JPH0239272B2

JPH0239272B2 -

Info

Publication number: JPH0239272B2
Application number: JP59153682A
Authority: JP
Inventors: Makoto Kikuchi; Yoshihisa Futagawa; Shinsaku Mori; Takanari Terakawa
Original assignee: Tokyo Keiki Co Ltd
Current assignee: Tokyo Keiki Inc
Priority date: 1984-07-24
Filing date: 1984-07-24
Publication date: 1990-09-04
Also published as: US4860770A; US5148814A; JPS6131170A; JPS6131172A; JPH0239271B2; JPS6236710B2; US5033478A; JPS6131171A; JPS6131174A; US4747416A; JPH0239270B2; JPH0239269B2; JPS6131173A

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。僅か
になされている研究成果としては、例えば第１２
図に示すように電磁波発生手段のオン・オフ
（ON・OFF）制御のみによる生体内部の加温を
意図しているものが多い。これがため、一応の進
歩は認められても狭い温度範囲での効率のよい温
度制御をなすことができないという不都合があつ
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て迅
速に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。

〔発明の目的〕

本発明は、上記点に鑑みなされたものであり、
複数の患者を混乱することなく効率よく同時に治
療するとともに、装置全体の小型化および各加温
部表面の迅速な冷却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、該電磁波発生手段をオ
ン・オフせしめる駆動手段と、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
各冷却手段用の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
の加温治療部の温度測定を行う温度計測手段とを
備えている。この温度計測手段の出力により、各
駆動手段及びこれに対応する各液冷却装置を必要
に応じて一体的に切換え制御する主制御部が設け
られている。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治療の優先順位を定
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、という構成を
採つている。これにより、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７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。

前記マイクロ波発生部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、これを駆
動制御する電源１０とから成つており、主制御部
１２の指令に基づいてコントロールされるスイツ
チ１３に付勢されてマグネトロン８の出力がオ
ン・オフ（ON・OFF）制御されるようになつて
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１４と、
このアプリケータ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１６
と、該冷却装置１６を制御して冷却液の冷却調整
を行う冷却制御回路２８と、該冷却装置で冷却さ
れた冷却液を循環させるポンプ１８と、癌組織の
温度を検出する温度センサ２０とにより構成され
ている。この第１図において、他の２人の患者に
おけるアプリケータ１４、各種センサ等は省略し
てある。

アプリケータ１４は、第２図に示すように生体
２２に密着して、該生体２２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る。
このアプリケータ１４には、生体表面を冷却し生
体の皮膚部分での誘電損失による過熱による熱傷
の防止と、生体表面から癌組織への熱伝導の調整
とを図るべく、冷却部２４が装備されている。

この冷却部２４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２６が設けら
れており、冷却装置１６で冷却された水を前記ポ
ンプ１８で強制的に循環させ、該冷却部２４内を
通過させることでアプリケータ１４の開口面すな
わち生体表面を冷却している。

一方、水の温度は、冷却制御回路２８によつて
制御されており、水温の変化によつて生体表面を
冷却し、マイクロ波によつて加温されている癌組
織の温度を生体表面側から調整している。

生体内温度センサ２０は、癌組織の温度を検出
するためのセンサである。ここで得られる情報を
基にして、冷却装置１６の出力の調整とマグネト
ロン８のオン・オフ制御が行なわれるようになつ
ている。

また、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３０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１２とか
らなつている。

この主制御部１２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（図示せず）、
Ｄ／Ａ変換器（図示せず）で処理できるようにな
つている。ここで、スイツチ１３を制御するに際
しＤ／Ａ変換器は必要ない。

つまり、主制御部１２は、上記３名の患者のセ
ンサ２０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３０
からの情報とに基づいて癌組織の温度が所望の値
に保たれるようＤ／Ａ変換器を介し（但しスイツ
チ１３を制御するに際してはＤ／Ａ変換器は必要
ない）ソフトスイツチにより順次切り換えなが
ら、冷却装置１６の出力とマグネトロン８のオ
ン・オフ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３
０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。この場合、
癌組織に対しての加温を43〔℃〕とする。

まず、冷却装置を始動させ（第３図５０）、充
分に水が冷却された後、ポンプを始動させる（同
図５２）。そして、この後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
５４）。これは、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
６）。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る。こ
のシステムソフトにおける判断により、冷却装置
１６の出力と次のマイクロ波照射時のマグネトロ
ンの出力（オン・オフ）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、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５８，６
０）。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前記温度
センサー２０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５４参照）に到達したか否かを判断し
（第４図６２）、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６４、第３図７８）。一方、
加温時間が到達していない場合は、先に計測した
生体内部温度（癌部の温度）がオペレータによつ
て入力された生体内部温度の設定値（43℃）より
高いか否かが判断される（同図６６）。

ここで内部温度が設定値より低い場合は、冷却
装置１６の出力（冷却効果）を１ステツプダウン
（同図６８）することによつて生体表面温度を上
げ（この場合冷却装置１６の出力がオフとなつて
もよい；ポンプ１８によつて水が循環されている
ことから生体の表層に熱傷が生ずることがないか
らである）、マイクロ波の照射によつて加温され
ている癌組織の温度が迅速に設定位置に達するよ
う生体表面側から調整し、マグネトロンの出力を
オンにして（同図７０）、主制御部におけるソフ
トスイツチの切換えを行ない、主制御部の入出力
ポートを他の患者のセンサ２０・各コントロール
ユニツト１３，２８に切換え（第３図７８）、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５８，６０，６２を介し
て再び生体内部温度の判断が行なわれる（第４図
６６）。

この一定時間の経過により、癌組織の温度が設
定値より上がつたならば、今度は冷却装置１６の
出力（冷却効果）を１ステツプ上げることによつ
て生体表面温度を下げ（同図７２）、癌組織の温
度が迅速に設定温度に達するよう生体表面側より
調整し、マグネトロンの出力はそのままオフ（同
図７４）にして、他の患者に対する処理を続けて
行なう。

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７６）、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６２，６４）。

第６図は、本実施例を用いて加温を行なつたと
きの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（図中Ａ）と、
マグネトロンの出力状態（図中Ｂ）とを示してい
る。

この第６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５８参照）。図中Ｃ点はマイク
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、この
後は内部温度が43℃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７４：第６図CD間参照）、内部温度が43℃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DE間）。このCD間における時間Ｉは、
例えば第５図に示す時間Ｉに該当する。

このように本実施例においては、上記した制御
方式を採用している点から、癌組織を目的の温度
にまで素早く上昇させることができる一方、目的
温度を越えても生体表面を冷却することが可能で
あることから、癌組織の温度を素早く下降させる
ことができ、目的部位の温度をほぼ43〔℃〕一定
に保つことができる。

なお、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７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７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、問題も全くない。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。

次に第２実施例について第８図ないし第９図に
基づいて説明する。

第２実施例は、癌組織の温度に加えて生体表面
温度をより正確に制御できるよう意図したもので
ある。

第８図は、本発明の第２実施例に係るハイパサ
ーミア用加温装置の電気的ブロツク図であり、図
に示すように生体内部温度センサ２０のほかにア
プリケータ１４の冷却部３４の水の排出側に温度
センサ４０を設け、これによつて生体表面も計測
し、ここからの情報をＡ／Ｄ変換器（図示せず）
を介して主制御部に入力させ、第９図に示すシス
テムフローチヤートに基づいて制御を行なうよう
になつている。その他の構成は第１実施例と同様
であり、第１実施例と同様な構成は同符号を用い
てある。

即ち、第２実施例では、第１実施例と同様に初
期値を設定した後（第３図５０，５２，５４参
照）、システムクロツクに同期して第９図に示す
システムソフトの処理を行なう。

次に、このシステムソフトについて説明する。

まず、第１実施例と同様にマグネトロン８の出
力を切り（第９図１００）、温度センサ３０によ
つて癌組織の温度を温度センサ４０によつて生体
表面温度を計測し（同図１０２）、加温時間を調
べた後（同図１０４，１０６）、生体内部温度の
判断に入り（同図１０８）、内部温度が設定値よ
り低いと判断されたときは、前記温度センサ４０
によつて計測された生体表面温度の判断を行う
（同図１１０）。

ここで生体表面温度が設定値より低い場合は冷
却装置１６の出力（冷却効果）を１ステツプダウ
ンしてマグネトロン８の出力をオンとし（同図１
１２，１１４）、逆に設定値より高い場合は冷却
装置１６の出力（冷却効果）を１ステツプアツプ
してマグネトロン８の出力をオフとする（同図１
１６，１１８）。

第２実施例ではこのような制御方式を採用する
ことによつて、癌部の温度と生体表面温度を一定
に保つている。

次に第３実施例について第１０図ないし第１１
図に基づいて説明する。

第３実施例は、癌部が特に生体表面近くに存在
する場合（例えば皮膚癌など）の治療に好適な装
置を示したものである。

第１０図は本発明の第３実施例に係るハイパサ
ーミア用加温装置の電気的ブロツク図であり、図
に示すようにアプリケータ１４の冷却部３４の水
の排出側に温度センサ４０を設け、これによつて
生体表面温度を計測し、ここからの情報をＡ／Ｄ
変換器（図示せず）を介して主制御部１２に入力
させ、第１１図に示すシステムフローチヤートに
基づいて制御を行なうようになつている。その他
の構成は第１実施例と同様であり、第１実施例と
同様な構成は同符号を用いてある。

即ち、本システムでは癌部が生体表面近くに存
在することから無侵襲（生体内部に温度センサ２
０を挿入する必要がないこと）で、治療ができる
ようになつている。これは、癌部が生体表面近く
に存在する場合は、癌部の温度と生体表面温度が
ほぼ等しいと考えてよいからである。したがつて
上述したように生体内に挿入した温度センサ２０
の代わりに、生体表面温度センサ４０からの情報
に基づいて冷却装置１６の制御を行なうようにな
つている。

またこのような場合は、温度センサ４０がマイ
クロ波の影響を受けないことから、温度計測時に
マグネトロンの出力を切る必要はない。したがつ
て、第１実施例と同様に初期値を設定した後（第
３図参照）は、第１１図に示すようにマグネトロ
ン８の出力を切らずに、生体表面温度計測にはい
り（同図２００）、そして加温時間に至つたか否
かを判断した後（同図２０２）、生体表面温度が
設定値より高いか否かを判断し（同図２０４）、
表面温度が設定値より低い場合は冷却装置の出力
（冷却効果）を１ステツプダウンしてマグネトロ
ンの出力をオンとし（同図２０６，２０８）、逆
に高い場合は冷却装置の出力（冷却効果）を１ス
テツプアツプしてマグネトロンの出力をオフとす
る（同図２１０，２１２）。第３実施例では、こ
のような制御方式を採用することによつて、癌部
が生体表面近くに存在する場合の治療を施してい
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、該
電磁波発生手段をオン・オフせしめる駆動手段
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用の冷却液を
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加温治療部の温度測定
を行う温度計測手段とを設け、この温度計測手段
の出力により、各駆動手段とこれに対応する各液
冷却装置を一体的に他の同一物から切換え制御す
る主制御部を設けるとしたことから、複数の患者
を同時に治療することができ、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、更に液冷却手段の装備
により少ない冷却液で加温部表面を効率よく冷却
し得ることとなり、従つて全体的に装置の小型化
および治療の迅速化を図ることができ、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
各患者の治療の優先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ていることから、複数患
者に対する治療上の混乱が全くなくなり円滑に治
療を行うことができ、電磁波発生手段に複雑な制
御手段を使用していないことから構成が単純化さ
れ且つ比較的安価に入手し得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図は各々第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図は第１図の動作
説明図、第７図は患者数を増やした場合における
説明図、第８図は他の実施例を示すブロツク図、
第９図は第８図の動作を示すシステムフローチヤ
ート、第１０図はその他の実施例を示すブロツク
図、第１１図は第１０図の動作を示すシステムフ
ローチヤート、第１２図は従来例による電磁波発
生手段による加温例を示す線図である。８……電磁波発生手段としてのマグネトロン、
１２……主制御部、１３……駆動手段としての主
要部をなすスイツチ、１４……アプリケータ、１
６……液冷却装置としての冷却装置、２０，４０
……温度計測手段、２４……冷却手段としての冷
却部。

Claims

【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をオ
ン・オフせしめる駆動手段と、前記各電磁波発生
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
却手段用の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
の加温治療部の温度測定を行う温度計測手段とを
設け、この温度計測手段の出力により前記各駆動手段
とこれに対応する前記各液冷却装置とを必要に応
じて一体的に切換えるとともに駆動制御する主制
御部を装備し、この主制御部が、予め定めたシステムクロツク
に従つて各患者の治療の優先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ことを特徴としたハイパサ
ーミア用加温装置。