WO2004016316A1

WO2004016316A1 - 加熱方法及びそのための加熱装置

Info

Publication number: WO2004016316A1
Application number: PCT/JP2003/010383
Authority: WO
Inventors: Tsunehiro Maehara; Kensuke Konishi
Original assignee: Admetec Co., Ltd.
Priority date: 2002-08-16
Filing date: 2003-08-15
Publication date: 2004-02-26
Also published as: AU2003266501A1

Abstract

交流磁場を用い、生体等の部分的な有機組織等を４５℃以上に効率良く加熱する方法を提供すること、及び、温熱療法等の治療等に使用し得る、交流磁場を用いた加熱装置等を提供する。被加熱有機物質中に分散させた少なくとも１種のフェライト及び／又は被加熱有機物質表面に付着させ又は内部に入れ、前記フェライトを１００～７５０ｋＨｚの交流磁場を用いて加熱する加熱方法及びその方法を実施する装置。前記フェライトは、少なくともＭｇＯ・Ｆｅ2Ｏ3を５０重量％以上含有することが必要である。

Description

明細書加熱方法及びそのための加熱装置

技術分野

本発明は高周波によって有機物を加熱する方法及び、該方法を用いて生体組織等の有機組織等を加熱する装置に関し、特に Mg—フェライト粉末を利用する高周波誘導加熱方法及びそれを用いた有機物の加熱装置に関する。また、前記加熱に使用される生体加温剤に関する。

背景技術

電磁誘導によって有機物を加熱する方法を応用して、癌の温熱療法を行うことが試みられている。しかし、この方法は、癌周辺の正常細胞迄加熱するため、治療法として確立されていない。

一方、酸化鉄等の磁性体粉末を交流磁場内に置くと、前記フェライト等の粉体が発熱することは既に知られている（例えば、日本応用磁気学会誌、家名田敏昭、松本英敏他、 1 4 ( 1 9 9 0) 48 9— 49 2頁）。更に、マグネタイト粉体を交流磁場で加熱し、これによつて物質を加熱する方法も知られている（日本ハイパーサーミア誌、新海政重他、 1 0 [ 2] ( 1 9 94) 1 6 8 - 1 7 7頁）。後者による癌温熱療法も試みられているが、治療可能な温度にまで加熱することは出来ず、更なる研究が望まれていた。

ところが、最近金沢大学と富山薬科大学の研究チームが、鉄粉を多糖類で覆った微小な磁性体を利用することにより、生体組織を 44°C前後にまで加温したと報告された（ 20 0 2年愛媛新聞 3月 1 0日）。この温度は、患部周辺全体を温める従来の電磁波温熱加熱では、（正常細胞を損傷せずには）達成することが出来なかった温度である。

しかし、癌治療には 4 5 °C以上の高温が必要であり、上記温度では不十分である。

発明の開示従って本発明の目的は、交流磁場を用い生体等の部分的な有機組織等を、 45 °C以上に効率良く加熱する方法を提供することにある。

本発明者等は、フェライト等の種々の粉末について、誘導加熱に関する基礎データを蓄積してきた（例えば、 Jpn. J. Appl. Phys. Vol.41 (2002)、 1620-1621) 力この研究を通して Mg—フェライトが特に発熱効率が良いことを見出した。

そして更に発熱量の周波数依存性について検討した結果、交流磁場の周波数の増加と共に発熱量が増加する Mg—フェライト粉体を利用することにより、目標とする生体細胞等の有機組織等を、局部的に 4 5°C以上に加熱することが容易であることを見出し、本発明に到達した。

本発明の加熱方法は、被加熱有機物質中に分散させた少なくとも 1種のフェライト及び/又は被加熱有機物質表面に付着させた少なくとも 1 種のフェライトからの発熱によって加熱する、前記被過熱有機物質を周波数が 1 0 0〜 7 50 kH zの交流磁場を用いて加熱する加熱方法であつて、前記フェライトが少なくとも Mg O · F e ₂0₃を 5 0重量％以上含有することを特徴とする。

この方法によれば、交流磁場を用いて全体の中の一部分を、従来到達することの困難であった温度に、効率良く加熱することが出来る。

またこの方法は、比較的低周波数域でも有効に加熱できるため、特に生体の温熱療法に対して好適である。

好ましくは、前記フェライト中の Mg O · F e ₂0₃は 80重量％以上である。

好ましくは、前記被加熱有機物質は、生体組織である。

好ましくは、前記生体組織は、ガン細胞である。

好ましくは、前記フェライトは、粒径が 0. 0 1 μ η！〜 1 0 μ πιのフェライト粒子からなる。

また、前記加熱方法に使用される加熱装置は、少なくとも、 1 00〜 7 5 0 kH zで安定に交流磁場を発生させる、電源及ぴコイルを有する高周波磁場発生装置と、前記コイル内の中央部に設けた試料台と、試料の温度を測定する温度センサーと、試料の温度が設定温度を超えないように制御する制御装置と、を有するのが望ましい。

好ましくは、前記制御装置は、 M g O · F e ₂0₃について予め収集された、交流磁場を用いた加熱に関する情報に基いて制御される。

好ましくは、前記制御装置の制御は、当該制御を実行するためのプログラムを備えたコンピュータによってなされる。

この発明の他の目的は、前記加熱に使用される生体加温剤を提供することである。

この発明の生体加温剤は、交流磁場中で発熱する粉末およびカルポキシメチルセルロースナトリウム塩（CMC- Na塩）またはカルボキシメチルセルロースアンモ-ゥム塩（CMC-NH₄塩）を含有する。

この生体加温剤によれば、特殊な技術や設備を要することなく、磁性体粉末を生体内に投与し停留させることが出来る。

好ましくは、前記生体加温剤は、 2価または 3価の金属イオンを含有する。これにより、生体加温剤は、生体への投与後一定時間経過後にゲル化する。

この発明の更に他の目的は、前記加熱装置に使用されるコイルを提供することである。

この発明のコイルは、空芯内に人体または動物など生体物を揷入し、生体内に留置されたインプラントを交流磁界の発生により発熱させることを目的としたコイルであって、コイルを構成する導体と生体外周縁の距離がほぼ均一である非円形の形状を有する。

このコイルによれば、不必要な部分への交流磁界の印加を低減し、効率の良い生体加熱を実現し且つ高周波電源出力の軽減を実現することが出来る。

より詳細には、以下の通りである。空芯コイル中の平均磁場強度〈H〉はコイル空芯の面積を Sとして、 <Η>= Φ Λ μ。 · S)で与えられる。ここで、 jU。は真空の透磁率（定数）であり、 Φはコイルを貫く磁束数である。一般に Φはコイルのインダクタンスとコイルを流れる電流 Iにより与えられ、 = LIの関係にある。コイルの面積を減少させた場合に、同じ巻き数ではィンダクタンス Lが減少するが、同じ電力が印加された場合には電流 Iが増加する。したがって、磁束数 Φはコイルの面積変化に対して、大きく変化しない。よって、面積 Sを小さくした場合には、同じ電力印加に対し、磁場強度く H>を大きくすることが可能となる。

また、面積 Sを減少させても巻き数を増やせば、インダクタンス Lを同程度とすることが出来る。この場合、コイルの抵抗値によっては、電流量 Iを增加させることが可能である。したがって、磁束数 Φが増加するため、面積 Sを小さくした場合に、同じ電力印加に対し、面積減少以上に磁場強度く H>の増大の効果を得ることも可能である。

この発明の他のコイルは、空芯内に人体胴部を挿入し、人体胴部内に留置されたインプラントを交流磁界の発生により発熱させることを目的とした、空芯断面が人体胴部形状に近い扁平なコイルであって、空芯断面の幅 wと高さ hの比 h /wが 0 . 3〜0 . 9である。

好ましくは、前記何れのコイルも、コイルの長さ dあるいは空芯の面積または空芯の形状を変更する手段を有する。

好ましくは、前記何れのコイルも、コイルを構成する導体が複数の部分から成っており、それらが着脱可能な接点によって接続されている。この発明の他の側面は、前記コイルと、このコイルを励磁するコイル励磁部とを備えた加熱装置にあり、該コイル励磁部は、コイルのインピ一ダンスの変化に対応して整合をとる手段を有する。

好ましくは、前記加熱装置は、対象となる生体に応じて最適なコイルを選択して交換できる機能を有し、コイル励磁部はそれらコイルのィンピーダンスの違いに対応して整合を取る手段を有する。

前記コイル励磁部は、好ましくは、コイルから 100〜2000kHzの交流磁界を発生させる。図面の簡単な説明

図 1は、本発明の加熱装置の実施形態の概略図である。

図 2は、本発明の加熱装置の実施形態の構成図である。

図 3は、本発明のコイルの実施形態の外観図である。

図 4は、本発明のコィルの実施形態と人体との位置関係を示す断面図である。

図 5は、本発明の加熱装置に於けるコイル励磁部の実施形態を示す。図 6は、実施例 1で使用した、本発明の加熱装置の概略図である。

図 7は、磁場強度を 4 k A / mとしたときの、 M g—フェライトの特異的な発熱を実証する発熱量の周波数依存性を示す図である。

図 8は、磁場強度を 2 . 7 k A Z mとしたときの、 M g—フェライトの特異的な発熱を実証する発熱量の周波数依存性を示す図である。

図 9は、実施例 2で使用した、本発明の加熱装置の断面概念図である。図 1 0は、実施例 2によって得られ、フヱライトによる C M Cゲル加熱の周波数依存性を示すグラフである。

発明を実施するための最良の形態

この発明の加熱方法の実施形態は、少なくとも一種のフェライトを、被加熱有機物質中に分散させ、或いは、被加熱有機物質表面に付着させ、或いはその両方をさせた後、当該少なくとも一種のフェライトに 1 0 0 〜 7 5 0 k H zの周波数の交流磁場を掛け、前記非加熱有機物質を加熱する加熱方法であって、前記フェライトが少なくとも M g O · F e ₂0₃ を 5 0重量％以上含有することを特徴とする。

前記 M g O · F e ₂0₃を 5 0重量％以上含有するフェライトは、 M g O · F e ₂O ₃フェライトと他のフェライトの単なる混合物であっても、複合フェライトであっても良い。これらのフェライトは公知の方法によつて容易に製造することが出来る。 M gフェライト以外のフェライトは、生体への安全性の点から M nフヱライトゃ F eフェライトであることが好ましい。加熱効率の点からは M gフェライトが 1 0 0 %であることが好ましい。

Mgフェライト等、本発明で使用するフェライトは、生体との親和性を高めるために、その表面がリポソームで処理又は被覆されていることが好ましい。これらの処理又は被覆方法は公知であり、その詳細は、例えば前記日本ハイパーサーミア誌、 1 0 [2] ( 1 9 94) 1 6 8 - 1 7 7頁に記載されている。また、フヱライトの粒径は、発熱効率の観点から 0. 1 w m以上であることが好ましい。更に、フェライトは血管内を伝わり癌細胞に吸着される必要があるため、癌周辺の血管径ょり十分小さいことが必要である。従って、フェライトの粒径は数 nm〜 1 0 m以下であることが好ましく、 1 0 ηπι〜 1 0 μ ηιがさらに好ましく、 0. 1 μ m〜： L 0 mが更に好ましレヽ。

マグネタイトは F e O · F e ₂0₃の組成であるために、酸化される余地があり、酸化されると磁性が失われ、交流磁場内に置いても発熱しなくなる。特に粉末は表面積が大きく酸化され易いために、発熱特性が劣化し易くなる。従って、保存に際しては、窒素ガス等の不活性ガスで酸素を置換した容器中に入れたり、脂肪酸等を粒子表面にコーティングしなければならないので煩雑である。これに対して、 Mgフェライトの組成は Mg 0 · F e ₂0₃であって、これ以上酸化される余地はないから、化学的に安定であって、保存時に特別の配慮を必要としないという利点がある。

フェライトを交流磁場内に置くと、該フェライトは発熱し温度が上昇するが、この発熱量は周波数の増大と共に増大する。 1 00〜 7 50 k H zの周波数領域における Mgフェライトの発熱量は、他のフェライトの場合より著しく大きい。治療を行う場合、周波数が高くなる程正常細胞が損傷を受け易いことを考慮すると、 400 ¾[ ₂程度で 1 0 0°C以上に加熱し得るという Mgフェライトの特性は著しく重要である。

Mgフェライトによる加熱の制御は高周波電源の出力によって容易に調整することが出来るが、被加熱物質に対して使用するフェライトの量や、使用するフェライト中の M gフェライトの含有率を調整することによって制御することも可能である。非加熱部位への影響をできるだけ少なくするためには、印加する高周波電力をできるだけ小さくすることが好ましい。従って、使用するフェライト粉末の濃度、特に M gフェライトの濃度をできる限り高くすることが好ましい。 '

加熱効率や目的部位以外への影響を避ける観点から、本発明においては、周波数を 3 0 0〜 7 5 0 k H zとするが、特に 4 0 0〜6 0 0 k H z とすることが好ましい。周波数が 7 5 0 k H zを越えると、フェライトを投与していない部分の誘導加熱が無視できなくなる。

実際の加熟に際しては、フライトを被加熱物質の表面に付着させる及び/又は被加熱物質内部に分散又は取り込ませた後、全体を交流磁場内に配置して行う。被加熱物質が生体内の癌細胞の塊である場合には、カテーテルを用いてフェライトを送り込み、細胞内にそれを取り込ませる。

このような場合には、前記した如く、癌細胞が取り込み易くなるように、或いは癌細胞となじみ易くなるように、適宜、フェライト表面を処理しておくことが好ましい。また、フェライトの粒径は、前記した如く、 0 . 1〜 1 0 111であることが、加熱効率及び血管内におけるフェライトの移動の円滑性の観点から好ましい。生体に対する負担を軽減する上からは、短時間で患部を所望の温度にまで上昇させ、加熱時間を短縮することが好ましい。また癌細胞の破壊に寄与したフェライトが次の癌細胞に取り込まれるように、加熱と冷却を繰り返すことにより、患者の全治療時間を短縮することも出来る。繰り返し加熱の時間間隔は一週間程度となることもあるので、前記 M gフェライトの化学的安定性は重要でめる。

次に、この発明の生体加温剤の実施形態を説明する。この生体加温剤は、前記リボソームの代わりに使用され得るものである。

この実施形態の生体加温剤は、交流磁場中で発熱する粉末およびカルボキシメチルセルロースナトリウム塩（CMC - Na塩）またはカルボキシメチルセルロースアンモニゥム塩（CMC- NH₄塩）を含有する。

換言すると、この生体加温剤は、増粘剤として CMC- Na塩または CMC- NH₄ 塩を使用し、この増粘剤に磁性粉末（例えば、少なくとも M g O * F e ₂ O ₃を 5 0重量％以上含有するフェライト）を混入して懸濁状態として生体に投与される。

この生体加温剤によれば、特殊な技術や設備を要することなく、磁性体粉末を生体内に投与し停留させることが出来る。また、この生体加温剤は、時間や労力を大幅に軽減した平易な方法により製造することが出来る。

より詳細には、以下の通りである。

磁性粉末を混合する前の増粘剤における CMC- Na塩または CMC- NH₄塩の濃度は混合する磁性粉末の種類や粒子径、さらには量などの条件によって異なるが、通常 0. 5〜： 10重量％、好ましくは 1〜5重量％である。

この発明の加温剤に含有され.る磁性粉末は流磁場中での発熱特性に優れ、人体へ適用可能な物質である。そのような粉末としてはマグネタイト（FeO · Fe₂0₃) やマグネシウムフェライト（MgO · Fe₂0₃) などが挙げられる。これらの粉末は、 2種類以上のフェライト混合物であってもよく、また、フヱライト中の元素の一部を他の元素（チタンやマンガンなど）で置き換えたものであっても良い。粉末の粒子径は生体内へ注射器や力テーテルを用いて投与することを考えれば 10 μ m以下が好ましく、 0. 1 m以下が特に好ましい。

この発明の生体加温剤は CMC- Na塩または CMC- NH₄塩を精製水または 0. 9 重量％以下の濃度の食塩水に混合し、攪拌して溶解し、この溶液に磁性体粉末を混合して懸濁状態として作成される。この生体加温剤が、注射器またはカテーテルを便用して生体内腫瘍部に投与される。このとき、磁性体粉末は生体加温剤の 60重量％を越えないことが好ましい。

この発明の生体加温剤は乾燥させた後、患部に投与することも可能である。この場合には CMC- Na塩または CMC-NH₄塩を精製水または食塩水に混合し、さらに、磁性体粉末を混合後、針状に成型 ·乾燥させて作製した針状加温剤の使用がのぞましい。

この加温剤を長期にわたり生体内に留置させるためには 2価または 3価の金属イオンを加えて、ゲル化させることが望ましい。金属イオンを供給する塩としてはカリミヨウパン、乳酸カルシウム、塩化パリゥム、塩化第二鉄などが挙げられるが、生体への安全性の観点からカルシウムィオンの使用が好ましい。また、硫酸バリウムや乳酸カルシウムの粉末などを混入してゲル化させる方法も可能である。

2価または 3価の金属イオンを混入し、一定時間経過後にゲル化させるためには、 1重量％〜飽和濃度の金属イオンを含む塩の水溶液を混合することが望ましい。

この発明の生体加温剤は治療の効果を高めるために、抗癌剤や抗生剤を含有することも可能である。

この発明の生体加温剤に印加する交流磁場の周波数は 300〜 7 5 0 kH zとするが、特に 400〜 600 kH zとすることが好ましい。次に、前記加熱方法に使用される本発明の加熱装置の実施形態を説明する。

図 1，図 2に示すように、この加熱装置は、少なくとも、 1 0 0〜 7 50 kH zで安定に交流磁場を発生させる、電源 2 1及ぴコイル 1 1を有する高周波磁場発生装置と、前記コイル 1 1内の中央部に設けた試料台 1 2と、試料の温度を測定する温度センサー 1 3と、試料の温度が設定温度を超えないように制御する制御装置 1 7と、を有する。

より詳細には、以下の通りである。

図 1に示すように、前記試料台 1 2としての、被加熱物質載置台 1 2 は、前記コイル 1 1中に可動に配されるのが好ましい。なお、被加熱物質載置台 1 2が固定され、コイル 1 1の方が可動となるように構成されても良い。前記温度センサー 1 3は、非接触型温度センサーから成るのが好ましい。

なお、符号 14は被加熱体、符号 1 5は加熱部位を示す。

図 2は、本発明の加熱装置の構成図である。コンピュータ 1 9には、 M g—フェライトの量と、交流磁場の出力及ぴ発熱量等の関係式や、（発熱量 ·到達温度等の） M g —フェライト濃度依存性或いは交流磁場の周波数依存性、被加熱物質の熱伝導と到達推定温度値等のデータが予めィンプットされている。従って、前記コンピュータ 1 1からのデータに基づいて、制御装置 1 7を介して、高周波電源 2 1からの電力が制御され、コイル 1 1から所望の交流磁場が発生される。

例えば、本装置稼働前には、被加熱対象が到達するべき温度が設定される。癌の温熱療法の場合には、 6 0〜 8 0 °Cに設定することが好ましレ、。

また、非接触型温度センサーや光ファイバ一温度計等の適当なセンサ一 1 3によって、被加熱物質や被加熱箇所の温度が検出され、このデータがコンピュータ 1 9にフィードバックされ、前記到達推定温度値とのズレが捕正される。補正は、設定温度を超えないようになされ、例えば生体の場合には、設定温度を超えて周囲の細胞に損傷を与える場合には交流磁場発生装置の電源を落したり、緊急冷却装置が働くように、安全装置を設けておくことが好ましい。

なお、交流磁場発生装置を周波数固定型にしておくことにより、装置の価格を低減させることが出来る。

上記構成により、被加熱体 1 4中の治療部位 1 5を選択的に、所定温度以上の高温（例えば 6 0〜8 0 °C) に加熱することが出来る。

次に、図 3〜図 5を参照して、前記加熱装置に使用される本発明のコィル及びコイル励磁部の実施形態を説明する。

図 3乃至図 4に示すように、この実施形態のコイル 1 1は、空芯内に人体または動物など生体物 2 3を揷入し、生体内の所定部位 1 5に留置されたインプラントを交流磁界の発生により発熱させることを目的としたコイル 1 1であって、コイル 1 1を構成する導体と生体 2 3 との距離がほぼ均一であるように、非円形の形状を有することを特徴とする。

このコイルによれほ、不必要な部分への交流磁界の印加を低減し、効率の良い生体加熱を実現でき、ひいては高周波電源出力の軽減を実現することが出来る。

より詳細には、以下の通りである。

図 3に示すように、この空芯コイル 1 1には、対象部位 1 5にィンプラントを留置した生体 2 3が通され、当該コイル 1 1からの交流磁界により対象部位 1 5が局所的に加熱される。前記インプラントとしては、金属粉末や金属酸化物の粉末を分散させた流体またはこの流体を固形化したものがしばしば用いられ、導体固形物が用いられることもある。

人体をはじめ、生体としての動物の胴部の形状が左右ほぼ対称であることから、例えば胴部を治療対象とする空芯コイル 1 1の空芯部形状は、左右に対応する方向に対称とするのが好ましい。

例えば、人体胴部を治療対象とする空芯コイル 1 1の空芯部形状は楕円形や長方形などであることが好ましい。

図 4は人体胴部断面形状 2 4に適する例を示し、空芯部 2 5は楕円形である。ただし、人体胴部を始めとして多くの場合、前後に対応する方向に対称性は必要ない。なお、人体胴部に対しては幅 wと高さ hについての比 h /wは 0 . 4から 0 . 9が好ましく、 0 . 5から 0 . 7が特に好ましい。また、人体において肩部を含む場合には h / wは 0 . 3から 0 . 7が好ましく、 0 . 4から 0 . 6が特に好ましい。

空芯コイルの形状は、対象となる生体の断面形状に近いことが望ましいが、コイルのごく近傍は中心部と比較して、磁界強度が極めて大きくなる。従って、コイルと生体の間に 2 c m以上の空隙を設けることが適切である。

生体を加温する場合、断面形状は個体ごとに違いがある。空芯断面と個々の生体の断面を近づけるためには、断面形状と断面積の異なる数種類のコイルを予め用意し、対象となる生体の形状に応じて、最適なコィルを選択することが望ましい。 . 空芯断面と個々の生体の断面を近づけるために、断面形状と断面積が可変なコイル導体を使用することが出来る。例えば、導体の一部もしくは全部に柔軟性を有する金属板、金属緩り線、フレキシブルホースなどを使用することが出来る。

コイルの空芯形状を加熱対象となる部位に最適な形状とした場合、生体の他の部位が障害となり、空芯への挿入が困難となる場合がある。たとえば、人体胴部を加熱対象とする際に、最適なコイルが臀部を通過しえない場合がこれに当たる。これを回避するために、たとえば、前述の断面形状と断面積を変更する手段を有するコイルを使用することが出来る。このコイルでは、生体挿入に際してはコイル空芯部を拡張または変形し、生体挿入後、交流磁界印加時には形状を最適な状態に回復する。障害となる部位を通過せず、対象位置にコィルを設置することも可能である。例えば、複数の導体から構成され、それらが着脱可能な接点により接続されるコイルを使用することが出来る。この場合、接点を外して直接対象部位をコイルで囲んだ後、接点を閉じて交流磁界を印加する。また、導体全体が柔軟性を持つコイルを使用することも一^ 3の方法である。この場合は直接対象部位をコイルで巻くことが出来る。

図 5に示すように、本発明のコイル励磁部の実施形態は、コイル 1 1 のインピーダンスの変化に対応して整合をとる整合手段 2 7を有する。この整合手段 2 7により、所望の交流磁場を治療部位に効率良く生成することが出来る。

より詳細には、図 5に示すように、空芯コイル 1 1に、整合手段としての整合器 2 7が接続され、この整合器 2 7に高周波電源 2 1が接続される。この高周波電源 2 1は、発振器 3 1と複数の増幅器 3 3 a、 b、 ·'·、 nよりなる。

ところで、整合器 2 1はインピーダンスを調整し、入射波が反射することを防ぐ。ここに、コイルの形状や断面積が変更された場合にはインピーダンスが変動する。従って、前記インピーダンスの変動に対応できる能力を有する整合器 2 7が必要となる。更に、使用する交流磁界の周波数範囲と、コイルのインピーダンス範囲とに対応できる整合器 2 7を使用するのが望ましい。インピーダンスや周波数の範囲が広範囲に及ぶ場合には、複数の整合器を用意し、最適なものを選択することが望ましい。

なお、上記に於いて、印加される交流磁界の周波数は好ましくは、 100 kHzから 2000kHzであり、さらに好ましくは 300kHzから 750kHzである。

整合器 2 7や空芯コイル 1 1あるいはそれらの接続部においては抵抗値を下げ、ジュール熱による損失を低減することが望ましい。そのためには、銅製の部品を銀メツキして酸化による抵抗の増大を防ぐことや、冷却により金属の抵抗値を下げることが有効である。また、 1 0 0 k Hz 以上の交流電流は導体の表面を流れるため、コイルを形成する導体の表面積を大きくすることが有効である。

整合器やコイルの冷却にはガスや冷却水などの冷媒を用いる。さらに低温を必要とする場合は、液体窒素などの液化ガスを使用する。このため、コイルの導体には金属パイプを使用する。コイルの導体として、金属蹉り線を使用する場合は、蹉り線の外側に絶縁被覆を施し、冷媒を注入する。

上述したように円形コイルと比較して、扁平にして空芯面積を減少させたコイルではィンダクタンスは小さくなり、同じィンダクタンス Lを得るためには巻き数を増やせば良い。卷き数の増加はコイルの長さ d (図 3 ) の増加につながり、治療の対象範囲を拡大させることが出来る。

同じ断面形状であってもコイルの巻き数や巻きの粗密によって、ィンダクタンス Lや抵抗値 Rは変わる。その結果、同じ電力を入力した場合でも、磁束数 Φもしくは磁場強度は、インダクタンス Lや抵抗値 Rの値の違いによって増減する。従って、コイルに接続された整合回路等及び、必要なコイル長 dを考慮した上で、最適な巻き数ゃ卷きの粗密を選択する必要がある。

以下、実施例によって本発明'を更に詳述するが、本発明はこれによつて限定されるものではない。

ぐ本発明の加熱方法の実施例 >

実施例 1

図 6の装置を作製し、各種フェライトについて発熱量の周波数依存性を調べた。図 6における符号 4 1は、コイルを形成する直径 4 mmの銅製パイプを示し、内径 4 0 mm、外径 4 8 mm長さ 5 0 mmのポリプロピレン製芯に、 8回巻きつけられている。符号 4 3は非接触の温度センサーであり、本実施例では赤外線センサーが用いられた。 4 5は試料（4 g) を示し、ポリプロピレン製容器に収納されている。

試料 4 5としては、 Mg—フェライト、 G u—フェライト及ぴマグネタイトを用いた。夫々の場合について、 4 k A/mの交流磁場強度で 2 分間加熱したときの試料温度の周波数依存性は、図 7に示した通りである。尚、試料の加熱前の温度は、常に室温とした。

また、交流磁場強度を 2. 7 k A/mとしたときの結果は図 8に示した通りであり、磁場強度によって発熱量を容易に制御することができることが確認された。

この結果から、 Mg—フェライトがこの周波数領域で、他の粒子より著しく発熱量が高いことが実証された。

実施例 2

図 9に示す装置を用い、下記の実験を行った。

試料 5 5としてはフェライト粉末 4 gをカルボキシメチルセルロース (CMC) ナトリゥム水溶液 2 0 g中に均一に分散させたものを使用した。フェライト粉末としては Mgフェライトのほか、マグネタイト、 N iフェライト、銅フェライトを使用した。ここで、マグネタイトは発熱特性の良い 5 0 nm以下の粒子径を持つものを使用し酸化防止のため、粒子表面を脂肪酸で被覆した。温度計 5 3としては、光ファイバ一温度計を使用し、内部の温度を測定した。. この光ファイバ温度計は.、センサ一先端部に感温部（蛍光体）を持ち、該感温部へ青色光を照射した際の反射が温度依存性を持つことから、温度を計測することができるという仕組みであり、電磁界の影響を受けることのない温度計測法である。

印加した磁場強度は 2 . 5 k AZmで印加時間は 5分であり、室温（ 2 5 °C) からの温度上昇を測定し、その周波数依存性を図 1 0に示した。図 1 0から明らかなように M gフェライトの発熱が最大であることが実証された。また、上記の実験の 3 6時間後に、 M gフェライトについて再度同じ実験を行なったところ、表 1に示したように、マグネタイトの場合には加温効率が明らかに劣化したが、 M gフェライトの場合には、殆ど劣化しない事が実証された。

ぐ生体加温材の実施例 >

実施例 3

蒸留水 25gに CMC- Na塩 l gを溶解し、増粘剤を作製した。この増粘剤 10_g にマグネシウムフェライト 10gを混合して懸濁状態とすることにより、この発明の生体加温剤を得た。

この生体加温剤を注射器により牛肝臓片に 3 g注入し、磁場強度 5. 5kA /m、 360kHzの交流磁場を印加したところ、 3分後に 80°Cに達した。生体加温剤周辺は白変し、蛋白質の変性が確認された。

実施例 4

蒸留水 25gに CMC-Na塩 2 gを溶解して増粘剤を作製した。この増粘剤 1 Og に乳酸カルシウム粉末 2. 5gを加え、マグネシウムフェライト 10_gを混合して懸濁状態とすることにより、この発明の生体加温剤を得た。

この生体加温剤を注射器により牛肝臓片に 3 g注入した。 1時間後、

—部がゲル化していることを確認し、磁場強度 5. 5kA/m、 360kHzの交流磁場を印加したところ、 3分後に 80°Cに達した。

くコイルの実施例 > 実施例 5

直径 4 m mの銅パイプを楕円形の型の周囲に 6回、 7回おょぴ 8回卷きつけ、この発明のコイルを 3種類作成した。楕円コイル空芯部の幅およぴ高さは w=20cmおよび h =12cmであった。 6回巻かれたものをコイル No. 1とし、 7回おょぴ 8回巻かれたものをコイル No. 2および No. 3とした。これらとの比較のため、従来の形である円形のコイルも作成した。これは、直径 2 0 c mの円形型の周囲に、前記パイプを 6回巻き付けて作成された。この円形コイルをコイル No. 4とした。これらのコイルの特性については表 1にまとめられている。 No. lと No. 4は巻き数が等しく、 No. 2と No. 4 はインダクタンスがほぼ等しい。また、 No. 3と No. 4は抵抗値がほぼ等しい。

No. 1から 4のコイルを順次、整合器おょぴ高周波電源に接続してコィルの中心位置において発生する磁界強度とその位置にィンプラントをおいた場合の温度上昇を計測した。磁界強度の測定には 2 0 0 k Hzの高周波を 1 0 印加した。また、温度上昇の計測ではインプラントとしてマグネシゥム粉末をカルボキシメチルセルロースナトリゥム塩水溶液に懸濁したものを用いた。温度上昇は、 2 0 0 k Hzの高周波 2 0 0 Wを 3分間印加した場合の室温からの変化分である。

3種類の楕円形コイルと円形コイルの比較を行い、表 2にそれぞれのコイルの作る磁場強度とィンプラントの温度上昇をまとめた。この表 2 によれば、 No. 4の円形コイルに比ぺ、楕円形コイル（No. 1〜 3 ) の作る磁界強度が相当大きくなることが理解される。また、インプラントの温度上昇も、磁場強度の計測結果と定性的に一致する。これらのことから、コイルの空芯部の面積を減少させることの効果が確認された。表 2

産業上の利用可能性

本発明は生体の局部加熱等に有効であるので、特に医療分野において利用される。

Claims

請求の範囲

1. 被加熱有機物質中に分散させた少なくとも 1種のフェライト及ぴ /又は被加熱有機物質表面に付着させた少なくとも 1種のフェライトからの発熱によって加熱する、前記被過熱有機物質を周波数が 1 00〜 7 5 0 kH zの交流磁場を用いて加熱する加熱方法であって、前記フェラィトが少なくとも Mg O · F e₂O₃を 50重量％以上含有するフェライトであることを特徴とする加熱方法。

2. 前記フェライト中の Mg O · F e ₂0₃が 80重量％以上である、請求項 1に記載された加熱方法。

3. 前記被加熱有機物質が生体組織である、請求項 1又は 2に記載された加熱方法。

4. 生体組織がガン細胞である、請求項 3に記載された加熱方法。

5. 前記フェライトとして、粒径が 0. 0 1〜 1 0 μ πιのフェライトを使用する、請求項 1〜4の何れかに記載された加熱方法。

6. 少なくとも、 1 00〜 7 50 k Η ζで安定に交流磁場を発生させる電源及ぴコィルを有する高周波発生装置、前記コイル内の中央部に設けた試料台、並びに、試料の温度を測定する温度センサーを有すると共に、試料の温度が設定温度を超えないように制御し得る制御装置が組み込まれてなることを特徴とする加熱装置。

7. 前記制御装置が、 Mg O · F e ₂0₃について予め収集された、交流磁場を用いた加熱に関する情報に基いて制御される、請求項 6に記载された加熱装置。

8 . 前記制御装置の制御がコンピュータによってなされる、請求項 6 又は 7に記載された加熱装置。

9 . 交流磁場中で発熱する粉末おょぴカルボキシメチルセルロースナトリウム塩（CMC- Na塩）またはカルボキシメチルセルロースアンモニゥム塩（CMC- NH₄塩）を含有する生体加温剤。

1 0 . 2価または 3価の金属イオンを含有し、生体への投与後一定時間経過後にゲル化する請求項 9に記載の生体加温剤。

1 1 . 空芯内に人体または動物など生体物を挿入し、生体内に留置されたィンプラントを交流磁界の発生により発熱させることを目的としたコイルであって、コイルを構成する導体と生体の距離がほぼ均一である非円形形状のコイル。

1 2 . 空芯内に人体胴部を揷入し、人体胴部内に留置されたインプラントを交流磁界の発生により発熱させることを目的とした、空芯断面が人体胴部形状に近い扁平なコイルであって、空芯断面の幅 wと高さ hの比 11 /^が0 . 3〜0 . 9であるコイル。

1 3 . コイルの長さ dあるいは空芯の面積または空芯の形状を変更する手段を有する、請求項 1 1または 1 2に記載のコイル。

1 4 . コイルを構成する導体が複数の部分から成っており、それらが着脱可能な接点によって接続されている、請求項 1 1、 1 2または 1 3 に記载のコイル。

1 5. 請求項 1 3または 14に記載のコイルを有し、コイルのインピーダンスの変化に対応して整合をとる手段を有する、交流磁界により生体を加熱する加熱装置。

1 6. 断面形状や断面積の異なる請求項 1 1， 1 2、 1 3または 1 4 に記載のコイルを複数伴う装置であって、対象となる生体に応じて最適なコイルを選択して交換できる機能を有し、それらコイルのインピーダンスの違いに対応して整合を取る手段を有する、交流磁界により生体を加熱する加熱装置。

1 7. 請求項 1 1、 1 2、 1 3または 14に記載のコイルを有する装置、あるいは 1 5または 1 6に記載の装置であって、 100〜2000kHzの交流磁界により生体を加熱する加熱装置。