JPH04347174A - 温熱療法用発熱体 - Google Patents
温熱療法用発熱体Info
- Publication number
- JPH04347174A JPH04347174A JP14659591A JP14659591A JPH04347174A JP H04347174 A JPH04347174 A JP H04347174A JP 14659591 A JP14659591 A JP 14659591A JP 14659591 A JP14659591 A JP 14659591A JP H04347174 A JPH04347174 A JP H04347174A
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- JP
- Japan
- Prior art keywords
- temperature
- heating
- conductive metal
- thermotherapy
- heating element
- Prior art date
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- Pending
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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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、温熱療法用発熱体に関
するものである。詳しくは癌などの悪性腫瘍治療法の１
種であるハイパーサーミア（温熱療法）における磁気誘
導方式において、局部加熱用インプラント材料として使
用できる温熱療法用発熱体に関するものである。
するものである。詳しくは癌などの悪性腫瘍治療法の１
種であるハイパーサーミア（温熱療法）における磁気誘
導方式において、局部加熱用インプラント材料として使
用できる温熱療法用発熱体に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】癌などの悪性腫瘍細胞と正常細胞との間
に存在する熱感受性の差異に着目して、腫瘍付近の温度
を４２℃或はそれ以上に加熱することによって癌治療を
おこなう手法（ハイパーサーミア）が１９６０年頃から
研究され始め、最近のめざましい加温技術の進歩により
、広範囲な応用が試みられつつある。ハイパーサーミア
は、その加熱方式によって全身温熱療法と局部温熱療法
とに大別される。全身温熱療法には、温水や溶融パラフ
ィンが用いられ、我国では体外循環血液加温法が最も普
及している。
に存在する熱感受性の差異に着目して、腫瘍付近の温度
を４２℃或はそれ以上に加熱することによって癌治療を
おこなう手法（ハイパーサーミア）が１９６０年頃から
研究され始め、最近のめざましい加温技術の進歩により
、広範囲な応用が試みられつつある。ハイパーサーミア
は、その加熱方式によって全身温熱療法と局部温熱療法
とに大別される。全身温熱療法には、温水や溶融パラフ
ィンが用いられ、我国では体外循環血液加温法が最も普
及している。
【０００３】局部温熱療法では、電磁波を用いるものが
多く、マイクロ波加温（２，４５０ＭＨｚ， ９１５Ｍ
Ｈｚ， ４３４ＭＨｚ等）、ＲＦ誘導加温（２７．１２
ＭＨｚ，１３．５６ＭＨｚ），ＲＦ誘電加温（１３．５
６ＭＨｚ，８ＭＨｚ）及び超音波加温（１〜３ＭＨｚ）
に基ずく種々の外部加温装置が厚生省の製造承認を得て
臨床応用に供されている。
多く、マイクロ波加温（２，４５０ＭＨｚ， ９１５Ｍ
Ｈｚ， ４３４ＭＨｚ等）、ＲＦ誘導加温（２７．１２
ＭＨｚ，１３．５６ＭＨｚ），ＲＦ誘電加温（１３．５
６ＭＨｚ，８ＭＨｚ）及び超音波加温（１〜３ＭＨｚ）
に基ずく種々の外部加温装置が厚生省の製造承認を得て
臨床応用に供されている。
【０００４】マイクロ波加温は原理的に表皮から数セン
チメートルの深さまでが加熱限界であり、表在性の腫瘍
に対してのみ有効である。ＲＦ誘電加温は電極の間に生
体を挟み高周波電流を生体に流すことにより発生するジ
ュール熱によって発熱する。そのため、電極周辺や電気
抵抗が他の物質よりも高い皮下脂肪が選択的に加温され
、患部のみの加温は難しい。ＲＦ誘導加温は、高周波磁
界の印加により生体に生じる渦電流によって発熱する。 そのため深部加温が可能であるが、生体内の不均一イン
ピーダンスによって発熱パターンが乱れやすく、病巣以
外も加温されてしまうという欠点がある。更に超音波に
よる加温は収束性が良好であり、深部の加温に適しては
いるが、骨や空気との境界面で反射されるため適用部位
に制限がある。
チメートルの深さまでが加熱限界であり、表在性の腫瘍
に対してのみ有効である。ＲＦ誘電加温は電極の間に生
体を挟み高周波電流を生体に流すことにより発生するジ
ュール熱によって発熱する。そのため、電極周辺や電気
抵抗が他の物質よりも高い皮下脂肪が選択的に加温され
、患部のみの加温は難しい。ＲＦ誘導加温は、高周波磁
界の印加により生体に生じる渦電流によって発熱する。 そのため深部加温が可能であるが、生体内の不均一イン
ピーダンスによって発熱パターンが乱れやすく、病巣以
外も加温されてしまうという欠点がある。更に超音波に
よる加温は収束性が良好であり、深部の加温に適しては
いるが、骨や空気との境界面で反射されるため適用部位
に制限がある。
【０００５】以上述べてきた方法は、加温に対しては何
れも生体外より電磁波および超音波を加える方式であり
生体内部への電極挿入の必要がない（非侵襲的である）
という利点を有する。しかし、生体深部の局所加温を確
実に実現するのに容易ではなく、不要な場所での高温領
域（ＨＯＴ ＳＰＯＴ）の発生などを防ぐために、常時
生体内部の温度計測をする必要があり、生体内患部及び
患部周辺に温度センサーを挿入する必要がある（侵襲的
である）。なぜなら、生体内部の温度を測定してその測
定温度によってフィードバック制御をしなければ生体の
加温箇所の温度が上昇し過ぎるため生体に害を及ぼす可
能性があるからである。更にＨＯＴ ＳＰＯＴの発生箇
所は予測し難く、適切な温度分布計測法は未だ確立され
ていない。一般に電磁波を用いる場合、高周波化すれば
局所加温は可能であるものの深部加温が困難になり、低
周波化すれば深部加温は容易になるが加温範囲が広くな
るという本質的な問題を有している。
れも生体外より電磁波および超音波を加える方式であり
生体内部への電極挿入の必要がない（非侵襲的である）
という利点を有する。しかし、生体深部の局所加温を確
実に実現するのに容易ではなく、不要な場所での高温領
域（ＨＯＴ ＳＰＯＴ）の発生などを防ぐために、常時
生体内部の温度計測をする必要があり、生体内患部及び
患部周辺に温度センサーを挿入する必要がある（侵襲的
である）。なぜなら、生体内部の温度を測定してその測
定温度によってフィードバック制御をしなければ生体の
加温箇所の温度が上昇し過ぎるため生体に害を及ぼす可
能性があるからである。更にＨＯＴ ＳＰＯＴの発生箇
所は予測し難く、適切な温度分布計測法は未だ確立され
ていない。一般に電磁波を用いる場合、高周波化すれば
局所加温は可能であるものの深部加温が困難になり、低
周波化すれば深部加温は容易になるが加温範囲が広くな
るという本質的な問題を有している。
【０００６】これらの電磁波応用ハイパーサーミアの問
題点をカバーすべく近年開発されつつあるのが、ソフト
ヒーテイング法と呼ばれる方法である。この方法では感
温性磁性材料を生体内の腫瘍部に埋め込み、高周波交番
磁界で励磁することによって発生するヒステリシス損失
等を発熱源として利用し加温するものである。この方法
によれば、治療温度は、感温素子のキュリー温度により
決まるため、電磁波出力の調整をする必要がないことを
特徴としている。
題点をカバーすべく近年開発されつつあるのが、ソフト
ヒーテイング法と呼ばれる方法である。この方法では感
温性磁性材料を生体内の腫瘍部に埋め込み、高周波交番
磁界で励磁することによって発生するヒステリシス損失
等を発熱源として利用し加温するものである。この方法
によれば、治療温度は、感温素子のキュリー温度により
決まるため、電磁波出力の調整をする必要がないことを
特徴としている。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】特開平２−４７２４３
号及び特開平２−６１０３６号公報に開示されている感
温性アモルファス合金は、局部加熱用インプラント材と
して開発され、生体深部に留置するため、形状は粉末状
である。一般に、磁性材料は形状により磁気特性が変化
する。特に、粉末状では反磁界係数が大きいため磁気特
性は劣化する。また、粉末状であるため、高周波交番磁
界を印加したときの昇温特性は粉末の粒径に依存する。 即ち、粒径が細かくなるに従って昇温速度が遅くなるた
め、一定温度（治療温度）に達するまでに時間がかかる
という欠点がある。更に、感温性アモルファス合金自体
は、耐食性が良好であるが生体内に留置された場合の腐
食反応は複雑であり、金属イオン流出の可能性があると
考えられている。
号及び特開平２−６１０３６号公報に開示されている感
温性アモルファス合金は、局部加熱用インプラント材と
して開発され、生体深部に留置するため、形状は粉末状
である。一般に、磁性材料は形状により磁気特性が変化
する。特に、粉末状では反磁界係数が大きいため磁気特
性は劣化する。また、粉末状であるため、高周波交番磁
界を印加したときの昇温特性は粉末の粒径に依存する。 即ち、粒径が細かくなるに従って昇温速度が遅くなるた
め、一定温度（治療温度）に達するまでに時間がかかる
という欠点がある。更に、感温性アモルファス合金自体
は、耐食性が良好であるが生体内に留置された場合の腐
食反応は複雑であり、金属イオン流出の可能性があると
考えられている。
【０００８】従って、本発明の目的は、磁気誘導方式に
おけるソフトヒーティング法において、充分な発熱量を
持ち、且つ金属イオンの流出を防止する温熱療法用粉末
状発熱体を提供することである。
おけるソフトヒーティング法において、充分な発熱量を
持ち、且つ金属イオンの流出を防止する温熱療法用粉末
状発熱体を提供することである。
【０００９】
【課題を解決するための手段】上記の課題を解決するた
め種々検討した結果、キュリー温度が４２〜９０℃であ
る感温性アモルファス粉末の表面に導電性金属被膜を被
覆し、さらにその上に樹脂被膜を被覆させた温熱療法用
発熱体を作成し、高周波交番磁界を印加した時、本発明
の発熱体が加熱され、生体深部腫瘍を効果的に加温出来
ることを発見し、本発明を完成した。
め種々検討した結果、キュリー温度が４２〜９０℃であ
る感温性アモルファス粉末の表面に導電性金属被膜を被
覆し、さらにその上に樹脂被膜を被覆させた温熱療法用
発熱体を作成し、高周波交番磁界を印加した時、本発明
の発熱体が加熱され、生体深部腫瘍を効果的に加温出来
ることを発見し、本発明を完成した。
【００１０】本発明において、導電性金属による被膜は
渦電流による発熱によりキュリー温度以下での発熱量改
善の為である。導電性金属被膜の厚さを０．０５μｍ未
満にすると渦電流損失による発熱が少ないため充分に発
熱しない。これが２．０μｍを越えて厚くなりすぎると
渦電流損失による発熱が支配的となって、一定温度（治
療温度）に留まらず過熱となる。特に好ましい厚さは、
０．１〜１．０μｍである。導電性金属としては電気伝
導性の良好な金属が好ましく、特に、金・白金などの貴
金属が望ましい。
渦電流による発熱によりキュリー温度以下での発熱量改
善の為である。導電性金属被膜の厚さを０．０５μｍ未
満にすると渦電流損失による発熱が少ないため充分に発
熱しない。これが２．０μｍを越えて厚くなりすぎると
渦電流損失による発熱が支配的となって、一定温度（治
療温度）に留まらず過熱となる。特に好ましい厚さは、
０．１〜１．０μｍである。導電性金属としては電気伝
導性の良好な金属が好ましく、特に、金・白金などの貴
金属が望ましい。
【００１１】また、樹脂被膜は金属イオンの流出を防ぐ
為であり、厚さを、０．１μｍ未満にすると金属イオン
流出の可能性があり、１０μｍを越えて厚くなりすぎる
と充分な発熱が得られなくなる。好ましい厚さは、２〜
５μｍである。樹脂被膜に使用される樹脂は、例えばシ
リコン系，アクリル系，ポリエチレン系などの如く生体
無害のものであり、特にシリコン系の樹脂が好ましい。
為であり、厚さを、０．１μｍ未満にすると金属イオン
流出の可能性があり、１０μｍを越えて厚くなりすぎる
と充分な発熱が得られなくなる。好ましい厚さは、２〜
５μｍである。樹脂被膜に使用される樹脂は、例えばシ
リコン系，アクリル系，ポリエチレン系などの如く生体
無害のものであり、特にシリコン系の樹脂が好ましい。
【００１２】感温性アモルファス粉末のキュリー温度は
、４２〜９０℃である必要がある。キュリー温度が４２
℃未満では、ハイパーサーミアとして有効な温度域まで
加温できず、９０℃を越えると治療温度域をオーバーし
て過熱となるためである。好ましいキュリー温度範囲は
、４５〜５５℃である。
、４２〜９０℃である必要がある。キュリー温度が４２
℃未満では、ハイパーサーミアとして有効な温度域まで
加温できず、９０℃を越えると治療温度域をオーバーし
て過熱となるためである。好ましいキュリー温度範囲は
、４５〜５５℃である。
【００１３】
【実施例】導電性金属被膜として厚さ０．２μｍの金被
膜であり、樹脂被膜が厚さ３μｍのシリコン樹脂被膜で
あり、粉末粒径が７４〜１４９μｍである感温性アモル
ファス粉末を、寒天ファントム中に留置し２００ＫＨｚ
・３４００Ａ／ｍの高周波交番磁界を印加した。寒天フ
ァントムは生体の体液を模倣した生理食塩水を用いて製
作した。この時の昇温特性を図１に示す。この方法では
１分以内に所定の温度まで昇温し、一定温度で維持され
ているのが分かる。
膜であり、樹脂被膜が厚さ３μｍのシリコン樹脂被膜で
あり、粉末粒径が７４〜１４９μｍである感温性アモル
ファス粉末を、寒天ファントム中に留置し２００ＫＨｚ
・３４００Ａ／ｍの高周波交番磁界を印加した。寒天フ
ァントムは生体の体液を模倣した生理食塩水を用いて製
作した。この時の昇温特性を図１に示す。この方法では
１分以内に所定の温度まで昇温し、一定温度で維持され
ているのが分かる。
【００１４】図２に、表面被覆をしていない粉末粒径が
７４〜１４９μｍである感温性アモルファス粉末を寒天
ファントム中に留置し、前記条件で励磁したときの結果
を示す。図１との比較より、本発明の発熱体は導電性金
属被覆によって一定温度までの昇温時間が短縮されてい
るのが分かる。
７４〜１４９μｍである感温性アモルファス粉末を寒天
ファントム中に留置し、前記条件で励磁したときの結果
を示す。図１との比較より、本発明の発熱体は導電性金
属被覆によって一定温度までの昇温時間が短縮されてい
るのが分かる。
【００１５】表１に生理食塩水中において３７℃に保ち
、８時間攪拌し、１６時間静置のサイクルを毎日繰り返
し３週間経過したときの腐食減量と流出金属イオンの観
察結果を示す。
、８時間攪拌し、１６時間静置のサイクルを毎日繰り返
し３週間経過したときの腐食減量と流出金属イオンの観
察結果を示す。
【００１６】
【表１】
【００１７】表１に示したように、Ｆｅ−Ｃｒ アモル
ファス合金及び金被覆とポリマー被覆を行ったＦｅ−Ｃ
ｒ アモルファス粉末において腐食減量がゼロであった
。流出金属イオンの観察でも検出されなかった。生体内
での腐食はイオン化傾向と一致せず複雑な反応で進行す
ることが推定される。即ち、金属を生体内においた場合
、それによって受ける細胞の傷害は、体液と金属の間の
化学反応の強さと形式によって異なった形相を示す。一
方水素イオンよりイオン化傾向の小さい貴金属を生体内
材料として使用すると、その金属がイオン化して生体内
に流出することが抑制される。このため白金などの貴金
属が、一般に生体内材料として用いられるが、本発明に
よる樹脂を被膜したアモルファス合金は、金属のイオン
化による生体内への流出が、樹脂被膜によって妨げられ
る。従って貴金属を使用する場合と同じように、使用し
た金属がイオン化して生体内に流出することがないので
、貴金属以外の金属でも使用可能となる。
ファス合金及び金被覆とポリマー被覆を行ったＦｅ−Ｃ
ｒ アモルファス粉末において腐食減量がゼロであった
。流出金属イオンの観察でも検出されなかった。生体内
での腐食はイオン化傾向と一致せず複雑な反応で進行す
ることが推定される。即ち、金属を生体内においた場合
、それによって受ける細胞の傷害は、体液と金属の間の
化学反応の強さと形式によって異なった形相を示す。一
方水素イオンよりイオン化傾向の小さい貴金属を生体内
材料として使用すると、その金属がイオン化して生体内
に流出することが抑制される。このため白金などの貴金
属が、一般に生体内材料として用いられるが、本発明に
よる樹脂を被膜したアモルファス合金は、金属のイオン
化による生体内への流出が、樹脂被膜によって妨げられ
る。従って貴金属を使用する場合と同じように、使用し
た金属がイオン化して生体内に流出することがないので
、貴金属以外の金属でも使用可能となる。
【００１８】
【発明の効果】本発明による過熱療法用発熱体を使用す
ることにより、磁気誘導加熱方式における深部腫瘍の加
熱を効果的に行うことが出来る。
ることにより、磁気誘導加熱方式における深部腫瘍の加
熱を効果的に行うことが出来る。
【図１】本願発明による発熱体の昇温特性の１例である
。
。
【図２】表面を被膜していない感温性アモルファス粉末
の昇温特性図である。
の昇温特性図である。
Claims (2)
- 【請求項１】 ４２℃乃至９０℃のキュリー温度を有
する非晶質合金の表面に、導電性金属膜を被覆し、さら
にその上に生体に無害である樹脂膜を被覆させたことを
特徴とする温熱療法用発熱体。 - 【請求項２】 導電性金属膜の厚さが０．０５〜１．
０μｍであり、樹脂膜の厚さが０．１〜１．０μｍであ
る請求項１の温熱療法用発熱体。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP14659591A JPH04347174A (ja) | 1991-05-23 | 1991-05-23 | 温熱療法用発熱体 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP14659591A JPH04347174A (ja) | 1991-05-23 | 1991-05-23 | 温熱療法用発熱体 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04347174A true JPH04347174A (ja) | 1992-12-02 |
Family
ID=15411274
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP14659591A Pending JPH04347174A (ja) | 1991-05-23 | 1991-05-23 | 温熱療法用発熱体 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH04347174A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8361690B2 (en) | 2009-06-11 | 2013-01-29 | Ricoh Company, Limited | Toner for developing electrostatic latent image, developer including the toner, and image forming method and image forming apparatus using the developer |
| US9034550B2 (en) | 2010-11-22 | 2015-05-19 | Ricoh Company, Ltd. | Toner, developer, image forming apparatus, and image forming method |
| US9857709B2 (en) | 2010-10-04 | 2018-01-02 | Ricoh Company, Ltd. | Toner and developer |
-
1991
- 1991-05-23 JP JP14659591A patent/JPH04347174A/ja active Pending
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8361690B2 (en) | 2009-06-11 | 2013-01-29 | Ricoh Company, Limited | Toner for developing electrostatic latent image, developer including the toner, and image forming method and image forming apparatus using the developer |
| US9857709B2 (en) | 2010-10-04 | 2018-01-02 | Ricoh Company, Ltd. | Toner and developer |
| US9034550B2 (en) | 2010-11-22 | 2015-05-19 | Ricoh Company, Ltd. | Toner, developer, image forming apparatus, and image forming method |
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