JPH0241972B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、ハイパーサーミア用加温装置に係
り、特に電磁波を利用して生体内の癌組織を局所
加温し、これによつて当該癌組織の再生機能を停
止せしめ致死に至らしめるためのハイパーサーミ
ア用加温装置に関する。

〔従来の技術〕

近年、加温療法（「ハイパーサーミア」ともい
う）による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り返
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、逆にこれよりあまり高いと正常組織に対し
害を与え好ましくない。即ちハイパーサーミアで
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温度を
保たなければならない。

〔発明が解決しようとする問題点〕

しかしながら、生体内の深部加温については、
生体機能の特殊性例えば血流による冷却作用等に
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はな
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、生体表面に
熱傷を起こし易く、従つて、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。

〔発明の目的〕

本発明は、かかる従来技術を勘案し、特に生体
表面に熱傷を起こさせることなく生体内の比較的
深い位置にある所定箇所を、所定の温度に継続し
て一定時間加温することのできる制御機能を備え
たハイパー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〕

そこで、本発明では、電磁波発生手段より出力
される電磁波を生体表面から冷却手段を介して生
体内に向かつて照射伝播せしめるアプリケータ
と、冷却手段にて使用される冷却液の流量を調整
する流量調整手段と、電磁波発生手段の出力に対
応して生体内の加温箇所の温度測定を行う第１の
温度計測手段と、加温箇所の生体表面における電
磁波照射部の温度測定を行う第２の温度計測手段
と、電磁波発生手段及び流量調整手段の出力制御
を行う主制御部とを備えている。そして、この主
制御部が、更に、電磁波発生手段の出力制御に優
先させて流量調整手段を出力調整する第１の機能
と、第１の温度計測手段にて測定される加温箇所
の温度が設定値より最初に高くなつた時点で、直
ちに加温治療時間用の進行開始信号を出力する第
２の機能と、第１又は第２の各温度計測手段のい
ずれか一方が予め定めた設定値を越えた場合に当
該設定値以下に低下するまで流量調整手段の流量
を一定時間毎に１ステツプづつ順次増加制御する
第３の機能とを備えている、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。

〔作 用〕

アプリケータを加温部の表面に当接したのち電
磁波発生手段の出力を徐々に上昇させると、当接
面における生体表面および生体内部の電磁波照射
部分の温度が上昇する。この場合、生体表面は第
２の温度計測手段により又生体内部については第
１の温度計測手段により、各々温度測定が成され
る。生体表面温度が必要以上に加熱された場合に
は冷却液流量制御手段が作用して冷却機構用の冷
却液の流量増を図り、これによつて生体表面の熱
傷の発生が防止される。

生体内加温箇所の温度が設定値より最初に高く
なつた場合、加温治療時間が主制御部から出力さ
れる信号に基づいて開始される。

一方、第１又は第２の温度計測手段により測定
される表面温度及び加温箇所の温度が、主制御部
により常時監視される。そして、いづれか一方が
設定値を越えた場合は設定値以下になるまで主制
御部により流量調整手段の流量が順次低下制御さ
れる。

〔発明の実施例〕

以下、本発明の一実施例を第１図ないし第４図
に基づいて説明する。

この第１図ないし第４図に示す実施例は、電磁
波発生手段としてのマグネトロン８より出力され
る電磁波を生体表面から冷却手段としての冷却機
構３４を介して生体内に向かつて照射伝播せしめ
るアプリケータ２０と、冷却機構３４にて使用さ
れる冷却液の流量を調整する流量調整手段として
のポンプコントローラユニツト２４を備えてい
る。さらに、電磁波発生手段の出力に対応して生
体内の加温箇所の温度測定を行う第１の温度計測
手段としての一方の温度センサー３０と、加温箇
所の生体表面における電磁波照射部の温度測定を
行う第２の温度計測手段としての他方の温度セン
サー２８と、マイクロ波発生部２及びポンプコン
トローラユニツト２４の各出力制御を行う主制御
部１８とを備えている。そして、この主制御部１
８が、マイクロ波発生部２の出力制御に優先させ
てポンプコントローラユニツト２４の出力調整を
行う第１の機能と、前述した一方の温度センサー
３０にて測定される加温箇所の温度が設定値より
最初に高くなつた時点で、直ちに加温治療時間用
の進行開始信号を出力する第２の機能と、一方と
他方の各温度センサー３０と２８のいずれか一方
が予め定めた設定値を越えた場合に当該設定値以
下に低下するまでコントローラユニツト２４を一
定時間毎に１ステツプづつ順次変化させてその流
量を増加制御する第３の機能とを備えている。

これを更に詳述すると、この第１図において、
ハイパーサーミア用加温装置は、マイクロ波発生
部２と、第１および第２の機能を含む制御部４
と、マイクロ波照射部６とをその要部として構成
されている。

マイクロ波発生部２は、電磁波発生手段として
のマグネトロン８と、該マグネトロン８を駆動す
る電源９とから成つている。このマイクロ波発生
部２は制御部４における主制御部１８の指令に基
づいてコントロールされるスイツチ４６に付勢さ
れて、その出力がオン・オフ（ON・OFF）を繰
り返すようになつている。

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３２へ照射するアプリケータ２
０と、このアプリケータ２０の開口部側すなわち
生体３２の表面を冷却するための冷却機構３４と
を要部とし、これに癌組織の温度を検出する第１
の温度計測手段としての一方の温度センサー３０
を装備した構成となつている。

そして、冷却機構３４には、冷却液を冷却する
液温調整手段としての冷却装置２１と、該冷却装
置２１で冷却された冷却液たとえば水を循環させ
るポンプ２２と、該ポンプ２２を駆動制御するた
めのポンプコントローラユニツト２４と、冷却液
の流量を検出する流量センサー２６とが連結装備
されている。

アプリケータ２０は、第２図に示すように生体
３２に密着して、該生体３２に電波を照射し、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２０には、前述したように冷却機
構３４が装備され生体の皮膚部分での電磁波照射
に起因する誘電損失による著しい過熱に対し、こ
の生体３２の表面を冷却することによつて、癌組
織への熱伝導を有効に利用しかつ皮膚部分の熱傷
を防止し得る構成となつている。

冷却機構３４には、本実施例では冷却液として
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で冷却された水を前記ポ
ンプ２２で強制的に循環させ、当該冷却機構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３２の表面を冷却している。

一方、ポンプ２２の回転数はポンプコントロー
ラユニツト２４によつて一定流量に制御されてお
り、この回転数によつて水の流量を変化させ、生
体３２の表面を冷却し、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３２の表面側から
調整している。この水の流量は流量センサー２６
によつて検出され、この検出された情報はＡ／Ｄ
変換器３８を介して主制御部１８へ送出され、前
記ポンプ２２の回転数を制御するための１つの基
準値となる。

また、生体内の加温箇所の温度を測定する温度
センサー３０は、癌組織の温度を検出するための
センサーであり、ここで得られる情報を基にし
て、前記ポンプ２２の回転数の調整が行われる。

一方、主制御部１８は、上記各センサー２６，
３０で得られた情報をＡ／Ｄ変換器３８，４２を
介して入力し、この情報とオペレータの指示を受
けた入力部４４と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変換回
路４８を介してポンプ２２の回転数を、またスイ
ツチ４６を介してマグネトロン８の出力を各々制
御するとともに、加温状態をオペレータに知らせ
るべく、上述した各情報を出力部４４に送出する
ようになつている。この場合、主制御部１８の第
１の機能が本実施例では冷却液用の流量制御機能
として作用しポンプコントローラユニツト２４を
介してポンプ２２の回転数を増減制御するように
なつている。また、主制御部１８は、他にスイツ
チ４６を介してマグネトロン８の出力を必要に応
じて増減制御又はオン・オフ制御する機能を有し
ている。

次に第３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。なお、ここで、癌組織に対
しての加温設定温度を一応43〔℃〕とする。

まず、冷却装置２１を稼動させ（第３図ステツ
プ50）、十分に水が冷却された後、流量センサー
２６から検出される情報によつて、冷却水が最小
循環されるようにポンプ２２の回転数の制御を行
う（同図ステツプ52，54）。そして、一定時間マ
イクロ波の照射を行つた後（同図５６）、これに
続いてマグネトロン８の出力を切り（同図５８）、
温度センサー３０によつて生体３２内部の温度計
測にはいる（同図６０）。温度計測時にマイクロ
波の照射を行わないのは、マイクロ波の影響を受
けて、生体３２内に挿入された温度センサー３０
に生じる僅かな誤差を排除するためである。

温度計測がなされた後は、生体３２内部温度が
オペレータによつて予め入力された生体３２内部
温度設定値（本実施例では43℃）より高いか否か
が判断される（同図６２）。内部温度が設定値よ
り低い場合は、ポンプ２２の回転数を１ステツプ
下げることによつて生体３２の表面の温度を上げ
（但し、生体表面の熱傷を避けるため、水の最小
循環量を維持した状態で：同図６４）、マイクロ
波の照射によつて加温されている癌組織が迅速に
設定温度に達するよう、生体３２の表面側から調
整するようになつている。この結果、癌部の温度
が設定値より最初に高くなつた場合は、主制御部
１８の第２の機能が作用して第４図に示すように
直ちに加温治療時間の計数が開始される。同時に
癌組織の温度が設定値より下がるまでマイクロ波
の照射を行わずに、温度計測ループを繰り返す。
そして、この間を利用して、主制御部１８の第３
の機能が作用しポンプ２２の回転数を１ステツプ
づつアツプさせることで（同図６８）、生体３２
の表面温度を下げ、癌組織の温度が早く設定値に
達するよう生体表面側より温度調整を行う。

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、加温部である癌組織の温度が
設定値を越えた時点から時間を計測し（同図６
６）、予め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加温を終了する（同図７２）。

第４図は、本実施例を用いて加温を行つたとき
の癌組織の温度分布状態（図中Ａ）と、従来技術
における制御で加温を行つたときの癌組織の温度
分布状態（図中Ｂ）とを示している。この図にお
いて、温度が上昇している間隔がマイクロ波照射
時であり、温度が下降している間隔が温度計測時
であり、温度計測時にはマグネトロン８の出力が
オフとなつている。この場合、従来技術において
は、癌部の温度に対して生体表面を冷却する水の
流量を可変していない点、目的温度（43℃）を越
えてもマイクロ波発振器のオン・オフ制御（一定
時間の加温と一定時間の休止）の繰り返しを続け
るという点から、内部の加温がきわめて不正確と
なつている。これに対し、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、目的温
度にまで素早く達し、目的温度を越えても早く冷
却することが可能であることから、ほとんど43
〔℃〕一定に温度を保つている。

上記実施例において、生体３２の表面温度をよ
り正確に制御したい場合は、第５図に示すように
アプリケータ２０の冷却機構３４の水の排出側に
第２の温度計測手段としての他方の温度センサー
２８を設け、冷却水を介して表面温度を計測し、
ここからの情報をＡ／Ｄ変換器４０を介して主制
御部１８に入力させ、第６図に示すフローチヤー
ト（第６図は第３図のフローチヤートの点線部分
を変更したものであつて、そのほかは第３図と同
様である）に基づいて制御を行えばよい。即ち、
内部温度が設定値より低い場合（同図６２）は他
方の温度センサー２８によつて計測した表面温度
（同図６０′）がオペレータによつて設定された表
面温度より高いか否かを判断し（同図６３）、表
面温度が設定値より低い場合は上述した如くポン
プ２２の回転数を１ステツプ下げ（同図６４）、
逆に表面温度が高い場合はポンプ２２の回転数を
１ステツプ上げる（同図６３′）という構成にす
ればよい。

また、第７図に示す如く癌部１００が生体表面
近くに存在する場合は、無侵襲（生体３２内部に
第５図に示す一方の温度センサー３０を挿入する
必要がないこと）で加温が可能となる（第７図参
照）。即ち、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
えてよいことから、生体３２内に挿入した一方の
温度センサー３０の代わりに、他方の温度センサ
ー２８からの情報に基づいて水の流量制御を行え
ばよい（第８図参照）。

また、この場合は、他方の温度センサー２８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８の出力を切る必要はない。し
たがつて、第９図に示すように、マグネトロン８
の出力をオンにした後に（同図１０２）、生体３
２の表面の温度計測を行い（同図１０４）、生体
３２の表面温度が設定値より低い場合はポンプ２
２の回転数を下げて（同図１０６）そのままマイ
クロ波の照射を行い続け、生体３２の表面温度が
設定値より高くなつた場合は、マグネトロン８の
出力を切り（同図１０８）、ポンプ２２の回転数
を１ステツプ上げ（同図１１０）、生体３２の表
面温度が設定値より下がるまではマイクロ波の照
射を行わずにこのループを繰り返すという制御方
式を採用してもよい。この方式は第８図のものと
比べてより正確に目的の部位への加温が可能であ
る。

更に、生体内加温部の温度計測に関しては、電
磁波を影響が少ない温度計を使用する場合は当然
のことながらマイクロ波を照射したまま測定する
ように構成してもよい。

〔発明の効果〕

本発明は以上のように構成され作用するので、
これによると、従来より困難視されていた生体に
対する電磁波出力の複雑な制御をすることなく、
ごく容易に生体内の加温箇所を所定の温度に比較
的長い時間継続して加温することができ、かつ生
体表面の過熱による熱傷も防止することができ、
また、電磁波発生手段を特にオフ制御することな
く冷却手段側の流量調整を行うのみで加温箇所の
温度をほぼ一定に設定することができ、電磁波発
生手段の出力を定出力一定とすることにより特に
最大出力を定めることなく深部加温が可能となる
という従来にない優れたハイパーサーミア用加温
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全体的系統
図、第２図はアプリケータの一例を示す斜視図、
第３図は第１図の動作を示すフローチヤート、第
４図は第１図の実施例による加温状態を従来例と
の比較において示した線図、第５図は他の実施例
を示す系統図、第６図は第５図の動作を示すフロ
ーチヤート、第７図はその他の実施例を示す系統
図、第８図ないし第９図は各々第７図の動作を示
すフローチヤートである。 ８……電磁波発生手段としてのマグネトロン、
１８……流量制御機能等を備えた主制御部、２０
……アプリケータ、２８……第２の温度計測手段
としての他方の温度センサー、３０……第１の温
度計測手段としての一方の温度センサー、３４…
…冷却機構。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 電磁波発生手段より出力される電磁波を生体
   表面から冷却手段を介して生体内に向かつて照射
   伝播せしめるアプリケータと、前記冷却手段にて
   使用される冷却液の流量を調整する流量調整手段
   と、 前記電磁波発生手段の出力に対応して生体内の
   加温箇所の温度測定を行う第１の温度計測手段
   と、前記加温箇所の生体表面における電磁波照射
   部の温度測定を行う第２の温度計測手段と、前記
   電磁波発生手段及び流量調整手段の出力制御を行
   う主制御部とを備え、 この主制御部が、更に、 前記電磁波発生手段の出力制御に優先させて前
   記流量調整手段を出力調整する第１の機能と、 前記第１の温度計測手段にて測定される加温箇
   所の温度が設定値より最初に高くなつた時点で、
   直ちに加温治療時間用の進行開始信号を出力する
   第２の機能と、 前記第１又は第２の各温度計測手段のいずれか
   一方が予め定めた設定値を越えた場合に当該設定
   値以下に低下するまで前記流量調整手段の流量を
   一定時間毎に１ステツプづつ順次増加制御する第
   ３の機能と、 を備えていることを特徴としたハイパーサーミア
   用加温装置。