリケータ
を含んでいる。温度センサはファイバーオプティックラ
インによってマルチプレクサに接続される。温度を測定
するためのファイバーオプティック構造はここに参考と
して組み込まれるアメリカ合衆国特許第４，１５６，５
６６号に示されている。他の光学的測定手段は、１９７
８年３月／り月のメディカル・フィジックスに記載され
たティ・シー会セタスおよびダプリュ・ジー・コナーに
よる「局部ハイパーサーミアにおける温度測定考察」と
題する論文に開示されている。
照射アプリケータの絶縁体内にファイバーオプティック
ス温度センサおよびファイバーオプティックス接続ライ
ンを配置することにより、幾つかの異なる領域に沿う温
度はアプリケータの照射部分に如何なる電気的妨害も与
えることなく測定されることができる。
第８図は第１図の中央処理ユニット１０によって通常実
施されるソフトウェアのソフトウェア、フローチャート
ラ示す。ＣＰＵは予め選択された加温パターンに一致す
るように伝送されたパワーを調整すべくアプリケータの
位置において測定された温度を使用する。幾つかの温度
センサを有するアプリケータを使用すると、減衰器およ
び位相関係調整により、治療を非常に正確に行なうのに
使用されることができる５次元加温パターンが検知され
ることができる。　　　　　　□ 好適な実施例が詳細に説明されたが、種々の置換、変更
および変化が当該技術に熟練した者には明らかとなるこ
とが理解されるべきである。これらの変更は特許請求の
範囲により定義されたような本発明の範囲および精神か
ら逸脱することなくなされることができる。
【図面の簡単な説明】
第１図は電磁ハイパーサーミア装置のブロック図、 第２Ａ図はアプリケータマルチプレクサのブロック図、 第２Ｂ図は１つのアプリケータマルチプレクサ実施例の
内部抵抗を示す図、 ８２０図はアプリケータマルチプレクサの第２実施例の
抵抗図式、 第２Ｄ図はアプリケータマルチプレクサの第３実施例の
抵抗図式、 第２Ｅ図は４個のアプリケータマルチプレクサを収容す
るシャーシの平面図、 第３図は照射アプリケータ、カテーテルおよびハイパー
デルミックニードルの平面図、第４Ａ図は照射アプリケ
ータの部分断面図、第４Ｂ図は第４Ａ図の照射アプリケ
ータの断面図、 第４Ｃ図は照射アプリケータの第２実施例の部分断面図
、 第５図は感温サーミスタの異なる内部接続図式を示す照
射アプリケータの断面図、 第６図は照射アプリケータの概略図、 第７人図は幾つかの温度センサを含んでいるアプリケー
タを示す図式、 第７Ｂ図は第７Ａ図の温度センサ配置を示す略図、 第７Ｃ図は複合温度センサ構造の第２実施例の概略図、 第８図は照射アプリケータの感温サーミスタを校正する
のに使用されるソフトウェアのソフトウェアフローチャ
ートである。 図中、符号１０は中央処理装置（ｃＰＵ）、１２はマイ
クロ波発生器、１４は温度インターフェイス回路、１８
はパワー制御手段（パワー分割器）、４２．４４，４６
．４８はマルチプレクサ、７１〜７４．７６〜７９．８
１〜８６，２００はアプリケータ、１００は身体組織、
１２５〜１６４゜１２６’、１２８’はインピーダンス
整合手段、２５２゜３１０．３２１は中心導体、２５６
，３１８゜３２５．３２６，３２９，３３５は感温手段
（サーミスタ）、２０８，２５４，３１２は金属先端（
チップ）、２６０，３０２，３２０は外方導体である。 代理人　弁理士　佐　々　木　清　隆 （外２名）

Claims (22)

    【特許請求の範囲】
  1. （１）身体組織の局部区域を加温するための電磁ハイパ
    ーサーミア方式において、 電磁照射源と、 各々身体組織に電磁照射を放出するための照射手段およ
    び隣接身体組織温度を表示するための感温手段を含む複
    数のアプリケータと、 前記アプリケータに前記電磁照射源からの照射を分割し
    かつそれからの照射を制御するため前記電磁照射源と前
    記アプリケータとの間に接続される照射制御手段と、 所望の加温パターンにしたがつて加温量を制御するため
    前記電磁照射源、前記照射制御手段および前記感温手段
    に接続されるデータ処理手段とからなることを特徴とす
    る電磁ハイパーサーミア方式。
  2. （２）前記照射制御手段は複数のアプリケータへの接続
    のためインピーダンス整合手段を含む少なくとも１つの
    アプリケータマルチプレクサを含むことを特徴とする特
    許請求の範囲第１項に記載の電磁ハイパーサーミア方式
    。
  3. （３）身体組織の局部区域を加温するための電磁ハイパ
    ーサーミア装置において、 電磁照射源と、 周囲身体組織温度を表示するための感温手段をそれぞれ
    含んでいる、身体組織への挿入用の複数の電磁エネルギ
    照射アプリケータと、 前記電磁照射源と各アプリケータとの間に相互に接続さ
    れかつ前記感温手段に示された温度パターンにしたがつ
    て各アプリケータからの照射出力を制御するため前記感
    温手段に応答すべくなされた制御手段とからなることを
    特徴とする電磁ハイパーサーミア装置。
  4. （４）前記制御手段は所望の加温パターンと同じにすべ
    く前記アプリケータからの照射出力を制御することを特
    徴とする特許請求の範囲第３項に記載の電磁ハイパーサ
    ーミア装置。
  5. （５）前記制御手段は所望の加温パターンに応じて電磁
    照射のパワーおよび関連の位相を制御することを特徴と
    する特許請求の範囲第４項に記載の電磁ハイパーサーミ
    ア装置。
  6. （６）前記制御手段は前記電磁照射源からの電磁照射を
    受けかつ前記アプリケータへの照射を供給するための少
    なくとも１つのアプリケータマルチプレクサに照射を供
    給すべく接続されたパワー分割器を含むことを特徴とす
    る特許請求の範囲第５項に記載の電磁ハイパーサーミア
    装置。
  7. （７）各マルチプレクサ手段は照射を受けかつ前記制御
    手段からの制御信号にしたがつて前記アプリケータに分
    布された照射を選択的に制御すべく接続されるパワー制
    御手段を含むことを特徴とする特許請求の範囲第６項に
    記載の電磁ハイパーサーミア装置。
  8. （８）各マルチプレクサは各々ユニークな数のコネクタ
    からなる幾つかのグループのアプリケータコネクタを含
    み、そして前記グループのうちの１つのみが装置の作動
    中コネクタを含みそして残りのグループが前記電磁照射
    源に対して電気的開回路として現われることを特徴とす
    る特許請求の範囲第７項に記載の電磁ハイパーサーミア
    装置。
  9. （９）各マルチプレクサグループは照射源動作周波数の
    １／２波長の整数として電気的に現われる伝送ラインを
    含むことを特徴とする特許請求の範囲第８項に記載の電
    磁ハイパーサーミア装置。
  10. （１０）各マルチプレクサは身体組織温度を示す前記ア
    プリケータを横切る直流電圧降下を測定するためのデカ
    ップリング手段を含み、該デカップリング手段は前記制
    御手段に結合されることを特徴とする特許請求の範囲第
    ９項に記載の電磁ハイパーサーミア装置。
  11. （１１）電気抵抗を対応して変化させることにより周囲
    身体組織の温度変化を表示するための感温装置を含むハ
    イパーサーミア電磁照射アプリケータを作動するための
    ハイパーサーミア電磁照射アプリケータ作動方法におい
    て、 （ａ）直流エネルギを供給する一方同時にかつ間欠的に
    高周波電磁エネルギを前記アプリケータに供給し、 （ｂ）前記アプリケータの高周波パワー出力を決定すべ
    く高周波エネルギの印加または除去中前記アプリケータ
    を横切る直流電圧変化を測定し、（ｃ）周囲身体組織の
    温度を決定すべく高周波エネルギの不存在中前記アプリ
    ケータを横切る直流電圧を測定し、 （ｄ）高周波エネルギの印加中前記アプリケータを横切
    る直流電圧を測定しかつ周囲組織温度を判断すべく前記
    （ｂ）から得られた温度変化を減じてなることを特徴と
    するハイパーサーミア電磁照射アプリケータ作動方法。
  12. （１２）身体組織の局部区域を加温すべく電磁エネルギ
    を照射するためのアプリケータにおいて、身体組織への
    電磁照射を放出するためのかつ隣接身体組織温度を表示
    する浸入感温手段を含む照射手段からなることを特徴と
    するアプリケータ。
  13. （１３）前記照射手段が中心導体より長さの短かい外方
    導体を有する同軸ケーブルおよび前記外方および中心導
    体間に接続された感温手段を含むことを特徴とする特許
    請求の範囲第１２項に記載のアプリケータ。
  14. （１４）前記感温手段は少なくとも１つのサーミスタを
    含むことを特徴とする特許請求の範囲第１３項に記載の
    アプリケータ。
  15. （１５）前記感温手段は前記サーミスタに接続された第
    １ダイオードに接続された第１サーミスタおよび第２ダ
    イオードに接続された第２サーミスタを含み、前記両ダ
    イオードはそれぞれのサーミスタに対して相対的に反対
    極性において接続されることを特徴とする特許請求の範
    囲第１４項に記載のアプリケータ。
  16. （１６）前記サーミスタは電磁作動周波数においてアプ
    リケータのインピーダンスより少なくとも１００倍大き
    いインピーダンスからなることを特徴とする特許請求の
    範囲第１４項に記載のアプリケータ。
  17. （１７）前記中心導体は身体組織に電磁エネルギの増大
    されたキャパシタンス結合を供給する構造において終端
    することを特徴とする特許請求の範囲第１３項に記載の
    アプリケータ。
  18. （１８）前記中心導体終端構造は多径金属チップを含む
    ことを特徴とする特許請求の範囲第１７項に記載のアプ
    リケータ。
  19. （１９）身体組織の局部区域を加温すべく電磁エネルギ
    を照射するためのアプリケータにおいて、中心導体より
    長さの短かい外方導体を有しかつ露出された前記中心導
    体を有する同軸ケーブルおよび前記外方および中心導体
    間を電気的に接続しかつ物理的に収容された隣接身体組
    織温度を表示するための感温手段からなることを特徴と
    するアプリケータ。
  20. （２０）前記感温手段はサーミスタであることを特徴と
    する特許請求の範囲第１９項に記載のアプリケータ。
  21. （２１）前記サーミスタは電磁作動周波数においてプロ
    ーブのインピーダンスより少なくとも１００倍大きいイ
    ンピーダンスからなることを特徴とする特許請求の範囲
    第２０項に記載のアプリケータ。
  22. （２２）前記中心導体は金属チップにおいて終端し、こ
    の金属チップは該金属チップの内面に接続されたサーミ
    スタの第１端子を有しかつ高インピーダンスリード線を
    介して外方導体に接続されたサーミスタの第２端子を有
    することを特徴とするアプリケータ。
JP61136339A 1985-06-28 1986-06-13 電磁ハイパ−サ−ミア方式、装置、ハイパ−サ−ミア電磁照射アプリケ−タ作動方法およびそのアプリケ−タ Granted JPS6232975A (ja)

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