JPS6248505B2

JPS6248505B2 -

Info

Publication number: JPS6248505B2
Application number: JP58009658A
Authority: JP
Inventors: Kyoshi Iguchi; Keizo Sugimachi; Hidenobu Kai; Tetsuya Hotsuta; Yoshio Kawai; Toshimi Shiragami
Original assignee: Kureha Corp
Current assignee: Kureha Corp
Priority date: 1983-01-24
Filing date: 1983-01-24
Publication date: 1987-10-14
Also published as: JPS59135066A

Description

【発明の詳細な説明】本発明は医用誘電加熱電極構造体に係り、より
詳細には高周波加熱電極構造体、特に腫瘍に対す
る温熱治療等に適用され得る腔内用高周波誘電加
熱電極構造体に係る。

癌細胞等が正常細胞と比較して熱に弱いことを
利用して患部を加温することにより治療を行なう
高周波誘電温熱治療は知られている。

従来の高周波加熱法では、例えば第１図及び第
２図に示す様に生体１の目標とする加熱部位２を
含む領域３を対向する２つの板状電極４，５では
さみ、高周波電源６でこの腹側及び背側電極４，
５間に高周波電流を流すことにより温熱治療が行
なわれていた。

この方法では、高周波電流が対向電極間の領域
でほぼ平行に流れる故に目標とする加熱部位２以
外も同様な加熱を受ける虞れがあること、並びに
皮下脂肪層７と内腔臓器組織との間の電気定数
（導電率、誘電率）の違いの故に皮下脂肪層７の
方がより強く加熱される傾向があり、患者の熱感
愁訴、表層組織の熱傷の危険性等があることのた
めに、深部にある目標加熱部位２を治療温度まで
加熱することが困難であつた。

この問題を解決する一手段として、金属針等の
鋭利な導電性材料を目標加熱部位に配置し、対向
する２つの電極間の電界をこの金属針に集中させ
局所的加熱を行なう方法も試みられた。この方法
は電界を目標部位に集中させるためには有効であ
るが、金属針等の設置及び抜去に外科的手技を要
する点、並びに患者に苦痛等を与える点において
必ずしも好ましいものではない。

本発明は、前記諸点に鑑みなされたものであ
り、その目的とするところは、患者に多大な苦痛
を与えることなく生体深部の所与の領域を選択的
に加温することを可能にする医用加熱構造体を提
供することにある。

この目的は、本発明によれば可撓性長尺支持体
と、一方の端部が前記支持体の一端側に位置して
おり、前記支持体に支持された柔軟性を有する電
極と、前記電極を囲繞しており、一端が前記電極
の一端側において前記支持体の一端側に固着さ
れ、他端が前記電極の他端側において前記支持体
に固着された伸縮性高分子製の袋状体と、この袋
状体と前記電極との間に形成される空間内に冷却
液を循環させる通路手段とからなる腔内用誘電加
熱電極構造体により達成される。

本発明の好ましい一具体例によれば、管腔臓器
内に配置されるべく構成された第一電極を含む本
発明腔内用誘電加熱電極構造体は全体として筒状
に形成されており、生体外周上に配置されるべく
構成された第二電極を含む医用電極構造体は全体
として比較的広い湾曲板状乃至平板状に形成され
ており、この２つの電極間に高周波電流を流すこ
とにより、第一電極近傍により強い電界分布を作
り、第一電極構造体周辺の生体深部のみを選択的
に加温し得る。

更に第一電極を含んでなる本発明腔内用誘電加
熱電極構造体が管腔臓器内に配置されるべく構成
されている故に、この腔内用電極構造体が経口、
経肛門、経腔等の方法で容易に設置・抜去可能で
あり、患者に与える苦痛が極めて小さく抑えられ
る。

次に、本発明腔内用誘電加熱電極構造体の概要
を第３図乃至第８図に基づいて説明する。第３図
において、同軸に配置された筒状第一電極１０
（半径ａ）及び筒状第二電極１１（半径ｂ＞ａ）
が高周波電源１２に接続されている。説明の簡明
化のために、二つの電極１０，１１間の空間は一
定の電気定数（導電率、誘電率）を有する等方性
の媒質で一様に満たされているとする。この時電
極端での電界の歪みを無視すれば、二つの電極１
０，１１の間で電気力線は放射状に拡がることに
なり、電界強度Ｅは第４図のように中心軸１３か
らの距離ｒに反比例してＥ∝１／ｒの形で減少す
る。単位体積当りの発熱量Ｗは（導電率）×（電界
強度）^２であるから、第５図に示すようにr²に反
比例してＷ∝１／r²の形で変化し、第６図に示す
如く第一電極１０の近傍の領域１４がより強く加
熱される。

一方、第７図に示す様に筒状第一電極１５と、
筒状第二電極１１の一部よりなる湾曲板状第二電
極１６又は平板状第二電極とを高周波電源１７に
接続した場合には、電界分布は第４図の様に単純
な形では表わせないが、電界の強い領域は第８図
に符号１８で示すごとく第一電極１５近傍で且つ
第二電極１６側に偏つた部分となる。

実際の生体加熱では前記電気定数が空間的に一
様でない為、電界の分布は複雑になるが、第一電
極近傍がより強く加熱されることに変りはない。

尚、生体管腔内に配置されるべく構成された第
一電極を含む本発明腔内用誘電加熱電極構造体
は、該配置を可能とするように細く、且つ該第一
電極近傍の電場が第二電極近傍の電場と比較して
大きくなるように全体として曲率の大きい外表面
を有していればよく、第一電極は、円筒状のかわ
りに楕円筒状、角筒状等でもよく、多数の導体細
片を電気的に接続してなるものでもよい。尚、後
述の冷却媒体の管路となるように、第一電極は中
空であることが好ましいが、中実であつてもよ
い。

第二電極は生体に接する部位での電場が比較的
弱くなるように全体として第一電極より大きく形
成される限り、１枚の導体板のかわりに多数の導
体片を電気的に接続してなるものでもよい。

次に本発明による好ましい一詳細具体例を第９
図乃至第１１図に基づいて説明する。

第９図に第一電極を含む本発明腔内用誘電加熱
電極構造体２０の断面図を示す。図中２１が筒状
第一電極であり、電極２１は支持体としての外筒
管２２上に設置されており、内筒管２３中の電極
リード線２４を介して高周波電源（図示せず）の
一方の出力端子に接続されている。内筒管２３及
び外筒管２２は後述の様に送水管及び排水管とし
ても機能する。電極構造体２０は、生体治療時に
目標とする管腔臓器への挿入・抜去が容易となる
様に可撓性を有することが望ましく、内筒管２３
及び外筒管２２としてゴム、軟質塩化ビニル、シ
リコーン等の高分子材料で形成されたもの、電極
２１として金属箔、銅等の金属編組品あるいはコ
イル状の金属線を導線で短絡して形成される柔軟
性のあるものを用いるのが好ましい。

次に、第一電極２１を含む腔内用誘電加熱電極
構造体２０の通水系について説明する。外筒管２
２の一端は終端栓２５で封止されており、電極２
１の付近において、外筒管２２の周壁には複数の
通水孔２６，２７，２８，２９があけられてい
る。３０は伸縮性高分子薄膜よりなる袋状体とし
ての外包袋であり、その両端は外筒管２２及び終
端栓２５に電極２１を囲繞するように接着されて
いる。尚、気密であれば外包袋３０の両端は外筒
管２２に接着されるような配置であつてもよい。
この第一の電極を含む腔内用誘電加熱電極構造体
２０を目標とする管腔臓器内に設置した後、内筒
管２３を介してＡ方向に通水すると、内外筒２
２，２３間に設けられたシリコーン封止材よりな
る封止栓３１の右側の通水孔２７，２９から電極
２１又は電極２１と外筒管２２間の空隙を通り外
筒管２２の外部に水が流出し、外包袋３０が膨張
を始める。更に通水を続けると、外包袋３０は管
腔臓器壁に接触するまで膨張する。その後余剰の
水は封止栓３１の左側の通水孔２６，２８より電
極２１又は電極２１と外筒管２２間の空隙を通り
外筒管２２内に流入し、外筒管２２を介してＢ方
向に排出される。この通水は２つの効果をもたら
す。第一に、電極２１と管腔臓器壁との間の空隙
を例えば生体に近い電気定数の水で満たすことに
より、空隙による電力損失を低減し、患部のより
有効な高周波加熱を行ない得る。第二に、電界強
度は電極２１の表面で最も強い為、電極２１の近
傍は極めて強く加熱され熱傷を起す虞れがある
が、この部分を水循環という手段により強制冷却
することにより熱傷の発生を未然に防ぎ得る。
尚、上記２点の効果を発揮するものであれば、循
環する液体は水以外に生体に近似の電気定数（導
電率、誘電率）を有する液体等でも良い。また、
電極構造体２０の外径は対象とする管腔臓器内径
より小さければ任意でよく、電極２１の長さは目
標とする加熱部位の長さに応じて選べばよい。外
筒管２２、内筒管２３、終端栓２５、封止栓３
１、外包袋３０、通水孔２６，２７，２８及び２
９は通路手段を構成する。

外包袋と電極との間に形成される空間は、外包
袋３０と電極２１及びこの電極の両端側にそれぞ
れ位置する支持体としての外筒管２２によつて規
定される空間を指称する。

次に第１０図及び第１１図により被加熱生体外
周に配置する板状第二電極を含む医用電極構造体
４０の一具体例を説明する。第１０図は電極構造
体４０の外観図であり、外包袋４１は生体に密着
しやすい様に軟質塩化ビニル等の柔軟な高分子膜
材で作られている。この外包袋４１の内部には第
１１図に示すがごとく、銅等の金属箔、金属編組
品等からなる柔軟性板状電極４２及びこの電極４
２の上に設置された水循環用管４３が収容されて
いる。電極４２はこれに接続された電極リード線
４４により高周波電源（図示せず）の他方の端子
に接続される。水循環用管４３は軟質塩化ビニル
等の柔軟性材料からなるのが好ましい。電極４
２、管４３及び外包袋４１で構成される電極本体
を被加熱生体の外周に固定する為に固定用柔軟性
帯４５及び固定具４６が外包袋４１に取り付けら
れている。外包袋４１の内部には、電極４２と生
体との間に空気層が生じないように若干の水を入
れることが望ましいが、水のかわりに適当な電気
定数を有するその他の液体、柔軟性材料を入れて
おいてもよい。同様に水循環用管４３を通る液体
も水に限られない。ところで、既に説明したよう
に第二電極付近の電界はかなり弱く、従つて加熱
量も小さい。それ故、場合によつては第二電極付
近の生体部を強制冷却する必要がなく、水循環用
管４３はなくてもよく、更には外包袋４１をも設
けないで、単に電極板４２を被加熱生体に直接接
触させるようにしてもよい。固定具４５，４６も
使用目的によつてはなくてもよい。また電極板４
２の縦横寸法は、第一電極及び目標とする加熱部
位の位置及び大きさにより決まるものであり、生
体全周を覆うような寸法の場合もある。更に、電
極４２の形状は矩形に限らず円板等他の形状でも
よい。

以上述べたような本発明の第一電極を含む腔内
用誘電加熱電極構造体は第二電極を含む医用電極
構造体と対で生体高周波加熱に適用すれば、実施
例の項に詳しく述べるように、目標とする加熱
部位である管腔臓器内に容易に設置・抜去可能
で、目標加熱部位である第一電極近傍の生体深
部のみを選択的に加熱し得、かつ表層、特に皮
下脂肪層に無用の加熱昇温を生じさせない生体深
部の選択的加熱を行ない得る。

実施例以上説明した筒状第一電極２１を含む腔内用誘
電加熱電極構造体２０を被加熱生体としての犬５
０の目標加熱部である食道５１内に配置し、板状
第二電極４０を含む医用電極構造体４０を犬５０
の胸かく部５２の一側外周上に配置し、上記２つ
の電極構造体２０，４０の電極２１，４２を高周
波電源５３（周波数13.56MHz、出力200W）に接
続して、犬食道５１の加温を試みた例について第
１２図乃至第１４図に基づいて述べる。

第１２図には、実験に用いた犬胸部断面及び電
極配置が示されている。５２は胸部断面、５１は
目標とする加熱部位である食道、５４は肺、５５
は脊柱であり、筒状腔内用誘電加熱電極構造体２
０は食道内に、板状電極構造体４０は外周上に設
置した。またＴ１〜Ｔ６は各部の温度測定用に設
置した測温用テフロン被覆微小熱電対である。熱
電対Ｔ６は第１２図に示す様に第二電極構造体４
０側の皮下脂肪層に配設され、他の熱電対Ｔ１〜
Ｔ５は食道５１の近傍に配設された。より詳細に
は、食道付近拡大図である第１３図に示すよう
に、第一電極を含む腔内用誘電加熱電極構造体２
０外周の第二電極構造体４０側に熱電対Ｔ１を、
腔内用誘電加熱電極構造体２０の外周で第二電極
構造体４０の反対側の２ケ所に熱電対Ｔ２，Ｔ３
を、食道５１の組織内に熱電対Ｔ４を、そして食
道５１の外壁に熱電対Ｔ５を配置した。実験では
熱電対Ｔ１の温度指示を高周波電源５３の入切の
制御に用いた。具体的には熱電対Ｔ１の指示が上
限温度44℃に達した際に電源５３を切り、自然冷
却の後熱電対Ｔ１の指示が下限温度42℃まで低下
した際に電源５３を入れるという過程を繰り返し
た。

第１４図に経過時間ｔ（分）と各部の温度変化
Ｔ（℃）の関係を示す。加熱開始前、皮下脂肪層
の熱電対Ｔ６の指示温度が31℃、その他の部位の
指示温度は34℃であつた。加熱開始後約３分で熱
電対Ｔ１の指示が44℃に達したため電源５３を切
り、その後約1.5分で42℃まで低下した所で電源
５３を入れ再加熱し、１分弱後で44℃に達し、再
び電源５３を切つた。以降これを繰返した。食道
５１近辺の他の熱電対Ｔ２〜Ｔ５の温度指示は熱
電対Ｔ１の温度支持の変化とほぼ同様に変化し、
熱電対Ｔ１の指示温度に比べて、熱電対Ｔ４の指
示温度は約0.5℃高く、熱電対Ｔ２の指示温度は
約１℃、熱電対Ｔ５の指示温度は約２℃、熱電対
Ｔ３の指示温度は約４℃低かつた。熱電対Ｔ６で
検出された皮下脂肪層の温度は僅かながら増加傾
向にあつたが、その昇温は10分間で２℃程度で熱
傷の危険性はなかつた。更に昇温を抑えたければ
第二電極構造体４０の循環水量を増やすなどの手
段を講ずればよい。熱電対Ｔ１より腔内用誘電加
熱電極構造体２０から遠い位置にある熱電対Ｔ４
の指示が若干高いのは熱電対Ｔ１付近が循環水に
より冷却されていることによる。以上の結果が示
す通り、本発明の腔内用誘電加熱電極構造体２０
付近の目標加熱部位である食道５１が選択的に加
熱され得ることが確められた。

本発明の医用誘電加熱電極構造体においては、
電極を囲繞しており、一端が電極の一端側におい
て支持体の一端側に固着され、他端が電極の他端
側において支持体に固着された伸縮性高分子製の
袋状体が設けられており、また、前記袋状体と電
極との間に形成される空間内に冷却液を循環させ
る通路手段が設けられている。

従つて本発明医用誘電加熱電極構造体は、この
構造体が腔内に挿入され、冷却液が循環された際
に、冷却液の作用により電極を腔内の中心部に位
置せしめることができ、電極が内腔表面部に極端
に近接することにより、その生体表面部が熱傷を
受けるような危険は確実に回避されるという利点
を有する。また、本発明の医用誘電加熱電極構造
体によれば、冷却液の給排液量及び／又は液温を
調節することによつて、袋状体の生体接触面近傍
の温度分布を変えることができるので、所与の領
域を安全且つ確実に加熱し得る。更に、本発明の
医用誘電加熱電極構造体によれば、袋状体一層を
介して冷却が行われるため、袋状体が接する生体
部位に対する冷却液の冷却効率が高いという利点
をも有する。

【図面の簡単な説明】

第１図及び第２図は従来の医用加熱装置の説明
図、第３図乃至第８図は本発明腔内用誘電加熱電
極構造体の使用概要を示す二つの例の説明図、第
９図は本発明による好ましい一具体例の第一電極
を含む腔内用誘電加熱電極構造体の詳細を示す説
明図、第１０図及び第１１図は第二電極を含む医
用電極構造体の一例の説明図、第１２図乃至第１
４図は第９図乃至第１１図に示された電極を用い
て犬の食道の加熱を行なつた例を示す説明図であ
る。１０，１５，２１……第一電極、１１，１６，
４２……第二電極、２０……腔内用誘電加熱電極
構造体、５０……犬、５１……食道、Ｅ……電
場、４０……第二電極を含む医用電極構造体。

Claims

【特許請求の範囲】

１可撓性長尺支持体と、一方の端部が前記支持
体の一端側に位置しており、前記支持体に支持さ
れた柔軟性を有する電極と、前記電極を囲繞して
おり、一端が前記電極の一端側において前記支持
体の一端側に固着され、他端が前記電極の他端側
において前記支持体に固着された伸縮性高分子製
の袋状体と、この袋状体と前記電極との間に形成
される空間内に冷却液を循環させる通路手段とか
らなる腔内用誘電加熱電極構造体。