JPH0241980B2 - - 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
にわたつて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。

かかる不都合を改善するため、発明者らは、先
に生体内の所定の患部を電磁波を用いて予め定め
た所定の温度に継続して一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）。

しかしながら、患部の加温治療は43〔℃〕前後
という高温度であることから患部周囲の正常組織
への悪影響もあり、その防止策については、依然
として完全なものは存在しないのが現状である。

〔発明の目的〕

本発明は、かかる従来技術およびその後の動向
を勘案し、生体内患部の加温治療に際し、とくに
患部以外の正常組織に対する異常加温を有効に防
止することのできる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
電磁波を生体側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る生
体表面冷却用の冷却機構とを備えている。また、
電磁波発生手段の出力に対応して生体内の加温治
療部の温度測定を行う第１の温度計測手段と、加
温治療部の生体表面側の温度測定を行う第２の温
度計測手段と、この第１の温度計測手段と第２の
温度計測手段のほぼ中間点にあたる生体内中間部
の温度測定を行う第３の温度計測手段とを設け、
第１及び第２の各温度計測手段からの温度情報に
基づいて電磁波発生手段の出力を増減制御し、加
温治療部の温度を適度の治療温度に設定する主制
御部が装備されている。さらに、この主制御部
が、第３の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、当該生体温度が所定
温度に下がるまで電磁波発生手段の出力を一時的
に中断せしめる出力中断制御機能と、この出力中
断制御機能が作動して一定時間後に第３の温度計
測手段が予め設定した値の低温度を検知した場合
に直ちに作動して電磁波発生手段の出力レベルを
１ステツプ下降制御するとともに、当該電磁波発
生手段の出力の中断状態を解除する出力再開制御
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治療部の表面側に当接した
のち電磁波発生手段より電磁波を出力すると、当
接面における生体表面，その直下の生体内中間部
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，生体内中間部および
生体内患部の温度が、各部に設けた温度計測手段
によつて所定時間ごとに常時計測されているの
で、例えば生体表面は温度が必要以上に過熱され
た場合は電磁波発生手段の出力が降下制御され
る。一方、生体内中間部の温度が必要以上に上昇
した場合には、直ちに電磁波発生手段の出力が中
断制御される。そして、この部分の温度低下に際
しては電磁波出力が再開される。これによつて少
なくともこの部分の正常組織の熱破壊が防止され
保護される。なお、生体表面に対しては、同時に
冷却機構の働きもあるため熱傷の発生が有効に防
止される。

〔発明の実施例〕

以下、本発明の一実施例を第１図ないし第８図
に基づいて説明する。

第１図は本発明の第１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５の制御機能を含む
制御部４と、マイクロ波を生体側へ照射出力する
アプリケータ２０と表面冷却部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１
０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。符号３０は、加温治療部の温度を検出する
第１の計測手段としての温度センサを示す。

一方、表面冷却部６は、アプリケータ２０の開
口部側に位置する生体表面を冷却するための冷却
機構３４と、この冷却機構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とにより構成されている。

そして、これにより冷却される生体表面の温度
を検出する第２の温度計測手段としての温度セン
サ２８が、冷却機構３４の冷却液排出側に装備さ
れ、この液温度測定により生体表面温度を特定す
る構成となつている。

これを更に詳述すると、まずアプリケータ２０
は、第２図に示すように生体３２に当接して該生
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ハイプ３５が装備
されており、冷却装置２１で冷却された水をポン
プ２２で強制的に循環させ、当該冷却機構お３４
内を通過させることで、アプリケータ２０の開口
面側に位置する生体の表面を冷却している。

また、この冷却機構３４の水温を検出するため
の温度センサ２８が、前述した如く当該冷却機構
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。

温度センサ３０は癌組織の温度を検出するため
のセンサであり、また温度センサ３１は加温箇所
の生体内癌組織と生体表面のほぼ中間点にあたる
生体内の温度を検出するためのセンサであり、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、同じくマグネトロン８の出力を上昇制御
する第３の制御機能と、同じくマグネトロン８の
出力の最大値を設定し且つこの設定された出力以
下にこのマグネトロン８を駆動制御する最大レベ
ル制御機能としての第４の制御機能と、冷却液の
温度を制御する冷却液制御機能としての第５の制
御機能とを備え、これらの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
１２，２８，３０，３１で得られた情報をＡ／Ｄ
変換器１６，４０，４２，４３を介して入力し、
こ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
１ないし第３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に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〔℃〕，生体内中間部に対する設定温
度を40〔℃〕とする。

まず、冷却装置２１を稼働させ（第３図５０）、
十分に水が冷却された後、主制御部１８の第５の
制御機能によつて、ポンプ２２の回転数の制御が
行われる（同図５１，５２）。そして、その後、
オペレータが癌組織の深部に合わせて予めマイク
ロ波の最大出力レベルをマグネトロン８に設定す
る（同図５３）。

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、一般的に加温治療で用いられる
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。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５４）、この後マグネトロン
８の出力を「オフ（OFF）」し（同図５５）、続
いて生体各部の温度計測にはいる（同図５６）。

この温度計測は、生体表面，その直下の生体内
中間部，生体３２内患部の温度を、温度センサ２
８，３０，３１により計測する。この温度計測時
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３０，３１に生じる僅かな誤差を排除するため
である。このため、後述するようにマイクロ波の
影響を受けない温度センサを使用する場合には、
かかる出力中断なる操作は不要となる。

次に、温度計測がなされた後は、まず生体内中
間部の温度がオペレータによつて予め入力された
設定値（40℃）より高いか否かが判断される（同
図５７）。そして、生体内中間部温度が設定値よ
り高い場合、当該生体内中間部温度が予め設定さ
れた低レベル設定値に低下するまで中間部温度計
測ループを繰り返す（同図８０，８１）。これに
よつて中間部温度が安全温度まで低下したなら
ば、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の出力生体設定値を１ステ
ツプダウン（同図８２）させた後、再び一定時間
マイクロ波照射（同図５４）に戻り、癌組織への
加温をやり直す。

ここで、生体３２内中間部温度が設定値より高
い場合に、優先的にこの生体３２内中間部温度が
低レベル設定温度に下がるまでマイクロ波照射を
行わないのは、第１０図に示すように生体３２内
の患部の温度がその時点で設定値以下であつたと
しても、再びマイクロ波の照射を受けると、容易
に生体内中間部の温度が設定値を越え正常組織に
悪影響を及ぼす45〔℃〕以上になることが実験的
に明白なため（同図A′，B′参照）、生体内正常組
織に対する悪影響を考慮したからである。

一方、中間部温度が設定値以下の場合には、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５８）。表面温度が設定値よ
り高い場合、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
１ステツプ下げ（同図７０）、同図ステツプ56に
戻り、表面温度が設定値より低くなるまでこの処
理ループを繰り返す。これによつて表面温度が設
定値より下がつた後、生体３２内の深部の温度調
整にはいる（同図５９）。

ここで生体内の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１８内の第３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６０）。そして次のマ
イクロ波照射時には、この設定値に基づいてマイ
クロ波照射が成されるようになつている。即ち、
癌組織が設定値より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、癌組織の温度が初めて患部設定温度
より高くなつた場合（同図７０）は主制御部１８
により加温時間の測定が開始され（同図７１）、
図中７２に進む。即ち、癌組織の温度が設定温度
より高くなつた場合には主制御部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で成される。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
７２）、次のマイクロ波照射時のための出力設定
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。従つ
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７０）、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６２）。

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、温度分布が降下
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、患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（第３図７
１）。そして、この後は患部温度が43.5〔℃〕以下
になるまで計測を続け（第８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。従つて、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
定値を下げ過ぎてしまつたため、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６
０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〔℃〕
以上上昇すると45〔℃〕を越えることとなり、正
常組織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OO）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。

また、第８図の場合、加温中に生体３２内の中
間部の温度が設定値を越えるのは、何らかの原因
によりハイパーサーミア用加温装置に障害又は操
作ミス若しくは生体の異常が発生した場合と考え
られるが、このような場合においても、正常組織
に悪影響を及ぼさないようにしている。

次に、本発明における他の実施例を、第９図に
基づいて説明する。この実施例の全体的系統図は
前記第３図に示した実施例と同様であるが、加温
部に対する加温プロセスが異なる（第９図点線
内）。すなわち前記第３図に示した実施例では、
マグネトロンの出力を必ず「オフ」（第３図５５）
としてから生体３２の各部の温度計測時において
もマグネトロン８の出力を継続する。すなわち、
第９図においてマイクロ波照射開始（同図９０）
後、温度センサ２８，３１，３０により生体表
面、その直下の生体内中間部，生体内患部の温度
計測を行う（同図９１）。この間、マイクロ波は
継続照射され、各温度センサ２８，３１，３０は
常に生体各部の温度を測定し、主制御部１８に情
報を送つている（但し、この実施例では、マイク
ロ波出力最大で所定時間生体に対して照射してか
ら、生体各部の温度計測を行う）。

生体各部の温度計測がなされた後は、まず生体
内中間部の温度が、オペレータによつて予め入力
された設定値（40℃）より高いか否かが判断され
る（同図５７）。そして、生体内中間部の温度が
設定値より高い場合、直ちに主制御部１８内の第
２の制御機能は、パワーコントローラユニツト１
４に信号を入力し、マグネトロン８の出力を中断
する（同図９２）。その後、生体内中間部の温度
が予め設定された低レベル設定値に下るまで生体
内中間部の温度計測ループを繰り返す（同図８
０，８１）。そして、生体内中間部の温度が低レ
ベル設定値まで下がつたならば、主制御部１８内
の第１の制御機能が作用し、パワーコントローラ
ユニツト１４に信号を与え、マグネトロン８の出
力レベル設定値を１ステツプ下げ（同図９５）、
次に第２の制御機能が作用し、パワーコントロー
ルユニツト１４に信号を与え、マグネトロン８の
出力中断状態を解除（同図８２）し、しかるのち
再び同図９１に戻り、生体３２各部の温度計測を
行い、生体表面及び生体内患部の加温箇所の温度
調整を、前述した第３図における実施例同様に加
温時間終了まで（第９図６２）一連の処理を繰り
返す。その他の構成は前述した実施例と同様であ
る。

第１０図は、第９図の他の実施例における各マ
イクロ波照射時と計測時の癌組織の温度状態，及
びこれに関連するマグネトロン８の出力状態を示
している。この図からわかるように、前述した第
３図の実施例の場合（第６図）に比べ、加温曲線
が全体的になめらかになり、加温部を比較的早く
設定値に近づけられ、しかも第３図に示す実施例
のようにマイクロ波照射を断続しないので、マグ
ネトロン８の断続動作に伴うエネルギ損失が少な
い利点がある。

また、この場合、マイクロ波照射中に生体内中
間部の温度が設定値より高くなつた場合、マグネ
トロン８の照射を中断（第９図９２）するのは、
前述した第３図に示す実施例同様の理由からであ
る。

一方、上述した各々の実施例の場合、生体内深
部加温を行うには比較的低い周波数のマイクロ波
を用いればよいことから、上記各実施例で用いた
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及びリニアアン
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、加温治療時における患部周辺の正
常組織の内の少なくとも電磁波照射側の正常組織
については、その過熱による熱破壊から有効に保
護することができ、これを基準として患部の周囲
の他の箇所の正常組織についても略同様にして間
接的に保護し得るという従来に全くない優れたハ
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図はマグネトロンの最大出力を変えた場
合の生体内における温度ピークの変化を示す説明
図、第５図は各加温時における生体内の温度分布
上昇を示す説明図、第６図ないし第７図は各マイ
クロ波照射時における癌組織の温度状態とマグネ
トロンの出力状態とを示す説明図、第８図は生体
内中間部の異常加温状態を示す説明図、第９図は
その他の実施例を示すフローチヤート、第１０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グネトロンの出
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グネトロン、
１０……方向性結合器、１８……主制御部、２０
……アプリケータ、２８……第２の温度計測手段
としての温度センサ、３０……第１の温度計測手
段としての温度センサ、３１……第３の温度計測
手段としての温度センサ、３２……生体、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側へ照
   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、 前記電磁波発生手段の出力に対応して生体内の
   加温治療部の温度測定を行う第１の温度計測手段
   と、前記加温治療部の生体表面側の温度測定を行
   う第２の温度計測手段と、前記第１の温度計測手
   段と第２の温度計測手段のほぼ中間点にあたる生
   体内中間部の温度測定を行う第３の温度計測手段
   とを設け、 前記第１及び第２の各温度計測手段からの温度
   情報に基づいて電磁波発生手段の出力を増減制御
   し、加温治療部の温度を適度の治療温度に設定す
   る主制御部を装備し、 この主制御部が、前記第３の温度計測手段が予
   め設定した温度以上の生体温度を検知した場合、
   当該生体温度が所定温度に下るまで前記電磁波発
   生手段の出力を一時的に中断せしめる出力中断制
   御機能と、この出力中断制御機能が作動して一定
   時間後に前記第３の温度計測手段が予め設定した
   値の低温度を検知した場合に直ちに作動して前記
   電磁波発生手段の出力レベルを１ステツプ下降制
   御するとともに、当該電磁波発生手段の出力の中
   断状態を解除する出力再開制御機能とを備えてい
   ることを特徴としたハイパーサーミア用加温装
   置。