JPH0239270B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、ハイパサーミア用加温装置に係り、
特に複数の患者を同時に治療するのに好適な集中
管理方式を採用したハイパサーミア用加温装置に
関する。

〔従来の技術〕

近年、加温療法〔「ハイパサーミア」ともいう〕
を用いた治療法が脚光を浴びており、特に悪性腫
瘍を例えば43℃付近で１時間ないし２時間の間連
続加温するとともに、一定周期でこれを繰返すこ
とにより癌細胞の再生機能を阻害せしめ、同時に
その多くを致死せしめることができるという研究
報告が相次いでなされている（計測と制御
Vol.22，No.10）。この種の加温療法としては、全
体加温法と局所加温法とがある。この内、癌組織
およびその周辺だけを選択的に温める局所加温法
としては、電磁波による方法、電磁誘導による方
法、超音波による方法等が提案されている。

一方、癌組織への加温は、当業研究者間におい
ては既に知られているように43〔℃〕付近が加温
効果のある温度とされており、これより低いと効
果が薄れ、逆にこれより高いと正常組織に対し害
を与え好ましくない。即ちハイパサーミアでは、
癌組織に致死障害を与え、正常組織にはあまり害
を与えないような狭い温度範囲に生体を保たねば
ならない。

しかしながら、従来技術においては、生体の特
に深部加温については、生体機能の特殊性より当
該目的の部位を43℃前後の一定温度に１時間ない
し２時間の間保持することは容易でない。特に電
磁波による加温療法は、生体表面の電磁波吸収率
が著しく大きいことから、従来技術では深部加温
に適さないとされ、長い間放置されていた。

そこで、発明者らは、先に生体内の所定の加温
箇所を電磁波を用いて予め定めた所定の温度に継
続して一定時間高精度に加温することのできる制
御機能を備えたハイパサーミア用加温装置を提案
している。

〔発明が解決しようとする問題点〕

加温療法は、１回の治療時間が比較的長く（約
１時間）、また治療回数も一定期間をおいて複数
回（約５〜７回）繰り返して成されるため、患者
一人に対する合計治療時間が非常に長い。このた
め、多くの患者に対して早期に且迅速に治療を行
うには、必然的に複数の治療設備が必要となる。

一方、このことは、同時に莫大な設備投資を要
するばかりでなく、複数の設備に対してはそれら
を適確に操作して各患者の病状に対応した最適な
治療条件を設定する必要があり、そのためには、
多くの時間と労力を要するという治療用医療機器
特有の課題が残されている。これがため、複数の
加温装置全体を混乱することなくいかにして迅速
に管理し、且ついかにして多くの患者に対し苦痛
を少なくした迅速な治療をなし得るかが、加温療
法に課せられた重要な課題の一つとされていた。

一方、かかる加温装置においては、加温により
皮膚表面の温度が上昇し、熱傷等を生ずる虞れが
あるため、表面冷却手段を設けることが必要とな
る。この場合、患部（癌組織）の温度のみに注目
して、患部を所定の温度（ここでは43℃付近）に
保つべく計測制御し、皮膚表面の温度は患者が苦
痛を訴えない程度以下（例えば10℃）に保てば良
いのであるが、表面温度をも計測制御し、長時間
の治療に際して患者を快適な状態に置くことが望
ましいことは言うまでもない。

〔発明の目的〕

本発明は、上記点に鑑みなされたものであり、
複数の患者を効率よく同時に治療するとともに、
電磁波が照射される部分の表面温度の上昇に伴う
患者の苦痛を緩和し、かつ装置全体の小型化を図
つたハイパサーミア用加温装置を提供すること
を、その目的とする。

〔問題点を解決するための手段〕

本発明では、複数の患者に対応して装備された
複数の電磁波発生手段と、これらの各電磁波発生
手段から出力される電磁波を生体へ照射せしめる
複数のアプリケータと、この各アプリケータに装
備された生体冷却用の冷却手段と、これらの各冷
却手段に対応して装備され当該各冷却手段に送ら
れる冷却液を所定温度に冷却する複数の液冷却装
置と、アプリケータが当接される生体の各加温治
療部の温度測定を行なう第１の温度計測手段と、
前記各冷却手段の冷却液流出段に装備された第２
の温度計測手段とを備えている。この第１および
第２の各温度計測手段の出力を入力し、各電磁波
発生手段とこれに対応する液冷却装置とを必要に
応じて各々一体的に切換えるとともにその出力を
同時に駆動制御する主制御部が設けられている。
さらに、この主制御部が、予め定めたシステムク
ロツクに従つて、各患者の優先治療順位を定める
とともに、予め入力される各患者の異なつた加温
時間を許容しつつ同一のシステムソフトウエアを
実行し各部を駆動制御する機能を備えている、と
いう構成を採つている。これによつて前述した目
的を達成しようとするものである。

〔発明の実施例〕

以下、本発明の一実施例を第１図ないし第１０
図に基づいて説明する。

第１図は、本発明の一実施例を示す一部省略し
た電気的ブロツク図である。このハイパサーミア
用加温装置は、電磁波発生部としてのマイクロ波
発生部２と、制御手段を含む制御部４と、マイク
ロ波照射部６とから構成されている。

マイクロ波発生部２は、複数人の患者（本実施
例では３人）に同時に電磁波を照射する電磁波発
生手段としてのマグネトロン８と、方向性結合器
１０と、ダイオード１２と、パワーコントロール
ユニツト１４とからなる。この内、パワーコント
ロールユニツト１４は、サイリスタによる制御で
前記マグネトロン８のアノード電圧を変化させ、
マグネトロン８の出力を調整する制御回路であ
る。また、方向性結合器１０は、入射波と反射波
を別々に分離して取り出す装置であり、ここで取
り出された電磁波は前記ダイオード１２で検波さ
れ、電圧変換された後、Ａ／Ｄ変換器（図示せ
ず）を介して主制御部１８へ送出されるようにな
つている。

この主制御部１８は、取り出された入射波のパ
ワーレベル値から反射波のパワーレベル値を引
き、後述するアプリケータ２０に有効に供給され
るマイクロ波のパワーを算出して、この結果から
マグネトロンの出力を調整する機能を備えてい
る。

一方、マイクロ波照射部６は、本実施例ではマ
イクロ波を生体へ照射するアプリケータ２０と、
このアプリケータ２０の開口部側すなわち生体表
面を冷却するための冷却液を冷却する冷却装置２
１と、該冷却装置を制御し冷却液の冷却調整を行
なう冷却制御回路２４と、該冷却装置で冷却され
た冷却液を循環させるポンプ２２と、冷却液の温
度を検出する温度センサ２８と、癌組織の温度を
検出する温度センサ３０とにより構成されてい
る。ここで、他の２人の患者におけるアプリケー
タ２０、各種センサ等は省略してある。

アプリケータ２０には、第２図に示すように生
体３２に密着して、該生体３２に電磁波を照射
し、目的の癌組織を加温するためのアンテナであ
り、生体３２との接触面には皮膚部分での誘電損
失による過熱によつて皮膚に熱傷が起きないよう
にする必要性から、冷却部３４が設けられてい
る。この冷却部３４には、本実施例で冷却液とし
て使用している水を通すためのパイプ３６が設け
られており、冷却装置２１で冷却された水をポン
プ２２で強制的に循環させ、該冷却部３４内を通
過させることでアプリケータ２０の開口面すなわ
ち生体表面を冷却している。この生体表面の冷却
を行なつている水の温度は、冷却部３４の水の排
出側に設けられた温度センサ２８によつて検出さ
れおり、ここで検出された温度情報を基にして前
記アプリケータ２０と接触している生体表面温度
が求められている。そして該温度が所定の値に保
たれるように、主制御部１８からの情報に基づ
き、冷却制御回路２４を介して、冷却装置２１の
出力調整がなされるようになつている。即ち、こ
の生体表面温度は冷却装置２１の出力を調整する
ための重要な情報となる。

これに対し、癌組織の温度は、生体内温度セン
サ３０によつて検出されており、ここで得られた
情報を基にして、マグネトロン８の出力調整が主
制御部１８で行なわれるようになつている。

一方、制御部４は、オペレータからの各情報を
入力するとともに治療状況をオペレータに知らせ
るための入出力部４４と、プログラムメモリやデ
ータメモリに基づいて入出力装置などを制御・管
理し、本システムの中枢となる主制御部１８とか
らなつている。

この主制御部１８には、３人の患者からそれぞ
れ３系統（３台からの情報、３台への情報）の情
報が入出力されており、この３系統からの情報を
主制御部内のソフトスイツチにより順次切り換
え、３系統が１台のＡ／Ｄ変換器およびＤ／Ａ変
換器（図示せず）で処理できるようになつてい
る。

つまり、主制御部１８は、上記３名の患者の各
センサ１０，２８，３０で得られた情報をソフト
スイツチにより順次切り換えてＡ／Ｄ変換器を介
して入力し、この情報とオペレータの指示を受け
た入出力部４４からの情報とに基づいて癌組織の
温度と生体表面の温度とが所望の値に保たれるよ
うＤ／Ａ変換器を介しソフトスイツチにより順次
切り換えながら、冷却装置２１の出力とマグネト
ロン８の出力を制御するとともに、加温状態をオ
ペレータに知らせるべく上述した各情報を入出力
部４４に送出するようになつている。

次に、第３図ないし第５図に基づいて、上記装
置の全体的な動作について説明する。ここで、ア
プリケータ２０と接触する生体表面温度を20
〔℃〕、癌組織に対しての加温を43.5〔℃〕とする。

まず、冷却装置を始動させ（第３図５０）、十
分に水が冷却された後、ポンプ２２の始動を行な
う（同図５２）。そして、この後オペレータが各
患者の癌組織の深部に合わせて入力した値をマグ
ネトロン８の最大出力として設定する（同図５
４）。

このようにマグネトロンの最大出力を癌組織の
深部に合わせて設定するのは、マイクロ波の出力
が大であると加温時の温度ピークが表面近くにな
るのに対し、出力が小であると温度が徐々に深部
へ浸透するように温度ピークが深部へ移行するこ
とから、各患者に適した値に設定する必要がある
からである。

第６図は2450〔ＭHz〕のマイクロ波をある基準
量に基づいて照射した場合に得られる温度分布(A)
と、この場合の基準量に対し３〔dB〕出力を減じ
た場合のマイクロ波の照射によつて得られる温度
分布(B)との比較を示す。かかる周波帯は加温療法
用としては最も周波数の高い領域であり、従つて
加温深さは表層に限定されている。それにもかか
わらず出力を減じた方が約0.25〔cm〕奥で温度ピ
ークに達していることがわかる。但し、出力を減
じると癌組織を目的の温度にするのにより多くの
時間を要する。

第７図は一定時間ごとの温度分布上昇を示して
おり、時間の経過とともに、上昇率が下降してい
る。これは生体表面が冷却されていることから内
部の温度が上がるにつれて外部へ熱が奪われてし
まうことと、生体の血流作用に影響されるからで
ある。

上述したマグネトロン８の最大出力の設定は、
方向性結合器１０からの情報に基づいて主制御部
１８で行なわれる。即ち、該方向性結合器１０で
検出される入射波と反射波のパワー値の差から、
アプリケータ２０に有効に供給されるマイクロ波
の出力を求め、この出力を入出力部４４でオペレ
ータによつて設定された値に合わせることでマグ
ネトロン８の最大出力の設定を行う。なお、この
場合予めフアントムモデルを使つて最大出力の設
定を行なつておいてもよい。また、ここでの各患
者に対する最大出力をそれぞれP₁，P₂，P₃とす
る。

このようにして、マグネトロン８の最大出力が
設定された後は、オペレータから入力された各患
者に対する加温時間を設定する（第３図５６）。
これも、各患者の病状に合わせて治療時間を決め
る必要があるからである。

以上のように初期値が設定された後は、各患者
に対してマイクロ波照射が行なわれる（同図５
８）。この詳細なフローチヤートは第４図に示し
てある。

ところで、この第４図のシステムソフトウエア
は、第５図に示す主制御部１８内のシステムクロ
ツクに同期して、行なわれるようになつている。

即ち、システムクロツク（例えば１）が入力さ
れると図に示す「Δh」と言うわずかな時間で第
４図に示すシステムソフトの処理がなされ、この
システムソフトにおける判断により、次のマイク
ロ波照射時のマグネトロンの出力等の決定がなさ
れる。そして、これに基づいて一定時間（図中
Ｈ）マイクロ波の照射が行われた後（システムソ
フトの判断によりマイクロ波照射を行なわない場
合も当然ある）、次に来るシステムクロツク１に
同期して、再びシステムソフトの処理が行なわれ
る。つまり、この一連の処理によつて患者１人の
治療が行なわれ、他方、他の患者に対してはシス
テムクロツク２またはシステムクロツク３に同期
してシステムソフトの処理が行なわれ、複数人の
患者を１つの制御部で同時に治療できるようにな
つている。

次に、第４図のフローチヤートを具体的に説明
する。上述したシステムクロツク（例えば１）が
入力されると、まず、生体表面温度、癌部の温度
を計測するためにマグネトロン８の出力が切られ
る（第４図６０，６２）。

このように温度計測時にマイクロ波の照射を行
なわないのは、生体内に挿入された温度センサー
３０がマイクロ波の影響を受け、誤差が生ずるか
らである。

温度計測がなされた後は、先に設定した加温時
間（第３図５６参照）に到達したか否かを判断し
（第４図６４）、到達している場合は、その患者の
治療のみを終了し、他の患者を治療するためのス
テツプに移る（同図６６、第３図８８）。一方、
加温時間が到達していない場合は、先に計測した
生体表面温度がオペレータによつて入力された表
面温度の設定値（20℃）より高いか否かが判断さ
れ（同図６８）、表面温度が設定値より高い場合
主制御部１８は、生体表面温度を下げるために冷
却装置２１の出力（冷却効果）を１ステツプアツ
プするべく指示を与え（同図７０）、マグネトロ
ン８の出力はオフのままにして（同図７２）、主
制御部１８におけるソフトスイツチの切換えを行
ない、主制御部１８の入出力ポートを他の患者の
各センサー２８，３０・各コントロールユニツト
１４，２４に切換え（第３図８８）、他の患者に
対する処理を続けて行なう。そして、上述した次
のシステムクロツク（例えば１）が入力されたと
きに、ステツプ６０，６２，６４を介して再び表
面温度の判断が行なわれる（第４図６８）。

この一定時間の経過により、表面温度が設定値
より下がつたならば、生体表面を冷却しすぎない
ように冷却装置２１の出力（冷却効果）を１ステ
ツプ下げ（この場合冷却装置の出力がオフとなつ
てもよい。ポンプによつて冷却液が循環されてお
り、生体の表層に熱傷が生ずることがないからで
ある）内部温度（癌組織の温度）の調整にはいる
（同図７４，７６）。

ここで、内部温度がオペレータによつて入力さ
れた内部温度設定値（43.5℃）よりも低いとき、
主制御部１８は、前記パワーコントロールユニツ
ト１４に指示を与えることによつて、マグネトロ
ン８の出力設定を上げる。但しこの場合、最初に
設定した最大入力パワーを超えないようにする
（同図７８，８０）。そして、この設定値に基づい
てマイクロ波の照射を行い（同図８２）、次のシ
ステムクロツク（例えば１）が来るまで加温を続
ける。

即ち、癌組織が設定値よりも高くなるまでマイ
クロ波の照射と計測が繰り返され（但し、表面温
度が設定値を越えた場合は、マグネトロンの出力
は切られる）、システムクロツクに同期して行な
われる計測時を利用してマグネトロン８の出力の
設定値を１ステツプ毎高くし、次の照射時には、
計測時において設定された出力によつて、マイク
ロ波の照射がなされる。

この結果、癌組織の温度が内部設定温度より高
くなつた場合は、癌組織の温度が設定値より下が
るまでマイクロ波の照射を行なわず、計測時を利
用してマグネトロン８の出力設定値を１ステツプ
毎下げ（同図８６）、次の照射時のための出力設
定を行なう。

ここでマグネトロンの出力を１ステツプ下げた
後、冷却装置２１の出力（冷却効果）を１ステツ
プ毎に上げているのは（同図７０）、図中７４で
冷却装置２１の出力（冷却効果）を下げたことを
填補するためである。つまり、癌組織の温度が設
定値より高くなつたときは、なるべく早く癌組織
の温度を設定値に近づけるように表面温度を冷す
必要があるからである。

ところで、加温時間と癌組織を致死に至らしめ
るための相関関係は癌組織が43℃付近の温度にな
つてからの時間によつて左右される。したがつ
て、本実施例では、癌組織が初めて設定値を越え
た時点から加温時間を計測し（同図８４）、上述
したようにオペレータによつて入力された加温時
間が到来したときに該当する患者に対する加温を
終了する（同図６４，６６）。

第８図は患者一人に対する各マイクロ波照射
時、非照射時と温度計測時（第４図に示したシス
テムソフトの処理時）の癌組織の温度状態と、マ
グネトロンの出力状態とを示している。

この第８図において、温度分布が上昇している
間隔がマイクロ波照射時であり、温度分布が下降
しているΔh間隔が第５図に示したようにシステ
ムクロツクに同期して行なわれる温度計測時であ
る。温度計測時にはマグネトロンの出力は零とな
つている（第４図６０参照）。

図中Ｂ点はマグネトロンの最大出力（P₁）に
よるマイクロ波の照射の結果、内部温度が初めて
設定温度を越え、計測が始まつた時点を示してお
り、ここから上述した加温時間が開始される。

そして、その後は内部温度が43.5〔℃〕以下に
なるまで温度計測時においてマグネトロン出力オ
フの判断をし続け（第４図７２参照）、さらに、
この間（図中BC間）に次に照射すべきマグネト
ロンの出力の設定をし直し、内部温度が43.5℃以
下になつた時点で再びマイクロ波の照射が行なわ
れる（図中CD間）。

このBC間における時間は、例えば第５図に
示す時間に該当する。一方、CD間では、BC間
においてマグネトロンの出力設定が下げられたこ
とから、AB間に対して傾きが下がつている。ま
た、マグネトロンの出力設定値を下げすぎてしま
つたため、次の照射時で温度が43.5〔℃〕に達し
なかつた場合（例えば図中EF）は、第４図のフ
ローチヤート８０で示したように次の計測期間
（例えば図中FG）で出力のアツプが図られること
から、再び傾きが上昇する（例えば図中GH）。
このような制御の繰り返しによつて、各患者に対
しほとんどリツプルのない温度制御が得られる。

一方、第９図は比較的深部に癌組織があるた
め、マグネトロン８の最大出力を低く設定した場
合（P₂）の癌組織の温度状態を示している。こ
のような病状をもつ患者に対しては、例えば第５
図に示したシステムクロツク２に同期して治療が
行なわれる。

ところで、上述した実施例では、３名の患者を
対象としたが、患者数が増える場合（例えば５
人）はシステムクロツクを第１０図１のように変
更すればよい。一方、このクロツクの周期をコン
トロールすることで、各装置の１回の温度計測か
ら温度計測までのマイクロ波の照射時間を決定す
ることができる。したがつて、第１０図２のよう
にクロツクの周期を短縮すれば、当然温度計測か
ら温度計測までのマイクロ波の照射間隔が短くな
ることから、より多数の患者の同時治療を行うこ
とが可能となり、温度計測時間（Δh）もほとん
ど無視できるため、特に問題はない。また、マグ
ネトロン自体安価であるため、患者数が増えても
ほとんど価格に影響されない。

なお、深部加温を行なうには比較的低い周波数
を用いればよいことから、上記実施例で用いたマ
グネトロンのかわりに低い周波数のマイクロ波の
発振を行なうのに適している発振器およびリニア
アンプを用いてもよい。パワーの可変は、マグネ
トロンを制御した場合と同様にサイリスタによる
制御で、発振器のパワーはリニアアンプの増幅率
すなわち利得を変化させて行なう。但し、この場
合反射波による影響をなくすためにアイソレータ
を用いる必要がある。

〔発明の効果〕

以上のように、本発明によると、複数の患者に
対応して装備された複数の電磁波発生手段と、こ
れらの各電磁波発生手段から出力される電磁波を
生体へ照射せしめる複数のアプリケータと、この
各アプリケータに装備された生体冷却用の冷却手
段と、これらの各冷却手段に対応して装備され当
該各冷却手段に送られる冷却液を所定温度に冷却
する複数の液冷却装置と、アプリケータが当接さ
れる生体の各加温治療部の温度測定を行なう第１
の温度計測手段と、各冷却手段の冷却液流出段に
装備された第２の温度計測手段とを設け、この第
１および第２の各温度計測手段の出力を入力し、
各電磁波発生手段とこれに対応する液冷却装置と
を必要に応じて各々一体的に切換えてその出力を
同時に制御する主制御部を設けるという構成を採
用したので、複数の患者を同時に治療することが
でき、医師に対し負担の軽減を図ることができる
とともに、各患者に対しては一定の加温温度を長
時間維持することのでき、電磁波の照射面が効果
的に冷却されるので患者の苦痛を軽減することが
でき、さらに、主制御部が予め定めたシステムク
ロツクに従つて各患者の優先治療順位を定めると
ともに、予め入力される各患者の異なつた加温時
間を許容しつつ同一のシステムソフトウエアを実
行し各部を駆動制御する機能を備えていることか
ら、各患者に対する治療上の混乱が全くなくな
り、円滑に治療を継続することができ、更に液冷
却手段の装備により全体的に装置が小型化され操
作性良好となり、可般性がよいことから治療の迅
速化を図ることができるという従来にない優れた
ハイパサーミア用加温装置を提供することができ
る。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例を示すブロツク図、
第２図はアプリケータの使用状態を示す斜視図、
第３図ないし第４図は第１図の動作例を示すフロ
ーチヤート、第５図は第１図の動作例を示すシス
テムタイムチヤート、第６図ないし第９図は各々
第１図の動作説明図、第１０図は患者数を増やし
た場合における説明図である。 ８……電磁波発生手段としてのマグネトロン、
１８……主制御部、２０……アプリケータ、２１
……液冷却装置としての冷却装置、２８……第２
の温度計測手段としての温度センサ、３０……第
１の温度計測手段としての温度センサ、３４……
冷却手段。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 複数の患者に対応して装備された複数の電磁
   波発生手段と、これらの各電磁波発生手段から出
   力される電磁波を生体へ照射せしめる複数のアプ
   リケータと、この各アプリケータに装備された生
   体冷却用の冷却手段と、これらの各冷却手段に対
   応して装備され当該各冷却手段に送られる冷却液
   を所定温度に冷却する複数の液冷却装置と、前記
   アプリケータが当接される生体の各加温治療部の
   温度測定を行なう第１の温度計測手段と、前記各
   冷却手段の冷却液流出段に装備された第２の温度
   計測手段とを有し、 この第１および第２の各温度計測手段の出力を
   入力し、前記各電磁波発生手段とこれに対応する
   液冷却装置とを必要に応じて各々一体的に切換え
   るとともに駆動制御する主制御部を設け、 この主制御部が、予め定めたシステムクロツク
   に従つて各患者の優先治療順位を定めるととも
   に、予め入力される各患者の異なつた加温時間を
   許容しつつ同一のシステムソフトウエアを実行し
   て各部を駆動制御する機能を備えたことを特徴と
   するハイパサーミア用加温装置。