JPH0241978B2

JPH0241978B2 -

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Publication number: JPH0241978B2
Application number: JP14271985A
Authority: JP
Priority date: 1985-06-30
Filing date: 1985-06-30
Publication date: 1990-09-20
Also published as: JPS625363A

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、特に複数の患者を同時に各別に治療するのに
好適な集中管理方式を採用したハイパーサーミア
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〕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、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ーサーミア用加温装置を提
案している（特願昭59―40793号）。

〔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朝に且つ迅速に治療を
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
を的確に操作して各患者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
題があり、また、加温療法における患部治療中に
いかにしてその周囲の正常組織を保護するかとい
う技術的課題が残されている。これがため、設備
投資を抑えるとともに複数の加温装置をいかに迅
速に管理し、且ついかにして多くの患者に対して
正常組織を保護しながら迅速に治療をなし得るか
が、従来より加温療法に課せられた重要な課題と
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、
複数の患者を同時に並行して治療し得るととも
に、装置全体の設備投資を大幅に軽減し、とくに
生体内患部の加温治療時に周囲の正常組織の保護
を図つ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、単一の電磁波発生手段
と、この電磁波発生手段から出力される電磁波を
複数の出力部に分岐する電磁波分岐手段と、この
複数の出力部に対応して装備される複数のアプリ
ケータと、この各アプリケータに装備される生体
表面冷却用の冷却機構とを備えている。各アプリ
ケータと電磁波分岐手段の各出力部との間には、
各々電磁波切換機構を装備するとともに、この電
磁波切換機構と冷却機構とをアプリケータ毎に各
別に駆動制御する主制御部を設けられている。各
アプリケータが当接される部分の生体表面の温度
測定を行なう表面温度計測手段と、各加温治療部
と生体表面との間の生体内中間部の温度測定を行
う中間層温度計測手段とがそれぞれ各アプリケー
タごとに装備されている。そして、主制御部が、
更に、表面温度計測手段の出力信号の大小に応じ
て冷却機構の冷却能力を増加もしくは減少制御す
る第１の機能と、中間層温度計測手段が予め設定
した所定の温度以上の温度を検出した場合、対応
する電磁波切換機構を予め電磁波吸収用として別
に装備されたダミーロード側に切換え制御する第
２の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。

〔作用〕

各アプリケータを各患者の加温部の表面に当接
したのち、電磁波発生手段より出力される電磁波
を、電磁波分岐手段及びアプリケータを介して各
患者の加温部に照射すると、当接面における生体
表面，その直下の生体中間部および加温治療部で
ある生体内患部の温度が上昇する。この場合、生
体表面，及びその直下の生体内患部までの中間部
温度は、これら各部に設けた温度計測手段により
所定時間ごとに常時計測され、各患者の全情報が
単一の主制御部に送られて切り換え処理される。

そして、各患者に対する加温制御は、各別に順
次行われる。例えば、一の患者の生体表面の温度
が必要以上に上昇した場合は、これに対応する電
磁波切換手段がダミーロード側へ切換え制御され
る。この場合、特に生体表面は冷却機構の作用に
より常時冷却されているので、該表面の熱傷は有
効に防止される。また、前述した生体内中間部に
おける設定値以上の加温状態においては、同様に
して主制御部の切換制御により各別に指令が発せ
られ、直ちにこれに対応する電磁波切換手段がダ
ミーロード側に切換制御され、これによつて電磁
波の照射が所定時間中断される。

このため、複数の患者に対する生体内患者の加
温治療が各患者の生体内中間部の正常組織を保護
しながら、患者の苦痛を伴うことなく、単一の主
制御部に時系列的に集中管理されて同時進行さ
れ、効率良くしかも長時間安全に行われる。

〔発明の実施例〕

以下、本発明の一実施例を第１図ないし第１１
図に基づいて説明する。

この第１図ないし第１１図に示す実施例は、単
一の電磁波発生手段としてのマイクロ波発振器８
と、このマイクロ波発振器８から出力される電磁
波を複数の出力部に分岐する電磁波分岐手段とし
ての分岐回路１０と、この複数の出力部に対応し
て装備される複数のアプリケータ２４と、この各
アプリケータ２４に装備される生体表面冷却用の
冷却機構４４とを備えている。この複数の各アプ
リケータ２４と分岐回路１０の各出力部との間
に、電磁波切換機構としての同軸スイツチ１２と
ダミーロードDM１が装備されている。この同軸
スイツチ１２と冷却機構４４とをアプリケータ２
４毎に駆動制御する単一の主制御部２２が装備さ
れている。さらに、各アプリケータ２４が当接さ
れる部分の生体内加温治療部の温度測定を行なう
第１の温度計測手段としての第１の温度センサ４
０と、各アプリケータ２４が当接する生体表面部
分の温度測定を行う第２の温度計測手段としての
第２の温度センサ３８と、各加温治療部と生体表
面との間の生体内中間部の温度測定を行う第３の
温度計測手段としての第３の温度センサ４２と
が、それぞれ各アプリケータごとに装備されてい
る。

前述した主制御部２２は、更に、前述した第２
の温度センサ３８の出力の大小に応じて冷却機構
４４の冷却能力を増加もしくは減少制御する第１
の機能と、第３の温度センサ４２が所定温度以上
の温度を検出した場合、対応する同軸スイツチ１
２を別に装備された電磁波吸収用のダミーロード
DM１に切換え制御する第２の機能と、複数の各
アプリケータ２４及びその周辺機器に対する各動
作制御を各患者ごとに時系列的に順次切換え制御
する第３の機能とを備えた構成となつている。

これを更に詳述すると、第１図の実施例におけ
るハイパーサーミア用加温装置は、電磁波出力部
２と、主制御部を含む単一の制御手段４と、表面
冷却部６と、電磁波照射用の複数のアプリケータ
２４とから構成されている。

電磁波出力部２は、電磁波発生手段としてのマ
イクロ波発振器（以下、「発振器」という）８と、
複数人の患者（本実施例では３人）に同時にマイ
クロ波を照射できるように発振器８から出力され
るマイクロ波を３方向に分岐する電磁波分岐手段
としての分岐回路１０と、この分岐回路１０より
分岐されたマイクロ波の出力をアプリケータ２４
側又はダミーロードDM１側に切換える電磁波切
換機構としての同軸スイツチ１２と、該同軸スイ
ツチ１２を介して供給されるマイクロ波の出力を
調整する電磁波可変減衰手段としての減衰器１４
と、反射波が分岐回路１０に混入しないように反
射波の影響を防止するアイソレータ１６と、さら
にこれらに対応して装備された方向性結合器１８
及びダイオード２０とからなり、これらが複数の
各アプリケータごとに独立して使用可能な構成と
なつている。

分岐回路１０は、発振器８から出力されるマイ
クロ波を本実施例では３方向に分岐するものであ
るが、この分岐する比率は分岐回路１０の構造よ
り特定されたものとなる。そして、この分岐回路
１０で分岐されたマイクロ波は、各患者の治療状
況に合わせて減衰器１４で調整されアプリケータ
２４を介して加温治療部に個別的に供給される一
方、後述するように、生体内の中間部温度が設定
値を超えた時等における同軸スイツチ１２の切換
えによるダミーロードDM１側に供給され、生体
への照射を中断できるようになつている。この同
軸スイツチ１２の切換えと減衰器１４の減衰量の
調整は、単一の主制御部２２からの情報により逐
次行われるようになつている。

また、方向性結合器１８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
出されたマイクロ波はダイオード２０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２２へ送出されるようにな
つている。この主制御部２２は、取り出された入
射波のパワーレベル値と反射波のパワーレベル値
との差をとり、後述するアプリケータ２４に有効
に供給されるマイクロ波のパワーを算出して、こ
の結果から該当する各減衰器１４の減衰量を調整
する機能を備えている。

一方、表面冷却部６は、本実施例では各アプリ
ケータ２４の開口部側すなわち生体表面部冷却用
の冷却液を冷却する複数の冷却装置２６と、この
各冷却装置２６の出力（冷却能力）を各別に調整
する複数の冷却制御回路３０とを備えている。そ
して、これらに各々対応して、該冷却装置２６で
冷却される冷却液を循環させるポンプ２８と、冷
却液の流量を調整するためのバルブ３２と、該バ
ルブ３２を制御するためのバルブコントロールユ
ニツト３４と、冷却液の流量を検出する流量セン
サ３６と、表面温度計測手段として機能し冷却液
の温度を検出する第２の温度計測手段としての第
２の温度センサ３８と、加温治療部である癌組織
（生体内患者）の温度を検出する第１の温度計測
手段としての第１の温度センサ４０と、生体表面
と癌組織の間すなわち生体内中間部の温度を検出
し、これによつて中間層温度計測手段として機能
する第３の温度計測手段としての第３の温度セン
サ４２とを備えた構成となつている。なお、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２４、各種センサ等は省略してある。

また、アプリケータ２４は、第２図に示すよう
に生体４６に当接して、該生体４６にマイクロ波
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４６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、各アプリケータ２４ご
とに冷却機構４４が設けられている。該冷却機構
４４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４９が設けられており、冷
却装置２６で冷却された水をポンプ２８で強制的
に循環させ、バルブ３２によつて流量を調整し、
該冷却機構４４内を通過させることでアプリケー
タ２４の開口面に位置する生体表面を冷却してい
る。

一方、バルブ３２の開閉度はバルブコントロー
ルユニツト３４によつて制御されており、このバ
ルブ３２の開閉度によつて冷却水の流量を変化さ
せるとともに、冷却制御回路３０を介して、冷却
装置２６の出力（冷却能力）の調整を行い、該冷
却液の水温を調整することにより生体４６の表面
の温度調整をしている。水の流量は流量センサー
３６によつて検出されており、この検出された情
報はＡ／Ｄ変換器（図示せず）を介して主制御部
２２へ送出され、これがバルブ３２の開閉度を制
御するための１つの基準値となる。また、冷却部
４４の水温を検出するための第２の温度センサー
３８が当該冷却部４４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２４と接触している生体４６の表面温度
を求める構成となつている。この表面温度はバル
ブ３２の開閉度及び冷却装置２６の出力を調整す
るためのメイン情報となる。

第１の温度センサ４０は、前述したように癌組
織の温度を検出するためのセンサであり、また第
３の温度センサ４２は生体表面と癌組織の間の生
体内中間部の温度を検出するためのセンサで、こ
れら各センサで得られる情報を基にして、減衰器
１４の減衰量の調整が主制御部２２で行われるよ
うになつている。

一方、制御手段４は、オペレータからの各情報
を入力し、また、治療状況をオペレータに知らせ
るための単一の入出力部４８と、プログラムメモ
リ及び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単一の主制
御部２２とからなつている。

この主制御部２２には、本実施例では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２２内のマルチプレクサに
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２２は、上記３名の患者の各セ
ンサ２０，３６，３８，４０，４２で得られた情
報をマルチプレクサ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４８からの情報とに基づい
て、加温治療部である癌組織の温度と、生体表面
の温度と、生体内中間部温度とが所望の値に保た
れるように、Ｄ／Ａ変換器を介してマルチプレク
サにより順次切り換えながらバルブ３２の開閉度
と冷却装置２６の出力と減衰器１４の減衰量と同
軸スイツチ１２の切換え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４８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。なお、アプ
リケータ２４と接触する生体表面温度を20〔℃〕、
生体中間部温度40〔℃〕、癌組織に対しての加温を
43.5〔℃〕とする。

まず、冷却装置２６を始動させ（第３図５０）、
十分に水が冷却された後、ポンプ２８を始動させ
（同図５２）、流量センサ３６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各バル
ブ３２の制御を行なう（同図５４，５６）。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減衰器１４の最小減衰量と
して設定する（同図５８）。このように減衰器１
４の最小減衰量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（この場合、最小
減衰量の値は小）であると加温時の温度ピークが
表面近くになるに対し、マイクロ波の出力が小
（最小減衰量の値は大）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。かかる周波数帯
は加温治療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。

上述した減衰器１４の最小減衰量の設定は、方
向性結合器１８からの情報に基づいて主制御部２
２で行われる。即ち、該方向性結合器１８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２４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４８でオペレータ
によつて設定された値に合わせることで減衰器１
４の最小減衰量の設定が行われる。なお、この場
合、予めフアントムモデルを使つて最小減衰量の
設定を行なつておいてもよい。また、ここでの減
衰器１４の最小減衰量の設定に基づく各患者に対
するマイクロ波の最大出力をそれぞれ、P₁，P₂，
P₃とする。

このようにして、減衰器１４の最小減衰量が設
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６０）。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われる（同図６２）。
ここで、図中６２では初期設定として図中５８で
設定した最小減衰量に基づき予めオペレータによ
つて設定された時間、マイクロ波を生体に照射す
ることになつており、その後は第４図に示すフロ
ーチヤートにより、照射中断の指示がない限り、
加温時間終了まで、常に照射を行う。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２２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なる僅かな時間で第４図に
示すシステムソフトウエアの処理がなされ、この
システムソフトウエアにおける判断により、生体
各部の加温状態に対応した減衰器１４の減衰量等
の決定がなされる。そして、これに基づいて一定
時間（第５図中Ｈ）マイクロ波の照射が行われた
後（システムソフトウエア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
フトウエア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
ウエアの処理が行なわれ、複数人の患者を１つの
制御手段４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、その直下の生
体内中間部温度、及び加温治療部である癌部の温
度が計測される（第４図６４）。温度計測がなさ
れた後は、先に設定した加温時間（第３図６０参
照）に到達したか否かを判断し（第４図６６）、
到達している場合は、その患者の治療（システム
ソフトウエア）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７０，第３図１０
０）。一方、加温時間が到達していない場合は、
同軸スイツチ１２がダミーロードDM１側に切換
わつていたかどうか判断し（同図７２）、DM１
側に切換えられていた場合は、生体内中間部の温
度が低レベル設定値より高いか否かが判断され
（同図７４）、高い場合には他の患者を治療するた
めのステツプに移る（第３図１００参照）。また
低い場合は、主制御部２２の制御により同軸スイ
ツチ１２がアプリケータ２４側に切換えられ（同
図７６）、同図７８の処理に移る。一方、同軸ス
イツチ１２がDM１側に切換つていなかつた場合
は、生体内中間部の温度が設定値より高いか否か
が判断され（同図７８）、高い場合には直ちに主
制御部２２は、減衰器１４の減衰量を１ステツプ
アツプさせる（同図８０）とともに同軸スイツチ
１２をDM１側に切換え（同図８２）、生体４６
に対するマイクロ波照射を中断せしめ、これによ
つて生体内中間部の正常組織を保護し、しかるの
ち、他の患者を治療するためのステツプに移る
（第３図１００参照）。

ここで前述した〔第４図６４ないし８４〕の処
理は、マイクロ波照射中に生体内中間部の温度が
予め設定された設定値（本実施例では40℃）を越
えた場合に、それ以上マイクロ波を継続照射する
と、第１１図に示すように中間部が、マイクロ波
の出力を減じているにもかかわらず許容温度を越
え、同図B′に示すように正常組織に悪影響を及
ぼす45℃以上にまで加温されてしまうことが実験
的に明らかなので、これを事前に防ぐために行つ
ている。

一方、生体内中間部温度が設定値より低い場合
には、先に計測した生体表面の温度がオペレータ
によつて入力された生体表面の温度設定値（20
℃〕より高いか否かが判断され（同図８４）、生
体表面温度が設定値より高い場合、主制御部２２
は、生体表面温度を下げるためにバルブコントロ
ーラユニツト３４へバルブ３２の開度を上げるべ
く指示を与えるとともに冷却制御回路３０へ冷却
装置２６の出力を上げるように指示を与え（同図
８６）、主制御部２２におけるマルチプレクサの
切換えを行ない、主制御部２２の入出力ポートを
他の患者の各センサ２０，３６，３８，４０，４
２及び各コントロールユニツト１４，３０，３４
に切換得（第３図１００）、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６４，６６，７２，７８を介して再び生体
表面温度の判断が行なわれる（第４図８４）。こ
の一定時間の経過により、表面温度が下がつたな
らば、生体表面を冷しすぎないように主制御部２
２はバルブコントロールユニツト３４を介してバ
ルブ３２を１ステツプ閉鎖するとともに（但し、
水の流れが最小循環を下まわらないようにする）、
冷却制御回路３０を介して冷却装置２６の出力を
１ステツプ下げ、生体内患部（癌組織の温度）の
調整にはいる（同図８８，９０）。

ここで、生体内患部温度がオペレータによつて
入力された患部温度設定値（43.5〔℃〕）よりも低
いとき、主制御部２２は減衰器１４の減衰量を１
ステツプダウンさせ、生体へ照射されるマイクロ
波の電磁波エネルギーの出力設定値を上げる。但
し、この場合最初に設定した最小減衰量を上まわ
らないようにする（同図９６，９８）。そして、
次のシステムクロツク（例えば１）が来るまでに
この出力設定値で加温を続ける。即ち、癌組織の
温度が設定値より高くなるまで温度計測の値に基
づいて減衰器１４の減衰量を１ステツプ毎ダウン
させ（但し、生体内中間部温度が設定値を越えた
場合は、同軸スイツチ１２をDM１側に切換えマ
イクロ波の照射を中断し、生体表面温度が設定値
を越えた場合は、減衰器１４の減衰量が上がりマ
イクロ波出力が下がる）、この値に基づいてマイ
クロ波の照射がなされる。この結果、癌組織の温
度が生体内患部温度設定値より高くなつた場合
（同図９０）、初めて患部温度が設定値を越えたか
どうか判断し、初めて越えた場合は、主制御部２
２は加温時間の測定を開始し（同図９２）、次に
減衰器１４の減衰量を１ステツプアツプした後
（同図９４）、図中８６に進む。即ち癌組織の温度
が設定値より高くなつた場合は、システムクロツ
クに同期して行なわれる温度計測時を利用して減
衰器１４の減衰量を１ステツプ毎上げ（第４図９
４）、バルブ３２を１ステツプ毎に開放するとと
もに冷却装置２６の出力を１ステツプ毎に上げ、
マイクロ波の照射出力を行う（同図８６）。ここ
で減衰器１４の減衰量を１ステツプ上げた後、バ
ルブ３２を１ステツプ毎に開放し、冷却装置２６
の出力を１ステツプ毎に上げているのは（同図８
６）、図中８８でバルブ３２を１ステツプ閉鎖し
冷却装置２６の出力を１ステツプダウンしたこと
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生体表面温度
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、癌組織が設定値を越えた時点
から加温時間を計測し（同図９２）、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６６，７０）。

第８図は、患者一人に対する各マイクロ波照射
時と温度計測時（第４図に示したシステムソフト
ウエアの処理時）の癌組織の温度状態と、マイク
ロ波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
間隔がマイクロ波出力上昇時であり、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。図中Ａ点は減衰
器１４の最小減衰量に基づくマイクロ波の最大出
力P₁の照射の結果、生体内患部が初めて設定温
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（第４図９
２）。そして、この後は患部温度が43.5〔℃〕以下
になるまで温度計測時において減衰器１４の減衰
量を１ステツプ毎上げる判断をし続け（第４図９
４参照）、その都度照射すべきマイクロ波の出力
の設定をし直し、患部温度が43.5〔℃〕以下にな
つた時点で、減衰器１４の減衰量を下げる（第４
図９８参照）。図中CD間では、BC間において減
衰量が上げられたことからAB間に対して傾きが
下がつている。またＤ点では減衰器１４の減衰量
を上げすぎてしまつたので第４図のフローチヤー
ト９８で示したように減衰量ダウンが図られるこ
とから、再び傾きが上昇する（例えば第８図
DF）。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、減衰器１４の最小減衰量を高く設定した場
合、即ちマイクロ波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
うな病状を持つ患者に対しては、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。

このように、上記実施例においては、複数（３
つ）の出力段を備えた分岐回路１０を装備してい
ることから複数（２〜３）人の患者に対して同時
に加温治療をなし得ることができ、出力のレベル
調整及び冷却液の温度調整等を主制御部２２にて
各アプリケータ２４ごとに各別になし得るように
なつているため、加温温度のリツプルの少ない安
定した治療状態を比較的長い時間維持することが
でき、表面冷却部６の作用により各患者の苦痛を
大幅に緩和することができるという利点がある。

ここで、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
度計測までの時間を決定するのである。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
な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ない。また、患
者数を増やした場合、これに応じて分岐回路１０
の分岐数を増やせばよい。

なお、第１図に示したアイソレータ１６の代わ
りに、サーキユレータとダミーロードを用いて反
射波の混入を防止するようにしてもよい。また、
発振器８の制御はインバータによる制御であつて
もよい。

第５図におけるシステムクロツク１に対する図
中のＩ期間は、第１１図におけるA′，C′間にあ
たる。すなわち生体内中間部の温度が低レベル値
に下るまでマイクロ波の照射が中断されている。

また、生体表面の温度を冷却水の温度を検出す
ることにより判断していたが、本発明はこれに限
らず、生体表面を直接計測できる温度計測手段を
用いてもよい。

また、第１２図は上記実施例において生体各部
の温度計測時にマイクロ波を中断した場合のフロ
ーチヤート（第４図のフローチヤートを一部変更
したものである）を示す。

これによると、各患者に対するシステムクロツ
ク、例えばシステムクロツク１に同期して患者１
人に対するシステムソフトの処理が第１２図に基
づいて行われる。即ち、まず最初に、前述した通
り第３図に従つて処理が進行したのち、主制御部
２２の指示によりマイクロ波の照射中断のために
同軸スイツチ１２がダミーロードDM１側に切換
えられ（第１２図２００）、次に生体各部の温度
計測を行い、加温時間終了か否かを判断し、第４
図と同様の処理を行う（第１２図６４，６６，７
０参照）。そして、前の処理時に中間部温度が設
定値より高かつたかどうか判断する（同図２０
１）。高ければ中間部温度が低レベル値より高い
か否かが判断され（同図７４）、高かつたならば
次の患者のシステムソフトの処理に移る（第３図
１００参照）。低ければ図中７８に進む。またス
テツプ２０１において中間部温度が設定値より低
かつた場合は、直ちに中間部温度が設定値より高
いか否かを判断する（同図７８）。そして高い時
は第４図同様の処理がなされた後、次の患者の処
理に移る。一方、低い場合は第４図同様表面温
度、患部温度の調整に入り、表面温度又は患部温
度が設定値より高い場合（同図８４，８６，９
０，９１，９２，９４参照）は、生体に対する冷
却効果を高める処理をした後、次の患者の処理に
移る。

また、表面温度及び患部温度が設定値より低い
場合（同図８４，８８，９０，９６，９８参照）
は生体に対するマイクロ波照射出力レベルを高め
る処理をし、同軸スイツチ１２をアプリケータ側
に切換え（同図２０２）、マイクロ波の照射を再
開して、次の患者の処理に移るようになつてい
る。

このように上記フローチヤートによると、第５
図中のΔhの期間中マイクロ波の照射が中断され、
システムソフトウエアの処理がなされ、減衰量の
調整及び冷却能力の調整等を行い、これに基づい
て、次の温度計測までの時間Ｈに最適なマイクロ
波照射及び冷却制御を行うようになつている。そ
の他の構成は第４図と同様である。

以上のように構成しても、第１３図に示すよう
に癌組織の加温に対し、多少立ち上がり時間が長
くなるが、ほぼ第４図のものと同様の効果が得ら
れ、特に高い周波数の電磁波を使用する加温治療
に有利である。

本実施例は以上のように構成されているので、
１つの電磁波出力を装備することにより複数の患
者を同時に治療することができ、各患者に対する
加温治療を一の主制御部により時系列的に初換え
接続して各アプリケータごとに集中的に制御して
いるので、各患者に対して一定の加温温度を長時
間維持することができるとともに、電磁波照射面
の温度上昇が各患者の治療部ごとに制御されて効
果的に冷却されるので患者の苦痛を迅速に軽減す
ることができ、しかも生体各部の温度計測時にお
いても電磁波照射を行つているので、電磁波発生
手段の断続作動により生じていたエネルギー損失
がなくなり、さらに、生体内中間部の温度計測を
行い必要に応じて患者ごとに電磁波の出力を制御
するので、生体内治療部を必要以上に加温するこ
とを有効に防止できる。

なお、上記各実施例では、電磁波用の減衰器１
４を用いてマイクロ波の出力レベルを制御する場
合を例示したが、同軸スイツチ１２の切換え制御
を有効に使用することにより減衰器１４を削除し
ても略同等の作用効果が得られている。

〔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、複数の患者を同時に並行して治療
することができるばかりでなく、そのための設備
の内、とくに電磁波発生手段と主制御部とを各々
単一としたので、設備投資を著しく且つ大幅に抑
えることができ、同時にオペレータの人員も制限
することができ、更に、患部周囲の正常組織を、
表面温度計測手段と中間部温度計測手段とを用い
て常時監視するとともに、過熱状態の発生に際し
ては直ちに主制御部が機能して冷却機能を駆動制
御し温度低下せしめるという手法を採つているこ
とから、正常組織が広範囲にわたつて有効に保護
される、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１，２，３は各々第
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図は患者数を増した場合におけるシステムク
ロツク、第１１図は生体内中間部の異常加温状態
を示す説明図、第１２図はその他の実施例を示す
フローチヤート、第１３図はその他の実施例にお
けるマイクロ波照射時と温度計測時の癌組織の温
度状態とマイクロ波の照射出力状態とを示す説明
図である。８……電磁波発生手段としてのマイクロ波発振
器、１０……電磁波分岐手段としての分岐回路、
１２……電磁波切換機構としての同軸スイツチ、
２２……主制御部、２４……アプリケータ、３８
……第２の温度計測手段としての第２の温度セン
サ、４０……第１の温度計測手段としての第１の
温度センサ、４２……第３の温度計測手段として
の第３の温度センサ、４４……冷却機構、４６…
…生体、DM１……ダミーロード。

Claims

【特許請求の範囲】１単一の電磁波発生手段と、この電磁波発生手
段から出力される電磁波を複数の出力部に分岐す
る電磁波分岐手段と、この複数の出力部に対応し
て装備され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る生体表面冷却用の冷却機構
とを備えたハイパーサーミア用加温装置におい
て、前記各アプリケータと前記電磁波分岐手段の各
出力部との間に各々電磁波切換機構を装備すると
ともに、この電磁波切換機構と前記冷却機構とを
アプリケータ毎に各別に駆動制御する主制御部を
設け、前記各アプリケータが当接される部分の生体表
面の温度測定を行なう表面温度計測手段と、前記
各加温治療部と前記生体表面との間の生体内中間
部の温度測定を行う中間層温度測定手段とをそれ
ぞれ各アプリケータごとに具備し、前記主制御部が、更に、前記表面温度計測手段の出力信号の大小に応じ
て前記冷却機構の冷却能力を増加もしくは減少制
御する第１の機能と、前記中間層温度計測手段が予め設定した所定の
温度以上の温度を検出した場合、対応する前記電
磁波切換機構を予め電磁波吸収用として別に装備
されたダミーロード側に切換え制御する第２の機
能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。