JP5352831B2 - ハイパーサーミア用マイクロ波アレイアプリケータ - Google Patents
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Description
この発明は、マイクロ波技術を用いて組織を治療する際に制御された熱エネルギを生成するための機器および方法に関する。この発明は特に、皮膚疾患を治療するための手段としての、(たとえば組織壊死を引起す)熱剥離の制御された使用に関する。
皮膚は、人体構造の中で最大の器官であり、身体の全表面を覆っている。皮膚癌を含む幅広い種類の皮膚病および障害が知られており、症状を軽減するまたは治すために皮膚組織自体の直接的な治療が必要である。さらに、美容整形目的で皮膚を治療する方法、たとえば組織のリサーフェシング(resurfacing)または皮膚の若返りがますます一般的になっている。従来の皮膚治療技術として、レーザ療法、光力学的療法、冷凍外科療法、機械的皮膚剥離、およびプラズマリサーフェシングがある。
第1段階−厚みが0.75mmまたはそれ未満であり、上部真皮に広がっている局所的な腫瘍
第2段階−0.75mmよりも厚いが1.5mm未満であり、および/または下部真皮に侵入し始めている局所的な腫瘍
第3段階−厚みが1.5mm以上であるがせいぜい3mmである局所的な腫瘍
第4段階−1.5mmよりも厚いが4mm未満であり、および/または下部真皮に侵入している局所的な腫瘍
第5段階−厚みが4mmよりも大きく、および/または皮下組織(皮膚の下の組織)に侵入しており、および/または原発腫瘍の2cm以内で衛星中継する(satellite)局所的な腫瘍
第6段階−腫瘍がリンパ節付近に広がっているか、または5つ未満の移動途中の(in-transit)転移が見られる。移動途中の転移とは、原発腫瘍と最も近いリンパ節領域との間に位置する転移であり、メラノーマ細胞がリンパ管に閉じ込められることによって起こる。
この発明は、皮膚病変および他の皮膚疾患を治療するための臨床治療機器を提供する。
この発明は、通信産業用に近年開発されてきた半導体パワーデバイスを用いて実施されてもよい。これらのデバイスによって、以前は生物医学的な治療用途で用いるために調査または活用されてきたわけではない電磁スペクトル内に含まれる周波数でエネルギを発生させることができる。電磁場から生物組織負荷へのエネルギの浸透深さは、とりわけ、その電磁場の周波数の逆数に依存する。したがって、皮膚組織の上部層にのみ浸透させる場合、高いマイクロ波周波数エネルギ源(たとえば、周波数が10GHzを上回るエネルギ源)が望ましい。
にわたって皮膚特性の違いを調整できる適応性のある治療機器を提供してもよく、それによって、治療箇所の皮膚表面全体にわたって均一な電力送出が達成され得る。
より高いマイクロ波周波数の場合、共平面導波路給電サスペンド型パッチアンテナアレイが好ましい。
、放散係数が0.001という低い値を有する場合、負荷係数は約20、すなわち√[202+(0.001×20)2]=20.00001になる。したがって、治療面において実質的に均一な電磁場を発生させるためにこれらの要因を考慮に入れて、各導電パッチの寸法が計算されてもよい。
めに生じる。これによって、治療面が皮膚の比較的大きなエリアを均一に被覆および治療できる。たとえば皮膚移植後のさまざまな大きさの開放創および露出した組織を制御された剥離によって封止できるようにするため、またはメラノーマの大きなエリアを治療するために、0.5cm2未満から10cm2を超えるまでの表面積の範囲にわたる均一な組織効果がたとえば可能であってもよい。
この発明の一般的原理は、放射素子のアレイからの、実質的に均一な電磁場を有する電磁放射を生成することである。以下に記載する実施例のうちのいくつかでは、放射素子としてパッチアンテナが用いられる。スロット付き線または共平面導波路給電サスペンド型パッチのアレイも用いられてもよい。このような放射素子およびそれらの給電線構造を作製するために、微細加工技術を用いることができる。さらなる実施例は、接地面に複数のスロットを有する底部層と、放射マイクロストリップ線がスロットの上にくるように誘電体層上に作製されたマイクロストリップ線の構成とを備える放射構造を提供する。マイクロストリップ線およびスロットの大きさは、スロットからエネルギが放射されるように決められる。ここで紹介するパッチアンテナアレイの動作環境は、このようなアンテナ構造が通常動作する通常の「自由空間」状況とは非常に異なっている。たとえば、パッチアンテナのアレイは、通常、船のレーダ、地上レーダおよびさまざまな他のタイプの通信機材で利用される。したがって、生物組織は、パッチアンテナのアレイが動作する環境としては、従来とは多少異なったものになる。なぜなら、通常この発明における構造は近距離場において動作することになるためである。すなわち、この動作は、変位電流が関係するアンテナと組織との間の容量結合であると考えられてもよい。
示す。図1(b)は、病変302を治療する放射アンテナアレイ304を示す。治療システム全体は、直流電源用伝送線と制御信号用伝送線とを含むケーブルアセンブリ308を用いてともに接続された2つのサブシステム304、306を備える。制御信号の動作周波数は、マイクロ波周波数スペクトルと比較して非常に低く、たとえば1Hzから100KHzの間であり、したがって、ケーブルに沿った挿入損失は無視できるほどのものであり、さまざまな標準的なケーブル、たとえば直径が0.2mmの7本の(7/0.2mm)錫めっき銅線が用いられてもよい。第1のサブシステム306は、直流電源と、制御ユニット(たとえば、マイクロプロセッサおよび/またはデジタル信号プロセッサ)と、適切なユーザインターフェイス(たとえば、モニタを有するキーボード/マウス、キーパッドまたはタッチスクリーンディスプレイを有するLED/LCDディスプレイなど)とを含む。第2のサブシステムは、図1(c)に詳細に示されるマイクロ波サブアセンブリ304であり、マイクロ波供給源発振器310と、マイクロ波電力増幅器312と、電力分割および給電ネットワーク314と、放射アンテナアレイ316とを含む(すべてについて以下でより詳細に説明する)。このユニットはまた、方向性結合器(図示せず)、たとえば、マイクロストリップ結合器、検出器、および動的同調またはビーム操縦手段を含む。方向性結合器を用いて、順方向に進むまたは反射される電力のレベルを監視できるようにし、上記結合器の結合されたポートからの信号は、PINダイオード移相器または可変キャパシタンスバラクタダイオード(これらも図示せず)を制御して、アンテナアレイを皮膚の表面インピーダンスにインピーダンス整合させることができるようにするために、用いられてもよい。
クタは、任意の好適なタイプ、たとえばSMA、SMB、SMC、MCXまたはSMPなどの同軸接続であってもよい。(たとえば、銅、銀などからなる)接地された導電層14は、給電構造(以下に記載)を介して複数の導電パッチ18に供給される電流のための戻り電流経路を提供するように、誘電体基板16上に取付けられる。各パッチ18は、提供されたマイクロ波エネルギのための放射アンテナの役割を果たすように選択された長方形の形状を有する。放射素子の形状は必ずしも長方形ではない。すなわち、放射素子は、正方形、三角形または円筒形であってもよい。この形状は、電磁場シミュレーションを用いて最適化されてもよい。複数のパッチ18は、規則的な配列で配置され、一緒になって実質的に均一な電磁場を外向きに放出するように基板16の表面上の空隙20によって隔てられている。パッチ18のアレイは、好ましくは生体適合性材料、たとえばパリレンC、テフロン(登録商標)などから形成された誘電体スーパーストレート22によって被覆される。
誘電体基板16は、任意の好適な材料、すなわち、好ましくは治療中の皮膚組織の表面に装置をインピーダンス整合させることを助ける、低いtanδおよび比誘電率を有する誘電材料からなっていてもよい。好適な材料の例は、PTFE、ナイロン、サファイア、およびパリレンCでコーティングされたアルミナ(コーティングの厚みは好ましくは10μm未満である)である。アルミナを用いることの利点は、皮膚構造の比誘電率に匹敵する約10という比誘電率を有すること、および優れた熱伝導率を有することを含む。場合によっては、伝導によって発生する如何なる熱も組織の表面に伝達されることを防ぐために、劣った熱伝導率を有する材料を用いることが望ましいであろう。これは組織の表面の焼けを招く可能性がある。すなわち、熱が皮膚に伝えられるのではなく材料に蓄積される。
あり、したがって、誘電体基板層とパッチアンテナ層との間に整合変圧器が必要であり得る。低誘電率誘電体が用いられる場合、誘電体基板層とパッチアンテナ層との間に追加の誘電体層を挟んで、必要なインピーダンス整合を行なうこと、および電力の一部が組織/誘電体界面において反射されるのを防ぐことが好ましい。
号生成ラインアップを含む第3の層108上に取付けられる。第3の層108は、生成されたマイクロ波信号を昇圧するためのマイクロ波増幅器ラインアップ(たとえば、複数のMMICまたはMHEMT装置)を含む第4の層110上に取付けられる。第4の層110は、第5の層112上に取付けられ、第5の層112は、生成されたマイクロ波信号を分けかつエネルギを放射素子に伝送するように配置されたパワースプリッタのネットワークを組入れる(たとえば、マイクロストリップトラックの)給電構造を含む。第5の層112は、第6の層113上に取付けられ、第6の層113は、アンテナ構造の放射素子に与えられる前に、分けられた信号を昇圧するための電力増幅器(たとえば、MMIC装置)のアレイを含む。第6の層113は、第7の層114上に取付けられ、第7の層114は、各放射素子に送出された電力および各放射素子から反射された電力を監視するように、および、たとえば治療すべき組織とのインピーダンス整合を確実にするために各信号を調整するように配置された信号制御装置のアレイを含む。第7の層114は、第8の層116上に取付けられ、第8の層116は、各々が信号制御装置のアレイから、分けられた信号を受信する放射素子(たとえば、導電パッチ、スロットライン、または共平面導波路サスペンド型パッチアンテナ)のアレイ(たとえば、規則的なパターン)を含む。第8の層は、図4に示される構成に類似した放射構成を提供するために、放射素子とは反対側の面上に、接地された導電性コーティングを有していてもよい。生体適合性の取外し可能な(使い捨ての)第9の層117が第8の層116上に設けられる。第9の層117は、使用中、治療すべき組織と接触する(すなわち、それは上述のスーパーストレート層である)。
る。スプリッタ128の目的は、位相変化を導入することなく、供給源126が生成した電力を2つの等しい割合に分けることである。
ある場合もあれば、デジタル減衰器である場合もあり、反射型である場合もあれば、吸収型である場合もある。この減衰器は、いくつかのパルス形状またはシーケンスを生成するようにマイクロプロセッサ124によって制御されてもよい。第2の信号アイソレータ140の機能は、可変減衰器142の入力ポートと第2の変調ブレークスルー阻止フィルタ138の出力ポートとを分離することである。第2の信号アイソレータ140は、優れた設計実践のために挿入されており、劣化またはマイクロ波サブアセンブリに対する損傷を引起すことなく機器から割愛することができる。
オード)158と、順方向電力方向性結合器160と、反射電力方向性結合器162とを備える。結合器156、160、162は、装置を通って順方向に進むか、または信号が組織から反射されて供給源の方に戻る反対方向に進む電力を検出するように配置される。信号は、位相および/または大きさ検出器回路155を介してマイクロプロセッサ124に供給される。検出器は、位相および大きさの両方の情報を測定することが望ましいヘテロダイン受信機の形態を取る場合もあれば、大きさ情報のみを必要とするホモダイン受信機の形態を取る場合もある。大きさ情報を検出および処理することのみが必要である単純なダイオード検出器も用いてもよい。これらの信号に基づいて、マイクロプロセッサ(および/またはDSP)は、生じ得る如何なるインピーダンス不整合も計算でき、必要な制御信号を移相器158に送ることによってインピーダンス不整合を調整できる。
は、装置について計算された電力収支に依存する。電力収支の一例について、以下の図20に関連して説明する。
ロットのアレイを備える。基板層上にマイクロストリップ線が作製され、それによって、線(図8では図示せず)がスロットを横断する。この構造の利点は、基板の上に給電線を作製することが比較的容易であることである。スロットの大きさ(長さ)とマイクロ波エネルギ給電装置(供給源)からスロットまでの距離との間の関係が通常線形ではないので、スロットの間隔およびスロットの大きさの点で構造を最適化するために電磁場シミュレーションツールが用いられる。伝送線の端部付近での電力低減を考慮に入れるために、理論的には見られる遠位スロット(供給源から最も遠く離れたスロット)の長さを長くする必要があることがわかった。反復的な態様で構成を最適化するために経験的実験も用いてもよい。
図10に示される共同給電構成では、放射パッチ18は、端縁において200Ωの入力インピーダンスを有し、特性インピーダンスが200Ωである給電線45に接続される。隣接する素子からの給電線45は、T−接合を用いて接合され、140Ωの4分の1波変圧器44を用いて、(特性インピーダンスが200Ωである)単一の供給線43に戻るように変圧される。対象の周波数で波長の4分の1の奇数倍に対応する長さを有する(すなわち、その長さは(2n−1)λL/4であり、ここで、λLは負荷波長であり、nは整数である)変圧器も、線が損失のないものであると仮定すると、同じ変圧を行なうことになる。短波長では、4分の1波長よりも大きな長さを有する、すなわち4分の1波長の奇数倍に等しい長さを有する線を用いることが実際には必要であるかもしれない。伝送線が確実にインピーダンス変圧器の役割を果たすようにするために、誘電材料の特性は安定していなければならない。λ/4よりも長い、すなわち3/4λまたは5/4λなどの変圧器が用いられる場合、この特徴は特に重要である。なぜなら、所望の4分の1電気波長は、そうでなければ、望ましくない電気的長さに修正されるためであり、たとえば、最悪の場合には、それは電気的波長の2分の1の倍数になる可能性があり、変圧を全く行なわない可能性がある。次のステップにおいて、供給線の隣接する対は次いで別のT−接合において接合され、そこでは、140Ωの4分の1波変圧器42によって、さらなる単一の供給線41(特性インピーダンスは200Ωである)に戻るように同様に変圧される。このプロセスは、さらなる供給線41の対が最後のT−接合において接合されるように繰返される。最終の変圧は、71Ωの4分の1波変圧器40を用いて、2つの200Ω線の並列の組合せ(すなわち、100Ω)を、アレイ全体を給電するために用いられるエネルギ源38からの入力線39(特性インピーダンス=50Ω)と整合させる。インピーダンス整合は、式、すなわちZtrans=√(ZinZout)を用いて計算され、今回の場合、最後の接合では√(50×100)=71Ωに対応する。
関連付けられる同軸コネクタ54を有する。各同軸コネクタ54の外部導体は導電接地面14で終端するのに対して、内部導体46は面を貫通し、基板層16を通ってそれぞれのパッチ18に達している。放射素子とは別個の層上に増幅器を位置付けることによって、共同給電ネットワーク(伝送線など)は同様に、放射パッチを含む層以外の層上にエッチングされることができる。これによって、給電構造と放射パッチとの間の如何なる干渉も最小限にすることができる。優れた設計実践のために、構造全体が組織と接触するときでさえ給電線を放射パッチと同じ側に作製することが可能であるが、給電線とパッチとが隔てられた状態を保つことが好ましい。放射パッチと組織との間に空間を設けるという発想はまた、給電線が放射パッチアンテナと同じ側にある実施例では望ましい。高周波数、たとえばSHFまたはEHF放射が用いられるときに発生し得る給電線損失を補償するために、緩衝増幅器またはブースタ増幅器が給電構造に、たとえば図5に示される第5の層112における1つ以上のパワースプリッタの間に含まれる。
り、用いられる供給源発振器のタイプに依存し、それ自体は所望の動作周波数によって支配される。たとえば、典型的なDRO発振器は、−5dBmから+5dBmの範囲内の電力を生成してもよい。周波数源51によって提供される電力レベル出力が−5dBmであり、前置増幅器47の利得が約18dBである場合、電力増幅器48に入力される電力レベルは13dBmである。電力増幅器48の利得は約23dBであり、そのため、出力56における電力レベルは36dBm(4W)である。インピーダンス整合共同給電構造57(上記の図10の説明を参照)は、4つの放射パッチ18を励起するために出力56を個々のマイクロ波電源に分割する。
される。給電コネクタ12からの一次給電線70は2本の二次給電線72に分割され、その各々は2本の三次給電線74に分割され、その各々は2本の四次給電線76に分割され、その各々は2本の五次給電線78に分割され(合計16本を与える)、その各々は放射パッチ18に接続される。伝送線は、互いに直交する端縁64において隣接するパッチが給電される(すなわち、それぞれの五次給電線を接続させる)ように配置される。給電構造はまた、上述のようにインピーダンス整合される。
e)(SAW)発振器がある。安定した単一の動作周波数を維持するために、閉ループ位相ロックDROまたは温度補償開ループDROを用いることが好ましいであろう。また、供給源発振器が異なる周波数で動作する状態で個々の放射パッチまたは放射パッチの群を駆動することが好ましいであろう。すなわち、複数の供給源発振器が用いられてもよく、各々の個々の発振器が異なる周波数を出力して、放射パッチの群を給電する。周波数合成器を用いて、複数の一定の(安定した)周波数を生成することが好ましいであろう。上述の1つの実施例は、半導体パワーデバイスが容易に利用可能である14.5GHzの動作周波数に基づいている。大きさ(装置が治療し得る表面積)は、0.5cm2未満から10cm2よりも大きな大きさの間で変化し得る。図18は、治療表面積が約8cm×9cmであるパッチアンテナアレイの縮尺図を示し、図18では、各パッチの大きさおよび分離は、14.5GHzで電磁場を湿った皮膚に放射するのに好適であるように計算される。他の実施例は、より高い周波数(たとえば、24GHz、31GHz、45GHz、60GHz、77GHz、94GHz、またはそれより高い周波数)で動作するように設計されることができ、これは、より高密度のアレイを形成でき、かつ、より小さな放射浸透深さを達成できるという利点を提供する。より高い周波数(たとえば、45GHzまたはそれを上回る周波数)では、エネルギ源(たとえば電力増幅器)は、給電線損失をさらに低減または最小限にするために、放射素子(放射パッチ)に直接接続されてもよい。より高い周波数では、より低い浸透深さが達成可能である。図19は、治療表面積が約6.5cm×6.5cmであるパッチアンテナアレイの縮尺図を示し、図19では、各パッチの大きさおよび分離は、31GHzで電磁場を湿った皮膚に放射するのに好適であるように計算される。各パッチは一般に、約λL/2の距離だけ隣接するパッチから隔てられており、ここで、λLは負荷波長である。したがって、周波数が増大するにつれて分離距離は低減される。実際には、間隙の大きさは、コンピュータシミュレーションツールを用いて正確に計算されて、放射された電磁場の均一性および組織効果を最適化する。
らの出力は放射パッチ(図示せず)に直接接続される。ここで用いられる装置は、利得が16dBであり圧縮電力が33dBmであるトライクイント社のTGA4046−EPU構成要素である。このように、この構成は、したがって、16個の放射パッチの各々に33dBm(2W)を駆動することができて、さまざまな所望の組織効果をもたらす。
従来のマイクロストリップ給電構造に勝る、これらの共平面導波路給電構造を用いることの利点は、マイクロストリップ構造の場合のように、接続する共平面導波路が接地面における寄生性の不連続部を必然的に伴わないという事実のために100GHzまでおよび100GHzを超える周波数で動作できることであり、動作周波数が増大するにつれて寄生素子の影響はより広く行き渡ることになる。
つのユニットに集積されて所望の組織効果をもたらすのに必要な必要電力レベルを提供する単一の装置または個々のHEMT装置のアレイであってもよい。各電力増幅器618の入力は、周波数源発振器620の出力に接続される。周波数源発振器620はガンダイオード発振器または誘電体共振器発振器であってもよいが、選択の周波数で信号を生成できる他の装置が用いられてもよい。
り得て、したがって、第1のピンを用いて信号線を接続し、第2のピン(または、複数の追加のピン)を用いて放射マイクロストリップパッチの接地面をマイクロストリップベースの給電線構造に接続する同軸給電構成を検討する必要があるであろう。
Claims (2)
- マイクロ波放射で皮膚組織を治療するための装置であって、
治療すべき皮膚の領域上に位置付けるための治療面と、
前記治療面上の複数の放射素子と、
マイクロ波エネルギを前記放射素子に送出するように配置された給電構造とを有し、
前記放射素子は、前記治療面において、電磁場として、該送出されたマイクロ波エネルギを外向きに放出するように構成され、その結果、治療中、該放出された電磁場は、予め定められた深さまで前記治療すべき皮膚の領域に浸透するように配置された均一な電磁場分布を有し、
前記給電構造は、複数の独立して制御可能な電源を含み、各電源は、1つ以上の前記放射素子のためのマイクロ波エネルギを発生させるためのものであり、
各電源は、電力増幅器と、監視ユニットとを含み、各電源における前記電力増幅器に供給される電力は、当該電源の前記監視ユニットによって検出された当該電力増幅器から送出された電力に基づいて制御される、装置。 - 各電源は、各放射素子のインピーダンスを治療すべき皮膚組織のインピーダンスに整合させることによって、前記監視ユニットによって検出された情報に基づいて、前記電力増幅器に供給された電力を制御するように配置された動的インピーダンス整合ユニットを備える、請求項1に記載の装置。
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