JPH0241974B2 - - 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〔℃〕前後の一定範
囲の温度に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、上記従来技術を勘案し、生体内の所
定の深さの加温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、電磁波を出力する電磁波
発生手段と、この電磁波発生手段から出力される
電磁波を生体へ照射するアプリケータと、このア
プリケータの電磁波照射開口部に装備され内部に
生体表面冷却用の冷却液を流通せしめる冷却機構
と、電磁波発生手段の出力に対応して加温箇所の
生体内と生体表面の温度測定を行う温度計測手段
とを備えている。電磁波発生手段とアプリケータ
との間には方向性結合器が介装されている。この
方向性結合器の出力信号に基づいて患者ごとに異
なる電磁波発生手段の出力レベルの最大値を患者
の加温深部に合わせて設定する機能を備えた主制
御部が装備されている。そして、この主制御部
が、さらに、温度計測手段が予め設定した温度以
上の生体温度を検知した場合に直ちに作動して冷
却機構の冷却液の流量増を図る機能を備えた構成
となつている。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、加温部の内部
温度の最大値は、その位置が電磁波の出力レベル
の大小により左右される。このため、より深部の
加温に際しては出力レベルを下げるとともに加温
時間を長く設定する。かかる制御は最大レベル制
御手段により成される。この結果、生体内の深部
の加温位置を比較的容易に設定することができる
ようになつている。同時に、加温箇所の温度が温
度計測手段により一定時間をおいて常時計測され
ており、必要以上の加熱に対しては直ちにポンプ
等を作動させて冷却機構の冷却液の流量増を図る
ことから、生体表面の熱傷は確実に防止され、生
体内部の加温療法を患者の苦痛を抑えた状態で効
率よく長時間行い得るようになつている。

〔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全体的系統図
である。この第１図において、ハイパーサーミア
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と第１ないし第４の制御機能を含む制御
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、このマグネトロン８の出力
側に装備された方向性結合器１０と、この方向性
結合器１０を介して前記マグネトロン８の出力レ
ベルを検知するセンサとしてのダイオード１２
と、マグネトロン８の出力を調整するパワーコン
トロールユニツト１４とから成る。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
る制御でマグネトロン８のアノード電圧を変化さ
せて当該マグネトロン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ダイオード１２で検波
され、電圧変換された後アナログ―デジタル変換
器（以下、単に「Ａ／Ｄ変換器」という）１６を
介して制御部４における主制御部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
前記マグネトロン８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３２へ照射するアプリケータ２
０と、このアプリケータ２０を開口部側すなわち
生体３２の表面を冷却するための冷却機構３４と
によつて構成され、さらに癌組織の温度を検出す
る温度計測手段としての温度センサー３０を装備
した構成となつている。そして、冷却機構３４に
は、当該冷却機構３４に流通する冷却液の液温を
調整する冷却装置２１と、この冷却装置２１と冷
却機構３４との間に冷却液を循環せしめるポンプ
２２と、このポンプ２２を駆動制御するためのポ
ンプ駆動制御手段として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、冷却液の液温を検出する温度センサ
ー２８とが各々第１図に示すように連結され装備
されている。

これを更に詳述すると、まず、アプリケータ２
０は、第２図に示すように生体３２に密着して該
生体３２内に電磁波を照射し、目的の癌組織を加
温するためのアンテナである。このため、このア
プリケータ２０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、前述した冷却機構３４が設けられて
いる。この冷却機構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
装備されており、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い
おり、必要に応じてこの回転数によつて水の流量
を変化させ、生体３２の表面の温度を調整してい
る。

また、冷却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へ送られ、ポンプ２
２の回転数を制御するための１つの基準値とな
る。更に、冷却機構３４の水温を検出するための
温度センサー２８が当該冷却機構３４の水の排出
側に設けられており、ここで検出される温度情報
を基にしてアプリケータ２０と接触している生体
３２の表面温度を求める構成となつている。この
表面温度は前記ポンプ２２の回転数を制御するた
めのメイン情報となる。

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、前記マグネトロン８の出力調整が主制御部
１８で行われるようになつている。

主制御部１８は、本実施例では、マグネトロン
８の出力を降下制御する第１の制御機能と、同じ
くマグネトロン８の出力を中断制御する第２の制
御機能と、ポンプコントローラユニツト２４とを
介してポンプ２２の回転数を制御する第３の制御
機能とを備え、これら各制御機能が後述するよう
に入力信号に応じて速応的に作動するようになつ
ている。

すなわち、主制御部１８内では、上記各センサ
ー１２，２６，２８，３０で得られた情報をＡ／
Ｄ変換器１６，３８，４０，４２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出力
部４４とからの情報に基づいて癌組織の温度と生
体３２の表面の温度とが所望の値に保たれるよう
に、まず第３の制御機能によりＤ／Ａ変換回路４
８を介してポンプ２２の回転数が制御され、また
第１および第２の制御機能によりマグネトロン８
の出力が制御され、同時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２
０と当接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２１を稼動させ（第３図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第３の制御機能が作動
し、冷却水が最小循環されるようにポンプ２２の
回転数な制御を行う（同図５２，５４）。そして、
この後オペレータが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５６）。

ここで、マグネトロン８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ピークが深部
へ移行するからである。第４図にその実験結果を
示す。

この第４図は、一般的に加温療法で用いられる
周波数として最も高く、従つて加温範囲は比較的
表層となる2450〔ＭHz〕の所定レベルのマイクロ
波を、生体に近似したフアントムモデルに対して
照射した場合の温度分布を示す。この内、Ａは所
定の基準値に基づく照射によつて得られる温度分
布を示し、Ｂは前記基準量に対し３〔dB〕出力を
減じた場合を示す。３〔dB〕出力を減じた温度分
布(B)の方が約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５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、生体の血流による冷却作用に影響さ
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。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
つておいてもよい。マグネトロン８の最大出力の
設定が行われた後、一定時間マイクロ波の照射を
行い（第３図５８）、その後、マグネトロン８の
出力を切り（同図６０）、続いて温度計測にはい
る（同図６２）。

この温度計測は、生体３２の表面の温度の計測
するための温度センサー３０によつてなされる。
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
た前記温度センサー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、まず生体３２の表面
温度がオペレータによつて予め入力された表面温
度の設定値（20〔℃〕）より高いか否かが判断され
る（同図６４）。表面温度が設定値より高い場合、
主制御部１８内の第３の制御機能は、ポンプコン
トローラユニツト２４へポンプ２２の回転数を上
げるべく指示を与え、表面温度が設定値より下が
るまでポンプ２２の回転数を１ステツプごとに上
げ（同図６６）、流量を増やすことで生体３２の
表面の冷却を行う。これによつて表面温度が設定
値より下がつた後は、生体３２の表面を冷却しす
ぎないようにポンプ２２の回転数を１ステツプ下
げ（但し水流の最小循環を下まわることはない）
（同図６８）、内部温度の調整にはいる（同図７
０）。

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内の第１の制御機能は、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の出力設定値を上げる。但しこ
の場合、最初に設定した最大入力パワーを越える
ことはない（同図７２）。そして、次のマイクロ
波照射時が来たときには、この設定値に基づいて
マイクロ波の照射がなされるようになつている。
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、この計測時を利
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、主制御部１８内の第２の制御機
能が作動して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。かかる制御は、総て主制御部１８で
なされる。一方、この間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７６）、
次の照射時のための出力設定を行う。ここでマグ
ネトロンの出力を１ステツプ下げた後、ポンプ２
２の回転数を１ステツプ毎に上げているのは図中
ステツプ68でポンプ２２の回転数を下げたことを
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や
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、癌組織が設定値を越えた時
点から加温時間を計測し（同図７４）、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８０）。

第６図は各マイクロ波照射時と計測時の癌組織
の温度状態と、マグネトロン８の出力状態とを示
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
している間隔が温度計測時である。温度計測時に
はマグネトロン８の出力は零となつている。図中
Ｂ点はマグネトロン８の最大出力によるマイクロ
波の照射の結果、内部温度が初めて設定値を越
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43.5〔℃〕以下になるまで計測を続
け（第６図中BC）、この間に次に照射すべきマイ
クロ波の設定が行われる。

したがつて、CD間ではAB間に対して傾きが
下がつている。また計測時においてマグネトロン
８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３図のフローチヤートのス
テツプ72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、ほとんど
リツプルのない温度制御が得られる。

ここで、マイクロ波照射時間中、最初に43.5
〔℃〕を越える時点で43.5〔℃〕を越えても、1.5
〔℃〕以上上昇しないようにマグネトロン８の最
大出力と照射時間を設定しておく必要がある。
1.5〔℃〕以上上昇すると45〔℃〕を越えることと
なり、正常細胞に悪影響を与えてしまうからであ
る。この設定値を定める方法として、例えばマイ
クロ波の照射の初期の段階（第６図中OP）の温
度上昇を３〔℃〕以下にするという設定方法が考
えられる。これは第５図に示したように、各時間
の温度上昇率が初期の段階では上昇し易く、43.5
〔℃〕付近では上昇率が1/2程度になつていること
が根拠となつている。

第７図は、第６図と比較し、マグネトロン８の
最大出力を低く設定した場合の癌組織の温度状態
を示しており、加温開始時が第６図のときのもの
とくらべて遅れている。

なお、深部加温を行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８の代わりに低い周波数のマイクロ波の
発振を行うのに適した発振器およびリニアアンプ
を用いてもよい。その場合パワー出力の可変は、
マグネトロン８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、又はリニアア
ンプのプレート電圧を変化させて行う。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〕

本発明は以上のように構成され機能するので、
これによると、加温箇所の深度が異なるものに対
しても、これに対応して深度設定が容易となり、
かつ生体表面の過熱に対しては冷却液の増加を直
ちに行うようにしたことから、迅速に冷却せしめ
ることができ、従つて生体表面に熱傷をおこさせ
ることなく比較的長い時間継続して加温療法を成
し得ることができ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使用状態を示す斜視
図、第３図は第１図の動作例を示すフローチヤー
ト、第４図ないし第７図は各々第１図の動作を説
明する線図である。 ８……電磁波発生手段としてのマグネトロン、
１０……方向性結合器、１８……最大レベル制御
機能を含む主制御部、２０……アプリケータ、２
２……ポンプ、２４……ポンプ駆動制御手段とし
てのポンプコントローラユニツト、３０……温度
計測手段としての温度センサー、３４……冷却機
構。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 電磁波を出力する電磁波発生手段と、この電
   磁波発生手段から出力される電磁波を生体へ照射
   するアプリケータと、このアプリケータの電磁波
   照射開口部に装備され生体表面冷却用の冷却液を
   流通せしめる冷却機構と、前記電磁波発生手段の
   出力に対応して加温箇所の生体内部と生体表面の
   温度測定を行う複数の温度計測手段とを備え、 前記電磁波発生手段とアプリケータとの間に、
   方向性結合器を介装するとともに、この方向性結
   合器の出力信号に基づいて患者ごとに異なる前記
   電磁波発生手段の出力レベルの最大値を患者の加
   温深部に合わせて設定する機能を備えた主制御部
   を設け、 この主制御部が、更に前記温度計測手段が予め
   設定した温度以上の生体温度を検知した場合に直
   ちに作動して前記冷却機構の冷却液の流量増を図
   る冷却機構用の駆動制御機能を具備したことを特
   徴とするハイパーサーミア用加温装置。