JPH0241975B2 - - 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
定の加温箇所を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
記電磁波の出力に対応して加温箇所の温度測定を
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、方向性結合器が介装
するとともに、この方向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
ルの最大値が患者の加温深部に合わせて設定され
るようになつている。冷却機構には、当該冷却機
構用の冷却液の温度を調整する液温調整手段を装
備するとともに、温度計測手段が予め定めた設定
値と異なる生体温度を検知した場合に直ちに液温
調整手段を稼働せしめて冷却液の温度を上昇もし
くは下降制御する冷却制御回路が併設されてい
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。この結果、生体内の深部の
加温位置を比較的容易に設定し若しくは移動させ
ることができる。同時に、加温箇所の温度が温度
計測手段によつて一定時間をおいて常時計測定さ
れており、必要以上の過熱に対しては冷却制御回
路および液温調整手段が作用して冷却機構用の冷
却液を急冷せしめ、これによつて、生体表面を少
ない冷却液を速応的に作用させて熱傷を防止し、
長時間効率よく加温療法をなし得る。

〔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
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２０
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液を冷却する
冷却装置２１と、該冷却装置２１を制御し水の冷
却調整を行う冷却制御回路２４と、該冷却装置２
１で冷却された水を循環させるポンプ２２と、水
の温度を検出する温度センサー２８と、癌組織の
温度を検出する温度センサー３０とから構成され
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との当接面には皮膚部分での誘電損失に
よる加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３
４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。冷却
水の温度は冷却制御回路２４によつて制御されて
おり、水温の変化によつて、生体３２の表面の温
度を調整している。水温は冷却機構３４の水の排
出側に設けられた温度センサー２８によつて検出
され、ここで検出された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
が求められる。この表面温度は冷却装置２１の水
温を調整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、マグネトロン８の出力調整が主制御部１
８で行われるようになつている。

また主制御部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、冷却制御回路２４を介して冷却装置
２１を駆動し冷却機構３４に流通する冷却液の液
温を制御する第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は、上記各センサー１
２，２８，３０で得られた情報をＡ／Ｄ変換器１
６，４０，４２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４８を介して冷却装置２１の出力が制御され、
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４
４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２０
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（同図５０）、
十分に水が冷却された後、ポンプ２２の始動を行
う（同図５２）。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５４）。

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か
らである。第４図にその実験結果を示す。この第
４図において、曲線Ａ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が
比較的表層となる2450〔ＭHz〕のマイクロ波を所
定の基準量に基づいて照射した場合に得られる温
度分布を示し、曲線Ｂは、曲線Ａの場合のマイク
ロ波の基準量に対し３〔dB〕出力を減じた場合に
得られる温度分布を示す。３〔dB〕出力を減じた
温度分布の方が約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５６）、続いてマグネトロン
８の出力を切り（同図５８）、温度計測にはいる
（同図６０）。

この温度計測は、生体３２の表面の温度を計測
するための温度センサー２８と癌組織の温度を計
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、生体３２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て、誤差が生ずるからで
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６２）。表面温度が設定値より高い場合主制
御部１８は、冷却制御回路２４へ水温を下げるべ
く指示を与え、表面温度が設定値より下がるまで
冷却装置２１の出力（冷却効果）を１ステツプご
とに上げ（同図６４）、水温を下げることで生体
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冷却装置２１の出力（冷却効
果）を１ステツプ下げ（同図６６）、その後、内
部温度の調整にはいる（同図６８）。この場合、
ポンプ２２によつて水が循環されていることか
ら、生体３２の表層に熱傷が生ずることがないた
め冷却装置２１の出力をオフとしてもよい。

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の出力の設定値を上げる。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７０）。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ステツプごと高く
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ステツプごと下げ（同図７４）、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８の出力を１ステツプ下げた後、冷却装置２
１の出力（冷却効果）を１ステツプごとに上げて
いるのは図中６６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７２）、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７８）。

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
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43.5〔℃〕以下になるま
で計測を続ける（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70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。

なお、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
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
比べて遅れている。

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
しても最大レベル制御手段の作用により深度設定
が容易となり、また、生体表面の必要以上の過熱
に対しては当該温度を迅速且つ高精度に降下制御
するとこができ、しかも液温制御方式を採用した
ことから生体表面の冷却に際しては多量の冷却液
を多く要せず、従つて装置全体の小型化も図り得
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図は本発明におけるハイパーサーミア用加
温装置の一実施例を示す全体的系統図、第２図は
本実施例におけるアプリケータの使用状態を示す
斜視図、第３図は本実施例におけるハイパーサー
ミア用加温装置の全体的動作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……主制御部、２０
……アプリケータ、２１……液温調整手段として
の冷却装置、２４……冷却制御回路、２８，３０
……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温度測定を行う温度計
   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、 前記冷却機構に、当該冷却機構用の冷却液の温
   度を調整する液温調整手段を装備するとともに、
   前記温度計測手段が予め定めた設定値と異なる生
   体温度を検知した場合に直ちに前記液温調整手段
   を稼働せしめて前記冷却液の温度を上昇もしくは
   下降制御する冷却制御回路を設けたことを特徴と
   するハイパーサーミア用加温装置。