JPH03501816A - 容量的間質伝導高体温用システム - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 容量的間質伝導高体温用システム 回１巳■仝Ω■皿 本出願は、１９８３年１月２１日に申請され且つ現在は放棄されて。

いる出願第４５９，７０８号の継続である１９８５年２月４日に申請された出願 第６９７．６９７号の一部継続である。

主里皇１景 本発明は、癌の治療のためのシステム及び方法に関し、詳細には、癌治療におけ る高体温の利用に関する。

悪性腫瘍の治療のだめの現在の様式には、外科手術、放射線療法、科学療法、及 び腫瘍の生物学的機能を変えてその生存能力に影響を与えるために物理的あるい は科学的力を適用する免疫療法が含まれる。これらの両方が示している医学的進 歩にも拘わらず、大部分の固体癌腫瘍が、生存に対して非常に低い予後を有して いる。生存者の治療中及び治療後の生活の質はしばしば劣悪である。悪性固体腫 瘍に対するおそまつな予後は、より低い度合の無能力及びより少ない副作用を有 するより効果的な治療様式を継続して研究しなければならないことに落ちいる。

生体外及び生体内証拠は、体温を上げることにより生じる腫瘍の物理的環境の変 化を通して高体温は有意の抗癌作用を起こすことを示す。高熱は、癌細胞が酸素 が少なく、栄養が欠乏しており且つｐ）Ｉが低く高温によって課せられるストレ スに絶えることができないため、正常な細胞よりも腫瘍細胞に対して有毒である 。腫瘍脈管構造は未熟であり、このため成熟脈管を拡張して、熱を運び去る血流 を増大せしめる平滑筋及び血管作用が不足しており、従って腫瘍内温度は正常な 細胞組織における温度を超える。高体温による選択的な癌細胞根絶の機構は完全 には理解されていない。しかしながら、高体温の癌細胞組織への４つの細胞効果 が提案されている。１）細胞又は核膜の透過性あゑ３）細胞呼吸及びＤＮＡ及び ＲＮＡの合成に影響するタンパク質の熱損壊、及び４）免疫システムのポテンシ ャル励起。

これまでの高体温を発生するためのエネルギの主な形は、マイクロ波、高周波誘 導、高周波局在電流、及牝超音波である。

これらのエネルギを供給するのに用いられる技術の大部分は、非侵略的であり、 即ち、熱発生源は人体の外側にあり、人体に侵入しない。その結果、エネルギは 皮膚の表面を通過しなければならず、正常な周辺の人体組織によるかなりな力の 吸収は避けられないものである。現在人手できる外部発熱源は、腫瘍全体にわた って熱の輪隔が不均一になり且つ正常な組織の温度が増大するという結果を招く 。患者の人体の深部の１織を選択的に加熱即ち化膿性の且つ正常な組織を加熱す ることなく腫瘍の塊を加熱することが望ましい。

他者は、局部高体温を得るために間質技術の利用を試みているが成功率は限られ ていた。移植可能なマイクロ波アンテナを通して行う脳腫瘍の間質加熱が研究さ れてきている。しかしながら、マ身りロ波プローブは、腫瘍を精密に制御して加 熱するには効率的ではない。温度が所望目標温度からセ氏１０度も外れることが ある。その他、マイクロ波作用は、他の熱効果にも拘わらず細胞構造及びそれら の一体構造に悪影響を及ぼす。その結果、腫瘍全体にわたる温度が不均一になる 。研究によって、高体温による腫瘍の塊の現象は熱投与量に関連することが示さ れている。熱投与量は、規定期間にわたって腫瘍の塊全体に適用された最小有効 温度である。マイクロ波高体温によって生じ。

る熱スポット及び冷スポットにより熱スポットにおける細胞の死滅が増大し得る が、冷スポットにおける非効果的な治療は、将来の腫瘍の成長を招く結果になる 。斯かる変異は、マイクロ波アンテナが組繊全体に対してエネルギを均等に置く ことが不能である結果である。

輸出血流は加熱されている腫瘍に対する熱損失の主な機構であり且つ血流は腫瘍 全体にわたって変動する故、より効果的な治療を確実に行うために腫瘍組織のよ り均等な加熱が必要となる。

効果的にするには、腫瘍に対する熱エネルギの通用及び沈着を精密に制御して血 流の変動を補償しなければならない。加えうるに、この治療自体によって、治療 中に腫瘍の血管系が乱れ、これによりプローブの周りの局部潅流の変動が生じる 。斯くして、腫瘍からの熱損失は、時間依存し、高体温治療によって影響を受け る。これは、治療全体にわたってＩｔ！！瘍の温度を監視し且つ制御する必要性 の両方を証明している。

主尻立翌り 本発明は、間質伝導高体温を用いる癌治療のための方法の詳細を教示している。

本発明はまた、上記の好ましい特徴の全てを存する、患者の人体の深部の腫瘍内 に熱を発生することにより腫瘍の治療的加熱を効果的に達成するだめの手段を含 む高体温装置の構造及び作動を教示している。本発明の１つの実施例は、エネル ギ沈着の制御されたパターンを達成するために腫瘍温度の監視及び制御を行う。

体温の発生を含んでいる。この手順を容易にするために考案された装置は、プロ ーブのアレー、電気エネルギを熱エネルギに変換するための熱発生手段、及び温 度検知手段を含んでいる。

本発明の１つの実施例によると、平行な孔のアレーを有する型板が、造像システ ムによって発生されたイメージの上にプローブ位置を見当するための造像システ ムの上の支持構造に固定されている。

従って本発明の目的は、精密に制御された温度でもって腫瘍を伝導的に加熱する 多数の移植可能プローブによってｌｌＩ瘍に高熱を間質的に適用するためのシス テムを用いて癌腫瘍を治療するためのより安全で且つより効果的な手段を提供す ることにある。

別の目的は、ヒータ素子によって発生された熱が外方に放射して周囲の腫瘍に行 くように、治療される腫瘍内の位置にヒータ素子を定位することにある。

別の目的は、癌腫瘍の治療に必要な外科的手段を最小限に抑えることεこある。

別の目的は、組織を通して移植され、外科的手段及び患者への損傷を最小限にし て癌１ｉｊｉ瘍に延ばすことができる新規なプローブアセンブリの構造及び作動 を教示することにある。

別の目的は、熱発生デバイスを腫瘍内に移植し且つ維持するのに必要な外科的手 順を最小限に抑えることにある。

本発明の更に別の目的は、規定された時間にわたって組織を腫瘍全体を通して最 小細胞死滅温度の上に維持するために外科。

的に移植された間質ヒータ／温度検知プローブのアレーを用いて悪性組織内に制 御された治療的温度場を提供することにある。

本発明のこれら及び他の目的は、添付図面と関連して、本発明の好ましい実施例 を網羅する次の詳細な明細を考慮するとより明白になろう。

図面の簡単な説明 第１図は、本発明の上記の１つの実施例に従って構成された移植高体温システム 装着した人間の頭及び上部人体部分の側面図である。

第録図及び第２Ｂ図は共に、内部即ち移植されたシステム部分及び上記内部部分 に結合するための外部部分を含む移植可能高体温システムの制御回路の略図であ る。

第３図は、本発明のデバイスに用いられるために取り付けられているケーブルの 一部分を有する単素子プローブの拡大断面図である。

第４図は、第３図のｖＡ４−４についてとられた断面図である。

第５図は、本発明のデバイスに用いられるために取り付けられているケーブルの 一部分を有する多素子プローブの拡大断面図である。

第６図は、非直線構成で示されている第５図のプローブ及びケーブル部分の側面 図である。

第７Ａ図及び第７Ｂ図は共に、第２Ａ図及び第２Ｂ図に示されているシステムの フローチャートである。

第８図は、本発明に係る高体温システムの別の実施例のブロック図である。

第９図は、本発明の好ましい実施例に係るプローブの定位的配置に用いる所定場 所に置かれた支持フレームを有する患者枠の上に寝ている患者の頭頂頭を示す。

第１０頭は、第９図の線１０−１０に沿ってとられた断面図である。

第１１図は、第９図に示されている支持フレームの斜視図である。

第１２図は、本発明の好ましい実施例に従って移植されたプローブに垂直な平面 における温度分布を示す。

第１３図及び第１４図は、プローブの側面図である。

第１６図乃至第２０図は、本発明の好ましい実施例に係る型板を示す。

第２１図は、本発明の好ましい実施例に係る外部制御システムのブロック図であ る。

第２２図乃至第２４図は、第２１図に示されている光学断路器の電気的略図であ る。

第２５図は、第２１圀に示されている状態バッファの電気的略図である。

第２６図は、第２１図に示されている制御復号器の電気的略図である。

第２７図は、第２１図に示されているマルチプレクサの電気的略図である。

第２８八図乃至第２８Ｄ図は、第２１圀に示されている回路４７３乃至４７６の 電気的略図である。

第２９図は、第２１図に示されている主制御回路の電気的略図である。

第３０図は、第２１図に示されているヒータ過温度回路の電気的略図である。

第３１図は、第２１図に示されているマニホルド検知回路の電気的略図である。

第３２図は、第２１図に示されている主リレー回路の電気的略凹である。゛ 第３３図は、第２１図に示されているパワーモニタの電気的略図である。

第３４Ａ図及び第３４Ｂ図は、本発明の好ましい実施例に係るシステムによって 実施される練習及び治療ルーチンのフローチャートである。

嘘しい　の云゛日 参照数字によって図面をより詳細に説明すると、第１図の数字１０は、本発明の １つの実施例に従って構成された移植可能システムを装着した患者の頭部及び上 体部位を言及している。このシステムは、患者の頭部の適切な位置に埋め込まれ て頭部の頭蓋の表面から治療される腫瘍Ｔの中に内方に延びているように図示さ れているプローブ１２を含んでいる。プローブ１２と内部制御ユニット１６との 間にはケーブル１４が接続されている。プローブ１２、ケーブル１４及び内部制 御ユニット１６は全て、皮膚の表面を通して延びているかあるいは突き破ってい るシステムの突出部分が無いように患者の体内に皮膚の表面の下に外科的に移植 されている。これは、感染の可能性を実質的に現象せしめるかあるいは削除し、 従って、内部システムが更に外科的手順を必要とすることなく長期間にわたって 適正な位置に保つことを期待できるという点で有用である。プローブ１２及び内 部制御ユニット１６の詳細は第２Ａ図及び第３図に関連してより詳細に述べられ よう。

第２Ａ図及び第２Ｂ図において、患者の皮膚１８が、内部制御ユニット１６と外 部制御ユニット２２の間に位置しているように図示されている。内部制御ユニッ ト１６は、１つ又はそれ以上のヒータ素子３４並びに１つ又はそれ以上の熱検知 素子即ちサーモスタ３６を含んでいるプローブ１２に配置されている素子を制御 するためにケーブル１４の中にあるリード２４．２６．２８及び３０によって結 合された状態に図示されている。素子３４及び３６を含んでいるプローブ１２並 びに内部制御ユニット１６は全て、皮膚を突き破るかあるいは皮膚を通して延び るかして感染あるいは他の問題を生じることのないように患者の皮膚の下に外科 的に移植されている。

述べたように、これは、本システムの重要な利点である。内部制御ユニット１６ は、内部制御ユニットにおいて確立され且つこれから述べられようとしている外 部ユニット２２によって時々変えられる特定の所定のプログラム又は命令に従っ てヒータ素子３４への電気的エネルギの適用を制御するための手段を含んでいる 。内部制御ユニット２２はまた、サーミスタが治療領域即ち腫瘍における温度を 検知し且つ治療の効果を評価し且つ査定するのに用いることができる出力を提供 して、これにより治療目的のために特定の内部温度状態を維持するために要求さ れるようにヒータ素子３４によって発生される熱の量を含む治療法を修正可能に することができるような位置においてプローブにあるいはプローブに隣接して配 置されているサーミスタ３６に接続されている。例えば、検知される腫瘍の温度 が低下すると、腫瘍の温度を特定の所望レベルに且つ特定の所望期間にわたって 維持するために付加的なエネルギをヒータ素子３４に適用する必要があり得る。

これらのヒータ素子３４は、比較的低い温度係数を有するために且つ抵抗型素子 であるために非誘導となるように選択するのが好ましい。これらのヒータは、約 ３７°Ｃの正常な体温から約４５′Ｃ近くの最高温度まで周辺の組織の温度を上 昇せしめることができるようにすべきである。これらのヒータ３４はまた、抵抗 、温度係数、温度容量及び／又は熱放散定数の低下等の性能特性の如何なる低下 をも受けることなく反復された放射線暴露に絶えることができるようにすべきで ある。典型的なプローブ構造の場合、ヒータ素子はまた、実用的に小型にすべき であり、典型的な寸法は、直径が２ミリメータで長さが６ミリメータである。斯 かるデバイスは商業的に入手可能である。

第２Ａ図について説明すると、内部制御ユニット１６は、４０において接地され ており且つパワー誘導子コイル４４に接続されているパワーピックアップ細流充 電回路４２に接続されているように図示されている電源３８を含んでいる。誘導 子コイル４４は、電源３８を再充電あるいは細流充電する必要がある時に外部手 段を密接に結合することができるようにするために皮膚１８の表面にできるだけ 近くにユニット１６に配置されているのが好ましい。電源３８は、再充電可能バ ッテリあるいは他の特定の類似の再充電可能エネルギ源を含み得る。電源３８は 、ヒータ及びサーミスタ素子３４及び３６を作動する内部制御ユニットを含む内 部制御ユニットのためのエネルギを供給するのに用いられる主パワーリードであ る出力接続体４６を有する。

内部制御ユニット（ＩｃＵ）１６は、外部制御ユニッ）　（ＥＣＵ）２２によっ て内部的にプログラムされるようにヒータ素子３４によって発生される温度を制 御するシステムの部分である。内部制御ユニット１６はまた、外部制御ユニット ２２によって受けられる情報を伝達するのに用いられる伝達部分５２を含んでい る超音波送信／受信手段（トランシーバ）５０、並びに内部制御ユニットをプロ グラミング及び再プログラミングすること及びこれらのユニット間での情報の伝 達を制御することを含む種々の目的のために外部制御ユニット２２によって伝達 される情報を受けるレシーバ部分５４を含んでいる。内部制御ユニットは、８ビ ツト２進並列ワードを内部マイクロプロセッサ（μＰ）５８の出力がらヒータ３ ４を付勢して所望の量の熱を生成するのに用いられる電流出力に変換するデジタ ルアナログ変換器（ＤＡＣ）回路を含んでいる。８ビツトＤＡＣ５６の出力は、 図示のように、それに接続されている緊象、パワーオフ回路６２によって電源３ ８がら電力を受けるエミッタフォロワ回路であり得る電流ドライバ回路６ｏに適 用される。

電流ドライバ回路６０の出力は、リード６４及び２４によってヒータ素子３４の 非接地側に適用される電圧である。ヒータ３４に適用される同じ出力はまた、入 力としてアナログマルチプレクサ（ＭＵＸ）回路６８に適用される。マイクロプ ロセッサ５８の制御の下でアナログマルチプレクサ６８は、ヒータ素子３４の電 圧、サーミスタ即ち非熱検知器３６の電圧を含む内部制御ユニット全体の種々の 状態だけでなく他の回路状態も選択し且つ監視するように構成され且つ接続され ており、このマルチプレクサは、監視されている信号又は応答を８ビツトアナロ グデジタル変換器（ＡＤＣ）７０により且つ増幅器回路７２によってデジタルフ ォーマットに変換する。このように変換された信号は、マイクロプロセッサ５８ 及び他の回路成分にエントリされるためにデータバス７３に適用される。アナロ グマルチプレクサ６８はリード７４を通しての８ビツトデジタルアナログ変換器 ５６の出力からの入力接続、リード６４及び７６を通しての電流ドライバ６０の 出力からの入力、リード７８を通しての緊急パワーオフ成分６２の出力からの入 力、リード３０及び８０を通してのサーミスタ３６の非接地側からの入力、及び り一部８４．８６及び８０を通しての精密電圧ソース８２がらの入力を含む回路 における種々の位置からの他の入力接続を有している。ソース８２からのり一部 ８６はバイヤス抵抗８８を含んでいる。アナログマルチプレクサ６８はまた、電 源３８の出力リード９２に接続されているリード９０を通してのパワー人力接続 を有している。アナログマルチプレクサ６８は、アドレスバス９３に存在する信 号によってマイクロプロセッサ５８から且つ他の回路接続体から制御され、これ によりアナログマルチプレクサ６８は、他の中でとりわけ、回路パラメータの幾 つかが規格を外れても斯かる誤差を自動的に補償することによりシステムの精度 を維持することができる。その結果、移植された諸成分を手動で調節あるいは置 き直すための更なる外科手術の必要性は実質的に減少する。

示されているように、マイクロプロセッサ５日は、外部制御ユニット２２との通 信の機能も含むその坤々の機能の全てを制御する内部制御ユニット１６の部分で ある。マイクロプロセッサ５８は、外部制御ユニット２２からプログラム可能な １０２４ビツトランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）　９４へのデータ及びアドレ ス接続体を含む制御及び他の接続体を有している。プログラムされると、ＲＡＭ ９４は問題の内部制御ユニット１６を装着している患者が外部制御ユニット２２ との通信から離れているかあるいは外れている間に高体温治療を受けることがで きるようにすることが可能である。

これは、常に注意することなく長期間にわたって両方が連続的に、信軒的に、安 全に且つ精密に制御可能な様式で進行することができ、これにより患者が治療を 受けている間にもがなり正常な生活様式を維持することが可能であることを意味 するため本デバイスの重要な特性である。ＲＡＩＩ　９４はまた、ＭＵＸ　６８ がらのデータを次に外部制御ユニットに送信するように変換する。

内部制御ユニットの他の部分は、マイクロプロセッサ５８自体の一部として示さ れている２−に続出し専用メモリ（１？ＯＭ）　９６、マイクロプロセッサ５８ だけでなく内部制御ユニット１６の他の部分も内部及び外部制御ユニット間で信 号を変換する超音波送信／受信回路５０に結合するために配設されている汎用非 対称受信／送信回路（ｔｌＡＲＴ）　９８を含んでいる。内部制御ユニット１６ は、リード１０２によって超音波トランシーバ５０に接続され且つ緊急パワーオ フ回路６２によって電源に接続され得る緊急デジタルアナログ変換器（ＤＡＣ） 　１００を含み得る。加うるに、内部制御回路１６は、８ビツトＤＡＣ５６、マ イクロプロセッサ５８．８ビツトアナログデジタル変換器（ＡＤＣ）　７０、Ｒ ＡＭ　９４、及びＤＡＲＴ　９８間の接続を有する上記のデータバス７３を含む 種々の回路接続体を含んでいる。第２群の相互接続体は、マイクロプロセッサ５ ８、アナログマルチプレクサ（？１ＵＸ）６８．８ビア　）　（ＡＤＣ）７０、 ＲＡＭ９４、ＤＡＲＴ８．８ビン）　（ＤＡＣ）５６、緊急パワーオフ回路６２ 及び細流充電回路４２間の他の接続体を提供するアドレスバス９３として識別さ れる。内部制御ユニット１６に含まれている回路素子は、従来の事実を用いて構 成され、それらの作動は、第７Ａ図及び第７Ｂ図に示されているフローチャート に関連してより詳細に述べられよう。しかしながら一般的に、内部制御ユニット は、所望の腫瘍温度を確立し且つ維持するためにヒータ素子３４によって適用さ れる熱の量、頻度及び期間を調整するように作動し、これらの機能の全ては、外 部制御によって制御され且つ修正される内部制御ユニットのプログラミング及び 温度検知器即ちサーミスタ３６によって検知される腫瘍温度に依存する。腫瘍内 で所定温度を維持したい場合、回路は、ヒータ素子３４を特定の所望レベルまで 付勢して、これにより所望の腫瘍治療温度まで達するように十分な熱を生成する ようにプログラムされる。この後、発生熱量はヒータ素子３４の両端の電圧によ って決定され、手動又は自動的に調整される。必要な調節の量は、正常な体温と 所望温度との差、熱が通用される期間、熱の適用の頻度、サーミスタ３６によっ て検知される腫瘍の温度の変化、及び治療が進行する時に腫瘍自体に生°じ得る 変化に依存する。これら及び他の要因の全ては回路にプログラムされ得る。任意 の時間においてヒータによって発生される熱の量は、電流ドライハロ０を通して 作動する８ビツトＤＡＣ５６の出力ワードに依存するが、何となれば、この出力 は、ヒータ素子の両端の電圧を制御し、従ってそこを流れる電流を制御する故で ある。

第２Ｂ図に示されている外部制御ユニット２２は、内部制御ユニット１６から受 けられたデータ及び必要であり得る他のソースからのデータの臨床学的分析を行 うのに必要なハードウェア及び関連のソフトウェアを含んでいる。外部制御ユニ ットは、キーボード２０２からプログラムされ且つ関連のコンピュータ２０３の 一部であるそれ自身のマイクロプロセッサ（μＰ）２００を有している。

マイクロプロセッサ２００は、陰極線管グラフィック回路２０４、グラフィック 回路２０４からの接続を有し得る陰極線管２０６、必要ならばプリンタ／プロッ タ２０８及びあるいはディスク記憶デバイス２１０に電力を供給する出力を有し ている。素子２０４．２０６．２０８及び２１０は、問題のデバイスが用いられ るシステムの必要性及び複雑化並びにオペレータの必要性に応じて選択的である 。マイクロプロセッサ２００はまた、パワー制御回路２１２への且つデータ制御 回路２１４への入力／出力接続を有している。主外部パワー制御回路２１２は、 外部パワートランジューサ（ＥＰＴ）　２２３の一部分であり且つ用いられた時 に内部パワー誘導子４４に隣接して皮膚１８に対して配置される外部パワー誘導 子２２４に接続されている別のパワー制御回路２２２に接続されている出力リー ド２１６．２１８、及び２２０を有している。これは、上記のように内部電源３ ８を細流充電したい時に行われる。リード２１６はパワーリードであり、リード ２１８はパワー帰還リードであり、リード２２０は電Ｂ３８の充電を制御する信 号が現われるパワー制御リードである。主外部パワー制御回路２１２は、例えば 壁のコンセントを通しての従来の電源からの入力電源電力を受け且つ電力をパワ ー制御回路２２２に供給してそこから誘導子４４に結合されている誘導子２２４ に供給して、これにより内部制御ユニット１６における電源バッテリ３８を再充 電する。皮膚を通しての移植電源３８と外部パワートランスジューサとの電磁結 合を本明細書に開示されているような移植システムを作動するためのエネルギを 維持するための手段として利用することはこれまで知る限り以前に用いられたこ とはなかった。斯かる再充電可能電源は、腫瘍温度を特定の所望レベルに上昇し 且つ維持するのに必要な熱を発生するのにかなり大量の電力を必要とすることが 予想されるだけでなく、治療の必要性を満たすためにこれらの条件を長期にわた って維持する必要性があるため本システムにとって非常に重要である。

再充電可能電源はこの可能性を可能にする。内部制御ユニットを作動する電源の 少なくとも一部が特に一番多く要求される期間中に外部電源によってより直接的 に維持され且つ支持されるように外部パワートランジューサ２２３を治療中に内 部電源手段に結合することが可能であり且つ窓開される。特定の場合、所要電力 は、結合手段を通って直接外部電源からヒータに至るかあるいは外部及び内部電 源の特定の組合せを通って到達し得る。

同様にして、データ制御回路２１４は、パワーリードであるリード２２６、パワ ー帰還リードであるリード２２８、入力／出力制御リードであるリード２３０、 及び超音波トランスミッタ／レシーバ手段２３４への入力データリードであるリ ード２３２を通しての接続を有している。手段２３４は内部ユニット１６の内部 送信器５２への結合のために外部受信器２３６に接続されており且つ内部受信器 ５４への結合のために外部送信器２３８に接続されている外部データトランスジ ューサ２３５に含まれている。従って、外部パワー制御部分２２２は、内部電源 ３８を充電且つ再充電するために誘導子２２４を通して内部パワーピンクアップ ４２に結合することができ、同時に、関連の受信器手段２３６及び送信器手段２ ３８を含んでいる超音波送信／受信手段２３４は、送信部分５２及び受信部分５ ４を含んでいる内部送信／受信手段５０に結合することができることが判る。こ れらの後者の手段は結合されると、外部及び外部ユニット間でデータ及び他の情 報を交換することができる。

この様にして、内部ユニットは所望に応じて時々プログラムすることができ、内 部ユニットによって集められる情報はそこに接続されているコンピュータ手段に よって外部制御ユニットにおいて時々評価され且つ適当なソフトウェアによって 制御することができる。コンピュータは、治療が進行している時に患者からの更 新された情報を用いるかあるいは時々患者の特定の治療プログラムに基づいて、 患者の変化する要求に従って内部制御ユニットを再プログラムすることができる 。これらのユニット間でデータを交換する時、特に電源を充電する時、パワー誘 導子４４及び２２４間の距離は電力損失を最小限に抑えるためにできるだけ近く にすることが非常に好ましい。データの転送に関連する内部及び外部送信及び受 信手段の位置は送信損失及び誤差を防ぐために比較的近くにすることも好ましい 。特定の場合、特にこれらのユニットが互いに離れる場合において手段４４．５ ２及び５４に結合される対応の外部部材をより正確に定位する助けとしてこれら の手段の位置において皮膚に印をつけることが望ましくなり得る。これはまた、 アナログマルチプレクサ６日、例えば第２八図の接続リード２４０及び２４２に よって細流充電回路を監視することと関連してＥＣＵにおけるコンピュータプロ グラムを用いて自動的に達成することができる。この目的のために、内部結合手 段の全て及び外部結合手段の全ては腫瘍中に適切な配向を容易にするためのそれ ぞれのハウジングに取り付けることが好ましい。

第３図は、本発明を用いて脳腫瘍を治療するのに用いられ得る型式の典型的なプ ローブ１２の拡大断面図である。プローブ１２は、一端を壁部分２５２によって 閉じられ且つ３１６Ｌ、　ＦＤＡ承認ステンレス針、特定のプラスチック又はガ ラス等の比較的薄い不活性物質から構成されている延伸円筒状壁２５０を含む状 態で示されている。管１２の直径は、必要とされる数のヒータ素子３４及び検知 器３６を収納するために実用的に小さくあるべきであり、壁２５０はまたできる だけ薄くあるべきである。約１八。インチ即ち°２ミリメータの範囲のプローブ 直径が良好な選択であり、壁２５０の厚さは約１八。。インチの範囲であるべき である。これらの範囲は、数百パーセント以上程度に変化し得る。特定の応用に 選択されたプローブの長さは、頭蓋から腫瘍治療領域まで延びる程度に十分長く 選択されるべきである。プローブの挿入された端部は、必要に応じて、周辺の組 織への損失を最小限に且つ外科的な準備を最小限にして適切な位置へのその挿入 を容易にするためにその端部をテーパ状にすることができる。挿入されたプーブ 端壁２５２は、側壁２５０と一体化しているように図示されており、プローブの エツジは図示のように丸くなっていることが好ましい。プローブ１２の反対側の 端部は、ケーブルがプローブの柔軟な継続部分を形成するように２５４において ケーブル１４と接続された状態で示されている。ケーブルは、エラストマ等の材 料から形成されていることが好ましく、ケーブル１４は、目ざわすなあるいは刺 激的な表面状態を生じることなく、頭蓋の外側表面に沿って皮膚の下に置くこと ができるように十分柔軟性であるべきである。ヒータ３４及び検知器３６は、高 熱伝導ユポキシ等の熱伝導電気絶縁材料２５６に埋め込まれた状態で示されてお り、ケーブル１４はエラストマ材２５８から形成されている。

熱伝導材料のために高熱伝導エポキシを選ぶにはキャストール３４３　ＡＢがよ く、ケーブル材２５８の典型的なエラストマはダウコーニングエラストマＭＤメ ー４−４２１０である。

内部制御ユニットは通常、十分なスペースが存在し且つ患者への不快感が最小限 である鎖骨の下に移植される。プローブ１２は、ヒータ素子３４を熱検知器３６ から熱的に且つ電気的に絶縁するように構成されるべきであり、これは、これら をできるだけ分離し且つ所望に応じてそれらの間に絶縁を行うことにより達成さ れ得る。材料２５６は、この目的を限られた程度まで果たし、部材３４及び３６ を互いに直接又は近くの暴露から熱的に絶縁するために他の手段を含むことが意 図される。

上記に述べたように、ヒータ素子３４及びサーミスタ３６は、実用な限り小さく あるべきであり、問題のデバイスに用いられるサーミスタの選択は、比較的高く あるべきそのインピーダンスを考慮に入れるべきであり、これは負の温度係数を 有する高い安定特性を有するべきである。公知のガラスビード型サーミスタはこ れらの特性を有している。問題のデバイスに用いる典型的なサーミスタは直径が 約２ミリメータであり、数ミリメータから１センチメ一タ以上まで変化し得る長 さを有し得る。

ヒータ素子、サーミスタを含むプローブ１２と内部制御ユニットの間に接続され ているケーブル１４は、できるだけ直径が小さくあるべきであり、通常の人体の 運動を干渉せず且つ頭蓋骨の皮膚の下に移植されている時でさえも患者に対して 不快でなくあるいは目ざわりでないようにするために比較的柔軟性であることが 好ましい。ケーブル１４は、内部制御ユニットのハウジングのプラグ手段と噛み 合い且つ封止された取付けを形成するコネクタ２６０（第１図）又はプラグをプ ローブ１２の反対の端部に含む。本デバイスに用いられる典型的なケーブルが第 ４図の断面図に示されており、このケーブルは２本のヒータワイヤ２４及び２６ 並びに２本のサーミスタワイヤ２８及び３０を含んでいる。これらのワイヤ２４ 及び２６は、所要の且つシステムにプログラムされている量の熱を生成するのに 十分な熱を運搬するこができなければならないためワイヤ２８及び３０よりも直 径が大きくなっている。ヒータワイヤ２４及び２６の典型的なワイヤの寸法は約 ２６ＡＷＧの固体で、できれば銀のワイヤであり、サーミスタワイヤ２８及び３ ０の典型的なワイヤ寸法が３２　ＡＷＧの固体ワイヤである。

これら４つのワイヤ２４乃至３０は、絶縁されており、互いに分離されており且 つ上記のように、エラストマ２５８あるいは同様の材料から形成されている１本 の成形されたプラスチックフレキシブルケーブルの中に配置されることにより人 体の環境から分離される６通常は約１．５ミリメ一タ近辺の範囲である直径を有 するケーブルが好ましい。第４図は、４ワイヤケーブル１４におけるワイヤ２４ 乃至３０の１つの好ましい配置を示している。第４図のワイヤ２４乃至３０の特 定の配置は説明の目的のためであり、それらの数及び寸法に応じてケーブル１４ 内に異なった場所に配置され得る。

ケーブル１４、プローブ１２及び内部制御ユニット１６間の接続は、腐蝕性の体 液の侵入を防ぐために気密封止されたロッキング部材即ち接続体によって成され るべきである。これらの接続は、通常、システムが移植されている時に外科手術 の間に成されるが、特定の場合、ケーブル長さが外科手術の前に正確に決定され 得る場合、これらの接続は外科手術の時間及び努力を節約するために先の時間に 行うことができる。これらの接続が先の時間に行なわれる場合、これらはまた熱 処理あるいは付加的なシーラを通用することにより更に保護され得る。

プローブ１２の好ましい形状は、第５図に示されている形状１２Ａであり、ここ でプローブは延伸部材であり且つ複数の離間されたヒータ素子３４　Ａ乃至り及 び複数の離間された検知器素子３６Ａ乃至りを有している。この好ましい形状の 場合、ヒータ素子及び検知器は、デバイスに沿って交互に離間されており且つヒ ータ素子と検知器の数は腫瘍の寸法及び熱が適用される且つこれらの検知器が組 織温度を監視する距離に応じて必要に応じて変化し得る。ヒータ３４　Ａ乃至り の各々は、検知器３６　Ａ乃至りの各々がそうであるように１対の電気接続体を 有している。しかしながら、プローブ１２Ａにおける素子の配置の故に、これら の素子の全てではないにしても大部分のための接続体をプローブの周辺に隣接し て延設せしめ、これにより他方の素子のそばを通過するようにする必要がある。

図示のような構成の場合、これは、これらの素子と内部制御ユニットとの間に延 接する１６本のワイヤを提供しなければならないことを意味している。これはま た、内部制御ユニットが異なったヒータの各々を付勢するための別の手段及び異 なった検知器の測定値を受け且つ記憶するだめの別の手段を有し得ることを意味 する。

通常の場合において、これらのヒータ素子３４　Ａ乃至りの選択された１つのみ が治療目的のために１度付勢され、これらの検知器の選択された検知器は評価及 び他の目的のために温度出力を提供する。これは、読まれている検知器と付勢さ れているヒータとの間には比較的大きなスペースが存在し且つ読まれている検知 器は付勢されたヒ゛−タ素子からの直接的な熱によっては比較的少なく影響を受 けることを意味する。これはまた、監視されており且つ読まれている検知器温度 はヒータによるよりも検知器に隣接する組織の温度によって影響を受けることを 意味する。ヒータ素子のどれが付勢されるか及び検知器のどれが出力のために監 視されるかはこれらのシステムのプログラミングに依存し、外部コンピュータ２ ０３によって外部的に行なわれるプログラミングは、プローブに沿って異なった 位置に熱を発生するためにこれら幾つかの異なったヒータ素子を任意の所望の順 番で選択的に付勢することができ、特定の場合において、２つ以上のヒータ素子 を１度に付勢することも所望され得るが、これは内部バッテリソースの電流放出 を最小限にするために通常は避けられるプローブがうさぎの脳の中に置かれた１ つめ実験的応用例において、１つのヒータを作動するのに用する電流゛は　４３ ．０ミリアンペア台であった。２つ以上のヒータが明確に付勢される場合、電流 要求量はそれに応じて増大する。第３図に示すように１つのヒータ素子及び１つ の検知器を有するプローブを有することも可能であるが、斯かる構造の場合、検 知器素子即ちサーミスタは、周囲の組織の温度に関連してヒータ素子によって発 生される温度により不当に影響を受けるためこれは通常は好ましくない。

上記のようにプローブを治療する腫瘍の中に伸ばして移植するが、ケーブル１４ を患者の皮膚を通して外部制御ユニットまで延接せしめこれにより内部制御手段 と外部制御手段を１つのユニットに組み合わせることも実験的な目的のために意 図される。

これにより、システムを作動するのにより簡単な方法が可能になり且つ必要な外 科的手段を削減し且つ内部電源の他の必要性を不要にする。斯かるシステムは治 療を適用するのにより簡単な且つ恐らくより信頼的な方法を可能にするが、これ は患者と制御装置とを治療期間にわたって結合する。

加うるに、２つ以上の腫瘍又は腫瘍位置に同時に熱を発生したい場合と同じ制御 ユニットから２つ以上のプローブにおけるヒータ及び検知器を接続し且つ制御す ることが意図される。更に、プローブ１２　Ａは、第６図のプローブ１２　Ｂに よって示されるように直線以外の諸形状に形成し得る。斯くして、１人の患者に 対して２つ以上の型式のプローブを含む多（の配置、形状及び形のプローブを用 いることができ、本発明は、異なった腫瘍を治療するために異なったプローブ及 びプローブ構成を選択する可能性を与える。これにより、医者には癌患者の腫瘍 治療のより多くの選択権が与えられ、これはプローブが挿入され且つ取り除かれ た時と同じように患者に最小の外科的損傷を生じるデバイスを用いて行なわれる 。プローブを挿入する経路は、比較的とがった外科器具を用いて所望に応じて先 立って準備することができ、プローブの侵入の深さは腫瘍を正確に定位するため に公知の手段を用いて得られたデータからめることができる。

超音波データトランシーバ５０及び２３４は、内部制御ユニットと外部制御ユニ ットとのデータリンクを提供する。例えば、外部制御ユニットにおけるトランシ ー六２３４は、直列デジタルデータをデータ制御回路２１４から皮膚を通して内 部制御ユニットにおけるトランシーバ５０に送信される超音波エネルギのバース トに変換することができる。トランシーバ５０は、次に、このデータをプログラ ミングを含む内部制御ユニットの種々の機能を制御するために内部マイクロプロ セッサ５８による使用のために内部制御ユニットにおけるＬＩＡＲＴ　９８と互 換性のある直列デジタルデータに戻して変換する。ＲＡｌ’ｌ　９４は述べたよ うに、外部制御ユニットによってこの様式でプログラム可能であり、患者を外部 制御ユニットから離している間に高体温治療を受けさせることができる内部制御 ユニットの部分である。これは、本システムの重要な利点である。同様な様式で もって、内部制御ユニットにおけるトランシーバ５０は、ｔｌＡＲＴ　９８から の入力直列データを超音波エネルギのバーストに変換することができ、この超音 波エネルギは、外部制御ユニットにおけるトランシーバ２３４ニ受けられここで 直列デジタルデータに戻されて、この直列デジタルデータはコンピュータの処理 のためにデータ制御回路２１４に送られる。

外部制御ユニットは、説明したように、キーボード及びシステム全体のためのソ フトウェアを含む作動プ、ログラム・を含むシステムの部分である。外部制御ユ ニットはまた一般的に、パーソナルコンピュータ２０３等のコンピュータ、パワ ー制御回路部分２１２、データ制御部分２１４、外部パワートランスジューサ２ ２３及び外部データトランスジューサ２３５を含んでおり、これらは全て第２Ｂ 図のように接続されている。外部制御ユニットにおけるハードウェア及びソフト ウェアは、内部制御ユニットから受けられた情報及びデータの臨床学的分析を含 むデータの全ての臨床学的分析に影響し、入手できるプログラム及びデータに応 じて、両方がどのように進行するかについて決定を下す。コンピュータ２０３は 、外部制御ユニット２２の一部分であり、マイクロプロセッサ２００及びキーボ ード２０２を含んでおり且つまた、グラフィックモジュール２０４、陰極線管２ ０６、プリンタ／ブロック２０８、及びディスク記憶装置２１０を含み得る。こ れらは全て既製の品目であり得る。述べたような特性に加えて、コンピュータは また、必要となり得る如何なる臨床学的分析も行うために必要な周辺装置及びソ フトウェアを含む。外部パワー制御回路２１２は、コンピュータ２０３にインタ ーフェースし、パワー誘導子２２４における電流がコンピュータに含まれている 作動プログラムの制御の下でオン及びオフに切り換えられるように必要な復号回 路を含み、これによりまた、オペレータは臨床学的試験の長い期間中もパワー誘 導子２２４及び部材２３６及び２３８を取り除き且つ／又は再位置決めすること なく細流充電又は電力伝送を外部ユニットから内部ユニットに始動又は停止する ことができる。外部制御回路はまた、作動のモード及び内部及び外部制御ユニッ ト間の送信及び受信のシーケンスを制御するために必要な復号回路を含む。１つ のユニットから他のユニットに直列デジタルデータ受信及び送信を可能にするた めに必要なバッファ回路も必要となり得る。

パワー制御２２２を含み且つ皮膚を通して結合することによりパワーピックアッ プ４２に電流を誘導するために配設されている外部パワートランスジューサ２２ ３は、できるだけ軽量であることが好ましく且つ誘導子２２４が内部誘導子４４ に近くに隣接するように皮膚の外側表面に対して容易に位置決めされるべきであ る。結合を最大化して電力伝送効率を増大することによりパワーピックアップ４ ２への電流を最大化するために外部パワー誘導子２２４を適切に位置決めするた めの助けとして監視ルーチンを提供することが好ましい。

超音波送信／受信手段２３４を含む外部データトランスジューサ２３５は、コン ピュータ２０３からの入力直列デジタルデータを超音波受信器５４への送信のた めに超音波エネルギのバーストに変換する外部制御ユニットの部分である。外部 データトランスジューサ２３５は、内部制御ユニットから受けられた信号をコン ピュータ２０３への送信のための直列デジタル型に変換するように作動する。超 音波トランシーバ５０は、内部制御ユニット１６においていくらか類僚の機能を 果たす。

ソフトウェアの説明はまた本発明の理解を完成するのに必要である。ソフトウェ アは、問題のデバイスの外部制御部分におけるコンピュータ手段と関連しており 、内部制御ユニットがら受けられた情報を分析するために且つその分析及び評価 に従って且つキーボードの作動によってそれが受ける命令に従って内部制御ユニ ットをプログラムするために情報を提供するのに用いられる。集められた情報は また、所望に応じてヒータ手段とは独立して診断の目的に用いられ得る。例えば 、これらの検知器から得られるデータは、治療が必要かあるいは治療が首尾良く 行なわれたかを決定するために治療に先立っであるいは治療の後に状態を評価す るのに用いられ得る。ソフトウェアの種々の機能は典型的な治療状況と関連して 説明され、この説明の間第７Ａ図及び第７Ｂ図に示されているフローチャートを 参照すべきである。内部制御ユニットは患者に移植されており且つ適正に作動し ていることがこの説明において仮定されよう。電力が先ず外部制御ユニットに適 用されている時にこれらの状況下で、ソフトウェアは即座に初期設定試験ルーチ ンに入る。このルーチンの目的は、システムの適切な作動を検査することにあり 且つ継続しても安全な状態に達する前に特定の基本的な試験を実施することにあ る。この期間中、何らかの不首尾が検出され、特定の回路を監視することにより 患者の状態が危険であると決定された場合、全ての電力が即座にシステムから取 り除かれる。

斯かる不首尾は一般的に、無拘束あるいは過大ヒーク電流、開検知器回路短絡電 源、送信器手段あるいは受信器手段の故障、データ取扱い手段の故障、あるいは 電力結合手段の故障等の故障を含んでいる。これらの状態の下では、電流の適用 は何もヒータ素子３４に通用されない。一方、テストによってシステムが正常に 作動していることを示す場合、システム正常状態に達し、オペレータは作動の自 動モードあるいは手動モードを選択する必要がある。このようになされた選択に よって将来の作動の課程が決定される。

オペレータがキーボードにおける適切なキーを作動することにより手動モードの 作動を選択する場合、システムの全ての作動及び機能はオペレータの制御の下に あり、オペレータは次にシステム内に生じる全ての作用を常に監視しなければな らない。

オペレータはこの作業において、陰極線管２０６における表示によって且つ／又 はコンピュータの他の手段によって助けられる。

プリンタ２０８にこれら作動の記録がなされ且つディスク記憶装置２１０に記憶 され得る。手動モードの作動が選択される場合、オペレータは次に以下の７つの バラメークを先に進む前に選択しなければならない。即ち １．８ビツトデジタルアナログ変換器（ＤＡＣ）ワード。この２進ワードの選択 によってヒータ素子３４における従って治療されている腫瘍において発生される 温度が決定される。特定の８ビツトワードの選択によって、適当な温度表示ある いは定数を生成するためにルックアップテーブルに探査作動がおきる。

このシステムは試験の期間にわたって所望温度を表わすように選択された定数に 届まる。

２、　オペレータは適用されるように選択された温度に対する時間を選択する。

この時間はコンピュータ２０３に関連するキーボード２０２上の適切なキーを作 動することにより選択される。

３、　オペレータはキーボード２０２上の別のキーを作動することによりアナロ グマルチプレクサ６８に通用するためのアドレスを選択し、これによりオペレー タは適切な作動を確実にするために内部制御回路における任意のあるいは全ての 接続された内部試験ポイントを監視することができる。マルチプレクサ６８は回 路の種々の部分に接続されている８個の斯かる入力接続を存する状態で示されて いる。これら８個の接続の幾つかは第ｎ図に示されている実施例においては用い られていない。

４、　オペレータはサンプルデータがアナログマルチプレクサ６８から読み出さ れる頻度を決定する別のキーを作動する。

５、　キーボード２０２上の別のキーを押すことにより細流充電を所望に応じて 内部電源又はバッテリ３８に適用する。これが必要になる頻度はヒータ素子によ って且つ内部制御ユニット内のバッテリの特徴によってどの位の熱が発生される かに依存する。内部制御ユニットは、用いられるバッテリの型式に応じて、潜在 的に危険な状態あるいは再充電が必要であることを示す状態を示すのに十分な程 バッテリ充電が低下した時を知らせる手段を含み得るバッテリ３８に残る電荷に 応答するための手段を含み得るようにも意図されている。

６、　内部ＲＡＭ　９４がそれがアナログマルチプレクサ６８から受けるデータ を記憶するためにキーボード２０２キーの作動によって別の所要人力が生成され る。このように記憶されたデータは後に外部制御ユニットに戻されて評価するこ とができる。

７、　オペレータはまた、監視されている特定のデータをどこに行かせたかを決 定しなければならない。例えば、オペレータはデータをディスク２１０に送って 記憶するか、データをプリンタ２０８に供給するか、データをグラフィック表示 装置２０４に供給するか、且つオペレータはユニットに命令して情報を陰極線管 ２０６に表示せしめることができる。これは外部制御ユニットのコンピュータ部 分の入手可能な装置に依存する。

上記の作動及び選択の全ては手動モードにおいてなされ且つ内部及び外部ユニッ トが、誘導子４４及び２２４が互いに隣接し、且つ送信器及び受信器部分５２及 び５４が受信器及び送信器部分２３６及び２３８にそれぞれ隣接した状態で上記 のように互いに結合した時になされる。

上記の選択がなされて、オペレータがそれらの結果及び試験に満足した後、シス テムは開始命令が治療の実際の実施を開始することを要求する。Ｉ？ＡＭ　９４ がイネーブルされると、外部制御ユニット２２から命令が送られこれによりアナ ログマルチプレクサ６８の出力の全てを転流して内部制御ユニットＲＡ？ｌ　９ ４にエントリせしめる。細流充電作動が必要な場合、命令はまた外部パワートラ ンスジューサ２２３にも送られ、これによりこの作動を開始する。また、治療が 要求される場合、選択された８ビツト２進ワード又はバイトがデジタルアナログ 変換器５６に送られ、ヒータ素子３４の両端の通切な電圧を適用する。アナログ マルチプレクサ６８の抽出速度はまた、ポーリングシーケンスが必要か否かを見 るために検査され、必要でない場合カウントダウンが行なわれ、割り当てられた 時間が消滅したが否かを見るために検査が行なわれる。割り当てられた時間が消 滅した場合、ＤＡＣ５°６人力が取り除かれ、Ｔｉｍｅ　Ｅｘｐｉｒｅｄ表示が 陰極線管２０６に現われる。するとシステムはオペレータからの別の入力を待機 する。

割り当てられた治療時開が消滅していない場合、プログラムはループしてポーリ ングシーケンスが開始すべきか否かを見るために継続する。これが生じると、ポ ーリングルーチンは、上記のようにオペレータによって初期に選択されたこれら のマルチプレクサ入力を読み入れる。アナログデジタル変換器７ｏの８ビツト出 力は外部制御ユニット２２（又はＲＡＭ　９４）に送られ、これにより記憶され 且つ／あるいはオペレータに対して表示される。

このプロセスは時間が消滅するまで反復を継続する。これは、第７Ａ図及び第７ Ｂ図におけるフローチャートを参照することにより明白となろう。

オペレータが手動モードの代わりに自動モードを選択した場合、オペレータは次 に７個のパラメータではなく６個のバラン。

−タを先に進む前に選択しなければならない。自動モードにおいて選択されなけ ればならないパラメータは、１、最終温度−このパラメータは、°Ｃであるいは 他の任意の所望の温度で規定され、検知器３６の出力によって決定されるように 到達されることが望ましい腫瘍温度である。

２、到達温度−この入力パラメータによってソフトウェアは要求時間において所 望の腫瘍温度に到達するのに十分ヒータ素子３４の温度を上昇せしめるのに必要 な適正なアルゴリズムをソフトフェアに選択せしめる。

３、通用時間−腫瘍における所望温度に一旦達すると、このパラメータは選択さ れると、所望腫瘍温度が維持される時間の長さを確立する。

４、　所要サイクル数−このパラメータは治療の２つ以上のサイクルが必要か否 かを確立し且つ制御し生成される治療サイクルの数を更に規定し且つ制御する。

５、　サイクル間の時間−このパラメータはヒータ素子が消勢されるより多くの 治療ｖＪ闇を与え、腫瘍における周囲状態への期間が結果として生じる。

６、　データ周辺−このパラメータはどんなデータが記憶されるか且つ／あるい はオペレータに表示されるかを制御する。

自動モードに対する選択パラメータが完了した後、実施を開始するために開始命 令が必要となる。選択されたアルゴリズムルーチンが引き継ぎ、所望腫瘍温度を 生成するためにどの位の電力をヒータ素子に適用すべきかを決定する。この決定 は、検知器によって示されるような到達すべき所望温度に且つ所望温度に達する のに必要な熱通用の速さに主に基づく。これに影響する他の要因は、腫瘍の特性 及び人体の腫瘍からの熱を発散する能力を含む。一旦この決定がアルゴリズムル ーチンにおいてなされると、適当な８ビツト命令が、電圧をヒータ素子３４に通 用するためにデジタルアナログ変換器５６に送られる。アナログマルチプレクサ ６８は次に適当な時間においてポーリングされ、データが集められ、記憶され且 つ分析され、この手順は検知器３６によって決定される所望温度に到達するまで 継続する。所望腫瘍温度に一旦達すると、熱の適用の所望時間並びに検知器３６ によって決定されるように一定の温度状態を維持するべくデジタルアナログ変換 器５６の出力に対してなされる変化に基づいてカウントダウンサイクルが開始す る。２つ以上の検知器３６が用いられる場合これは、通用されるヒータ電圧を決 定するために検知器の８力を平均化することを含み得る。熱治療の適用のための 時間が一旦切れると、このサイクルパラメータが検査され、サイクルが終わった 場合、サイクルが終ったことを示す表示が現われ、オペレータは次に更にサイク ルが必要な場合更なる行動を開始するか治療サイクルはこの時点で停止すること ができる。更にサイクルが必要な場合、遅延期間がカウントダウンされ、これら のパラメータは再初期化され、別の状態表示が陰極線管２０６に置かれて、現在 の状態をオペレータに示す。所望の場合、完全なサイクル又は修正されたサイク ルの治療が再開される。

外部制御ユニット２２を用いてＲＡＭ　９４に指示命令を記憶することも本デバ イスを用いると可能である。これがなされる場合、外部制御ユニットを内部制御 ユニッ１−１６から結合を外すことができ、システムは、必要に応じて、電源３ ８の電力記憶容量及び回路パラメータを再検査し且つ両方における変化を導入す る必要性に応じて長期にわたりそれ自身の内部電源で作動することができる。

第７Ａ図及び第７Ｂ図は共に、問題のデバイスのフローチャートを形成しており 、上記の手動及び自動作動の説明と結び付けて考慮されるべきである。これらの フローチャートは、手動及び自動モードにおいてオペレータに可能な種々のオプ ションを識別するブロックを含んでおり、上記の説明によって当業者はこれらの フローチャートを理解できると信じる。

マルチプレクサ６８への入力は、図示の回路接続を含む種々の回路接続を含み得 る。これらは、試験の目的のためと且つ上記のように特定の回路状態を検査する ために用いられる。例えば、斯かる接続は超音波送信／受信手段５０に対してな されその作動特性を検査することができる。送信の強度及び情報の受信に応答し て同様の接続をなすこともでき、これは、内部及び外部ユニット間の結合が正し く行なわれているかどうか且つそれらの間の必要な通信を支持するのに十分であ るか否かを示す手段として用いられ得る。

本発明の最も重要な特徴の１つは治療されている腫瘍内の位置に且つヒータ素子 に発生される熱の全であるいは実質的に全てが腫瘍内に発生され且つ腫瘍を通っ て且つ熱ソース即ちヒータ素子から隣接の人体部分を通って外方に放射し、従っ て発生された熱はどれもあるいは実質的にどれも失われずあるいは非効果的にな らないように熱を導入する手段が配設されているという事実に置かれている。こ れは、仄辺の組織に損傷、を与える可能性が殆んどない状態で最も必要とされる 場所に熱が置かれることを意味する。これは、周辺の組織及び器官がそれに損傷 を生じ得る放射エネルギに暴露するために、放射線療法が適用される時は当ては まらない。脳腫瘍の場合、放射線療法はしばしば、治療領域に隣接する脳組織に 損傷を与えるという結果を起し、この損傷は一般的に医学的には回復され得ない 。これは、いかなる損傷的な放射線も生成せず且つ最も必要とされる領域に生成 される熱を集中せしめる本デバイスには当てはまらない。

更に、本システムを用いると、関連のヒータ及び検知器について任意の所望の数 のプローブを用いることができ、制限的な要因は一般的に、これらのヒータの全 てに十分なエネルギを供給する電源の容量である。再充電可能内部電源を用いる 場合、外部ソースに結合されていない時にデバイスが用いられ得る時間の長さは ある程度限定される。一方、外部ソースと直接結合することによりヒータ素子に 電力を供給するこζができる場合、長い治療にわたっても任意の数のプローブ及 び関連のヒータを用いることが可能となり得る。これは、大きな腫瘍の治療及び 同じ制御ユニットを用いて２つ以上の腫瘍を同時に治療するのに利点となり得る 。

でき、これらの検知器は、腫瘍の種々の部位に配置することができ、所望に応じ て、周辺の肉及びヒータ素子から離れた距離に配置することもできる。これによ り、ヒータ素子の効率及び治療されている領域における熱勾配を決定する可能性 が与えられ、これによりまた、治療が進行する時に生し得る熱放射速度の実際の データ変化を観察する機会が与えられる。例えば、腫瘍の熱放射速度は治療が進 行する時に変化し、患者の循環系の治療中に熱を運び去る能力が変化し、これは 、特に多数の検知器が用いられる場合に検出され得る。また、２つ以上の検知器 が用いられる場合、制御及び評価目的のために且っヒータ素子によって腫瘍に適 用される温度を決定する目的のために平均膿瘍温度を決定するために特定の公式 あるいはアルゴリズムが必要となり得る。従って、本デバイスは、人体腫瘍及び 他の器官の治療に対して、特に、他の公知の手段による治療が困難であり危険で あり且つ患者に対する損傷が最小限に抑えて問題のデバイスによって治療され得 る脳腫瘍の治療に対して強力な新規な様式又はオプションが与えられることが判 る。

本発明の別の実施例第８図に通常の作動環境の状態で示されている。この実施例 は主に、経皮的高体温用に設計されており、従って、本明細書では経皮的高体温 システム（Ｐ）Ｉｓ）と呼ばれるが、本システムに実施される本発明の中心的教 示は上記の移植可能システム等の他の高体温システム及び教示にも等しく適用可 能である。その好ましい形において、ＰＨ５は、４つの主なサブシステム、即ち 移植可能な組のプローブ３００、外部制御システム（ＥＣＳ）　３０２、コンピ ュータ制御システム３０４、及び臨床データ記録周辺装置（ＣＤＲＰ）　３０６ から成っている。各々が熱放出ソースを含んでいる多数のプローブ３００は、腫 瘍の容量的加熱のために所定のパターン３０８（第１０図にも図示）でもって腫 瘍内に間質的に移植可能である。後により詳細に述べるように、’　ＥＣ３３０ ２はケーブルアセンブリ３１０及びマニホルドコネクタ３１２を通して関連のプ ローブのアレイに取り外し可能に接続されており、これにより治療期間の間で患 者の移動度を向上している。

コンピュータ制御システム３０４内の温度制御プログラムと結び付いて、ＥＣ５ ３０２は腫瘍環境内のサーミスタによって検知される温度に応答してプローブ内 の熱放射阻止の付勢及び消勢を制御する。ＥＣ３は、これから述べられるように 、上記の温度制御機能のための且つ内蔵式試験、安全検査、及び自動補正のため のアナログ及びデジタル通信及び制御回路を含んでいる。コンピュータ制御シス テムは、キーボード３１６及び陰極線管（ＣＲＴ）モニタ３１８を装着しており 且つＥＣＳのための且つＣＤＩ？Ｐのための全ての作動プログラムによってプロ グラムされているＩＢＭ　ＰＣであることが好ましいコンピュータ３１４を含ん でいる。コンピュータとＥＣ５Ｏ間の通信のためのインターフェースユニット３ ２０が配設されている。コンピュータ３１４における内蔵式試験プログラムの制 御の下で、ＰＨ３はＥＣＳ回路の全ての臨床学的パラメータを連続的に監視し且 つ試験する。医学的且つ技術的分析のために種々の治療パラメータの記録及び記 憶を可能にするためにＣＤＩ？Ｐ３０６内にハードディスク、ストリップチャー トレコーダ及びカラーＣＲＴが配設されている。

これらのプローブは、造像システムをプローブの配置の案内に用いて、容量的加 熱のための所定のパターンでもって腫瘍内に定位的に配置される。これに関して 、本発明の好ましい実施例は脳内に高体温を生成するための方法及び装置につい て述べられているが、本発明は上に骨があるとか繊細な器官がある故に容易に触 れることができない部位を含む首、胸腔、人体の長骨あるいは他の問題部位にも 適用可能であることを銘記すべきである。プローブのイメージに基づいた定位的 配置は、移動可能患者枠に軸的に整合されている水平円筒状スロートを有するガ ントリを有する型式の造像システムによって達成される。コンピユータ化された 断層撮影（ＣＴ）ス°キャナは斯かる造像システムの周知の形であり、従って好 ましい実施例の説明のために本明細書では参考として用いられるが、Ｘ線フィル ム、Ｘ線透視、磁気共鳴造像、電磁造像及び超音波法等の他の造像システム及び 技術も用いられ得る。第９図は、本発明に従ってプローブの定位的配置に用いる ための所定の位置に置かれた支持フレームを有する患者枠の上に寝ている患者の 頭頂図を示している。示された図の中で、６個のプローブ３００が脳］］１！＄ ３２１の中に延設されているのが見える。第９図の線１０−１０に沿ってとられ た断面図、即ちプローブ３００のアレイの軸方向図である第１０図に図示されて いるようにこの例では合計１６個のプローブの内地の１０個のプローブは第９図 の背景からは隠されている。腫瘍の塊３２１の回りを直接包囲している頭蓋骨部 分３２３のみが図示されており、第９図の最前面がこの図面の上部に図示されて いる。第１０図は、示されている腫瘍３２１の容量的加熱のための好ましいプロ ーブパターンを示している。本明細書に用いられているように、容量的加熱とは 、目標とする塊の全体の容積を最低温度の上に加熱することを意味する。その結 集体じるプローブに対して垂直な平面における温度分布は、後に更に述べられる ように第１２図に示されているような種類である。

患者の頭の支持枠は頭部を囲んでおり且つその下端を３２４で全体的に示されて いるリングマウントに締めつけられているリング状部材即ちリング３２２を含ん でいる。アダプタ３２６がリングマウント３２４を患者枠の上端３２８に取り付 けている。リング枠を患者枠に切り付けるための構造の詳細は本明細書に参照と して引用されているバービニール他による米国特許第４．３６０，０２８号に開 示されている。第９図及び支持枠の斜視図を表わしている第１１図に合わせて参 考すると、この支持枠は、スペーサ３３４及びプラスチックシェル３３６によっ てそれぞれリング３２２に取り付けられている上支持ロット３３０及び下支持ロ ア）３３２を含んでいる。上支持ロット３３０はノブ３３８に機械的に連結され ているスペーサ３３４にねし込可能に係合している。各上支持ロフト３３０は一 方の端部に枢支的に取り付けられているプラスチッククッション３４０を有して いる。患者支持ロット３３２は各々、シェル３３６にねじ込可能に係合されてい るねじ込シャフト及び図示のように一方の端部に取り付けられている円錐状クッ ション３４２を有している。

支持枠はまた、リング３２２に摺動可能に取り付けられている型板キャリッジ３ ４４を含んでいる。キャリッジ３４４をリング３２２上に好ましい位置に締め付 けるために２つのテンションノブ３４６が配設されている。型板３４８がリング ３２２の平面に対して垂直の方向に型板キャリッジ３４４を通して延接されてい る内腔３５２内に回転可能に且つ摺動可能に取り付けられている円筒状延長アー ム３５０に取り付けられている。延長アーム３５０を内腔３５２内型板３４８は 、放射線透過は材料から形成されており且つプローブの案内のための穴３５８の アレイ並びに造像システムによって生成される任意の特定の像における型式の配 向の光学的にコード化された識別のための１組の突３６０を配設されている主型 板ブロック３５６を含んでいる。穴３５８及び３６０は全て、型板ブロック３５ ６を通ってその上面３６２に対して垂直な方向に延設している。型板３４８は更 に、円筒状延長アーム３５０に対する型板３４８の垂直移動のだめの１対のスロ ット３６４を更に含んでおり、型板は１対のボルト３６６及びそれにそれぞれに 取り付けられている１対のウィングナツト３６８を有する延長アーム３５０に固 定されており、これらのスロットの各々にはボルト３６６の頭部を束縛するため に座部３７０が配設されている。作動において、患者が頭部が支持枠内で所望の 状態で配向され、支持され、且つ束縛された状態で所望の位置に患者枠に寝かさ れると、型板３４８はリング３２２上の型板キャリッジ３４４の調節及び型板キ ャリッジ３４４の内腔３５２内の円筒状延長アーム３５０の調節並びに型板のス ロット３６４内のボルト３６６の位置の調節によって腫瘍に対して所望の位置及 び配向に移動する。後により詳細に述べられるように、型板が一旦配置されると 、治療される腫瘍の所定の定位と同じ線上に患者の頭蓋骨を通して進入穴を穿孔 するための案内として用いられ、次にプローブが穿孔された穴の各々を通って挿 入されることにより間質的に移植される。

上記の経皮的高体温システムは、第１３図及び第１４図に図示の型式のプローブ のプレイと共に用いるのが好ましい。この移植可能プローブは、腫瘍内に直接移 植される半硬質３８０、人体の外側に届まる柔軟部分３８２、及びマニホルド接 続部クに解除可能に噛み合うだめのコネクタ部分３８４からなっている。この半 硬質部分３８０は、移植のための所望のための所望柔軟性と均衡のとれた挿入の ための適切な硬度を与えるように設計されている。この柔軟部分３８２によって マニホルド接続部からのトルク伝達を最小限に抑えることによりプローブに隣接 する組織への損傷が防止される。プローブは組織の乱れ、重要構造の変位又は破 壊、及び血管への損傷を最小限に抑えるためにできるだけ最小の直径でもって設 計されており、しかも許容可能な表面温度で熱を十分に導通ずる程度に十分大き く設計されている。プローブの先端３８６は、先端が組織の進入の点を選択し、 プローブの他の部分が同じ径路をたどって、組織の歪み及び血管に対する損傷を 最小限に抑えるようにするためにテーバ状になっている。

プローブは熱エネルギを腫瘍環境に導入する媒体を提供する。

プローブの半硬質部分３８０内には、円筒状熱伝導性プラスチック（ポリカーボ ネートが好ましい）管３８８があり、この回りには抵抗発熱ワイヤ３９０が巻か れており、この中には正確なサーミスタ３９２が配置されている。抵抗発熱素子 は管３８８の伝導材を通してサーミスタを直接加熱する。発熱素子及びサーミス タは半硬質及び柔軟部分を通して端部のコネクタ部分３８４に延設している絶縁 電気ワイヤによって外部制御システム回路に接続されている。より詳細には、ヒ ータ３９０は、一端をコネクタ端子３８４ａに接続せしめており且つ別の端部を 端子３８４ｂに接続せしめており、サーミスタ３９２は一方のリードを端子３８ ４Ｃに接続せしめており且つ別のリードを端子３８４ｄに接続せしめており、そ してサーミスタ３９３は一方のリードを端子３８４ｄに接続せしめておりそして 別のリードを端子３８４ｅに接続せしめている。脳腫瘍において有用であると判 っているおおよその典型的なプローブの寸法は以下の通りである。即ち半硬質部 分は９乃至１２ｃｍ、柔軟部分に対しては５σ、ヒータコイルに対しては１乃至 Ｉ　Ｑ　ｃｍ　、及びプローブの外径に対しては２．２ｃｍとなっている。

プローブの半硬質外シーズ部分３８０は、熱伝達及び温度応答特性の必要のため に高密度ポリエチレン材又は他の適当な伝導材料から構成されている。半硬質部 分はまた、通過する熱を緩衝、これにより外面にわたるより均一な熱分布を可能 し、ワイヤに巻かれたヒータの影響を少なくする。外シーズの熱バツフア効果に よって更に、血管及び組織が高温度から保護される。

外シーズからの熱伝達が増大すると、外面の温度がヒータ温度に対して減少する 。主血管がプローブに隣接しているような場合、熱伝送が外シーズによって制限 されるため過大な熱が流れている血液に伝わることがない。しかしながら、正常 に潅注された即ち典型的な腫瘍組織内では、表面温度が上昇し注意深く制御する ことができる。表面温度が送られる電力及びプローブの物理的特性から計算する ことができる。

あるいは、プローブはヒータプローブ及び遠隔検知器プローブとして構成され、 これらのヒータプローブは各々ヒータ及びヒータサーミスタを有しており、検知 器プローブは各々組織サーミスタのみを有している。一方、第１４図の実施例の 場合、組織サーミスタはヒータコイルから比較的遠隔に配置されており、検知器 プローブにおける組織サーミスタはプローブ先端に隣接する中心内腔の遠位端に 配置されており且つプローブの継軸の中心に置かれている。内部配線は、２つの サーミスタを有するプローブの所で上記に述べたと同じであるが、４つの別々の 端子を有するヒータプローブがヒータコイルとヒータサーミスタの各々のリード に対して１つずつ配設されており、検知器プロ−ブ内には２つの端子のみが、組 織サーミスタの各リードに対して１つずつ配設されている点が異なる。これらの 検知器プローブは、中間温度を測定する目的のために、互いに等間隔に離間され ている３つのヒータプローブから等しく離間されている位置に移植されるのが好 ましい。

移植の後、これらのプローブは治療中の移動又は運動を防ぐために外部構造によ って固定される。１つの実施例は、これらのプローブが配置される時に通る且つ 次にプローブが固定される皮膚に、シート材を、例えば機械的固定ブラケットあ るいはこれらのプローブをシートに固定する化学セメントによって取り付けるこ とである。あるいは、焼き石膏あるいは水活性ポリウレタン等の成形材料をプロ ーブの回りにおいて、全てのプローブが所定位置におかれた後活性化させる。第 ８図を再び説明すると、これらのプローブは次に、コネクタ３１２等のマニホル ドコネクタにまとめて接続され、コネクタの各々は個々のＥＣＳに接続され、Ｅ ＣＳは別々のインターフェースユニットを通ってコンピュータ３１４に結合され ている。開示された実施例の場合、各ＥＣＳ及びその関連のマニホルドコネクタ は８個までのプローブに係合され、従って、多数の外部制御システム及びマニホ ルドコネクタが９個以上のプローブによる治療を必要とする場合に用いられる。

これらのシステムは、主及び従の組合せに構成されるのが好ましく、本明細書で は主ＰＨＳ及び従ＰＨ５として関連のプローブを有するＥＣ５の代替構成が参照 される。各軸は、その関連の主、全てのＥＣ５のようにコンピュータインターフ ェースにも接続されている。他に示されていない限り、本明細書の説明は主及び 従に等しく適用される。ＥＣ３３０２及びマニホルドコネクタ３１２を相互接続 するケーブルアセンブリ３１０は、解除可能接続をマニホルド３１２に提供する ゼロ挿入力（ＺＩＦ）カードエツジコネクタ３１３に中間カップラー３１１を経 由して接続されているケーブル３０９を含んでいる。第１５図の分解図に図示の ように、ているように、各プローブに対して１つの列で各々５つの端子の８個の 角度的に離間された列でその１つの表面に取り付けられている４０個のスロット 付端子４０２を存する基板４００を有している。基板４００には、各端子４０２ からＺＩＦコネクク３１３に機械的且つ電気的に噛み合うようになっている印刷 回路エツジコネクタ４０４のそれぞれの端子への別々のトレースを有する２面印 刷回路（図示せず）が配設されている。これらのプローブは、この目的はのため に基板に配設されている３つのねじ込穴４１０に係合されている３つのナイロン ボルト４０８によってスロット付端子の頂部に固定されているプレキシグラス［ Ｆ］カバー４０６を有するコネクタ回路基板のスロット付端子に所定位置に保持 される。

あるいは、別々のマニホルドコネクタがヒータ及び検知器プローブに用いられ、 各ヒータプローブコネクタは各々４つの端子の４つの平行線に配置されている上 記の型式の１６個のスロット付端子を有しており、４つのプローブの各々に対し て１つの線を有している。同様にして、各検知器プローブコネクタは、４つのプ ローブの各々に対して１本の線で各々２つの端子の４つの平行線に配置されてい る８個のスロット付端子を有している。２つのヒータプローブ及び２つの検知器 プローブを各ＥＣＳに接続することができ、従って各ＥＣＳに対するケーブルア センブリは、一本の多導体ケーブルによってＥＣ３に接続されており且つ４つの マニホルドコネクタにつながっている４つの多導体ケーブルに個別的に取り外し 可能に接続されている四方カップラーを含んでいる。取り付けられた電気的ケー ブルからの干渉を受けることなしに移植されたプローブのマニホルドコネクタへ の手動接続を容易にするために、付加的な電気コネクタが後者の４つのケーブル の各々のマニホルド端に配設されている。

型板３４８の主型板ブロック３５６が案分比例で書かれた型板ブロックの平面図 である第１６図に且つ第１６図の線１７−１７に沿って取られた型板ブロックの 断面図である第１７図により詳細に示されている。型板ブロック３５６は、長さ が約４．４インチ（１１，１８ｃｍ）、幅が３．４インチ（８，６４ｃｍ）及び 厚さが１インチ（２，５４ｃｍ）であることが好ましい。穿孔穴３５８は容量的 加熱を容易にするために所定のパターンで配置されている。より詳細には、これ らの穴は、連続する正三角形、あるいは言い換えれば各々の完全な六角形４２４ の中心の中心穴３５８ａを有する六角形パターンに配置されてしいことが判って いる。プローブの移植中に発生するＣＴイメージの型板の特定の列を識別するた めの光学的コードとして５つの種類の案内穴３６０（第１６図に図示の種類Ａ− Ｅ）が配設されている。第１７図に示すように、これらの案内穴は、端ぐり大深 度によって以下に表わすように、ベース穴直径４２ｏ（約０．０６インチ（０， １５ｃｍ））と端ぐり穴４２１（直径が約０．１インチ（０，２５４ｃｍ））の 組合せによってコード化される。

一プ［一端左力広− Ｂ　Ｏ，２５０インチ（０，６３５ｃｍ）ＣＯ，５００インチ（１，２７Ｃｌ０ ）Ｄ　０．７５０インチ（１，９０５ｃｍ）Ｅ　スルーホール 第１６図の上部に見られるように、型板はまた、列に配置されている４つの整合 穴４２２を含んでいる。これらの整合穴は、レーザー整合ストリップ（図示せず ）を型板の各側面に締め付けるために用いられるねじを受けるようにねじ切りさ れている。

穿孔穴３５８のパターンは、列整合穴４２２に並列な１０個の列を含んでおり、 穿孔穴３５８の各々の列はそれに整合されている１組の案内穴３６０を有してい る。第９図及び第１１図に示すように支持枠に取り付けられると、各列はリング ３２２の平面に対して平行になり、これにより使用中にＣＴの走査平面に対して 平行になる。

各ＣＴスライスの中に穴の列が見えるように型板が配置され、個別のスライスは コード化された穴３６０の助けによって区別される。所望の治療容積における高 体温の発生のために、型板に対して、侵入の所要深度を測定するのにＣＴが用い られ、頭蓋骨に小さな侵入穴を穿孔するのに用いられるドリルビットを案内する のに型板が用いられる。これらのプローブは次に型板を通して脳１１１Ｕｋの中 に置かれ、型板の穴の分離に対して束縛され、その結果移植されたプローブの並 列な配置が得られる。侵入に対して抵抗を有する固体組織を含む応用において、 プローブの配置のための径路を作るためにトロカールが用いられる。トロヵ−ル は、プローブを支持するための管、正しい侵入深度を補償するための見出し及び プローブ支持管が退去している間にプローブ配置を保持するだめの取付具を含む ことが好ましい。

より小さな寸法の腫瘍に対しては、これもまた時分比例で書かれた第１８図乃至 第２０図に示されているようなより小型の型板ぞれ約３．９インチ（９，９１０ ）及び３．４インチ（８，６４ｃｔ）の最大長さ、及びそれぞれ約２．６インチ （６，６ｃｎ＋）の最大幅を有する。型板ブロック３５６′及び３５６”は両方 共、第２０図の断面図に図示のようにテーパー状になっており、約１インチ（２ ，５４ｃｍ）の最大厚さを有している。これらの型板ブロックは、型板ブロック ３５６（第１６図）の穴パターンの省略された形を有しており、列識別のために 同じコード化技術を用いているが、図示のように穴が少ない、端ぐり大深度によ って以下に表わされるように、上記の同じペース及び端ぐり穴直径の組合せによ ってコード化される４つの種類の穴３６０”及び３６０”がある。

Ｂ　Ｏ，１２５インチ（０，３２ω） ＣＯ，２５０インチ（０，６３５ｃｍ）Ｄ　０．３７５インチ（０，９５ｃｍ） 型板ブロックのテーバ状の断面は、患者の頭蓋骨の場合に遭遇するような傾斜面 に対しての位置決めを容易にする。型板ブロック３５６は、型板ブロックの中心 から下方にテーバ状になっているくさび部分をその下側に有し得ることも意図さ れる。くさびは、部分的にあるいは型板ブロックの下側の全体にわたって縫方向 にあるいは横方向に延設することができ、くさびの下エツジは型板ブロックの両 側の片方の平面に置かれるかあるいは型板ブロックを通る他の特定の垂直平面に 置かれ得る。

ここでＥＣＳ　３０２を第２１Ａ図及び第２１ＢｌｌＺに基づいて更に詳細に説 明するが、第２１Ａ図及び第２１．Ｂ図は共に第８図に示されているシステムの 電気的略凹を形成しており、この略図はプローブ３００、コンピュータ３１４、 キーボード３１６、モニタ３１８及びＣＤＲＰ３０６を含んでおり、そして更に これから述べられる様式で主ＰＩＩＳとして作動するＥＣＳ　３０２によって関 連光学断路器４５２を通して制御される従ＰＨＳ　４５０を含んでいる。ＥＣ５ のだめの命令及び制御信号がコンピュータのポー）Ａ及びＣから光学断路器４５ ４を通してデジタルアナログ変換器（ＤＡＣ）回路４５６及び制御復号器４５８ にそれぞれ供給され、一方フイードバンク及び状態信号がアナログデジタル（Ａ ／Ｄ）変換器４６０及び状態バッファ４６２から光学断路器４５４を通してコン ピュータのボートＢに結合される。後に述べられるように、ボート八からの８個 の出力ラインの内５個はまたＡ／Ｄ変換器４６０への入力の選択のためにＭｔｌ ＸＳＥＬラインを通してアナログマルチプレクサ（ＭｔｌＸ）４６４に接続され ている。ＤＡＣ回路４５６は、個々のヒータ命令電圧の発生のために、ダーテル ＬＩＰ８Ｂであることが好ましい８ピツ）　ＤＡＣ１及び各ヒータ３９０のため の出力パワー増幅器を含んでいる。ＤＡＣのデータ入力は、ボートＡからのデー タバスに並列に接続されており、個々のＤＡＣローディングが制御復号器を通し てイネーブルされる。ヒータ命令電圧ラインは別々であるが、図面を簡単にする ために第２１Ｂ図では１本のバスとしてまとめて表わしてあり、これに応じて、 ブロック４６６は、バスの中の各ラインに別々に与えられる型式の１つの回路と して表わしている。回路ブロック４６６への１つのライン接続は、この中の全て の回路への共通の接続を表わしている。ＩＩＩ　Ｖセミコンダクター社市販のＴ Ｓ’Ｍ　３９１５型であることが好ましい個別棒グラフがＤＡＣ回路４５６から の各ヒータ命令電圧出力ラインのための棒グラフ回路４６８に与えられている。

個々のヒータ電圧（）ＩＴＲＶ）、ヒータ電流（）ＩＴＲＩ）、及びヒータサー ミスタ（ＨＥＡＴＥＲＴＩＥＲ門）３９２及び組織サーミスタ（ＴＩＳＳＬＩＥ 　ＴＨＥＲ？り３９３によってそれぞれ測定されるヒータ及び組織温度を含む治 療に関連する種々のパラメータがＰＨ３によって監視される。）ＩＴＲＶ検知回 路４８４は、各ヒータ命令電圧ラインのための１つの電圧分側器を有する減衰器 である。ヒータ電流検知は、各ヒータのための１オーム電流検知抵抗をアナログ グラウンドへの終端抵抗として有し且つその入力を電流検知抵抗に且つその出力 をＭＬＩＸ　４６４に接続せしめているバッファ増幅器を有する１（ＴＩ’ｌｌ 検知回路４８６によって行なわれる。補正目的のために、３つの参照電圧が電圧 参照（ＶＲＥＦ）回路４８８の１つの１０ボルト参照値から引き出され、そこか らＭＵＸ　４６４に供給される。　ＥＣＳは、本明細書に述べられているように 全ての必要なりＣ電圧の発生のための電源（図示せず）を含んでおり、また、電 源における種々の状態を監視するためのパワーモニタ４９０を含んでいる。これ らの状態の１つである電源温度に対して、このパワーモニタは、アナログ及びデ ジタル指示の両方を発生し、アナログ値がＭＵＸ　４６４に供給される。周期的 に、上に識別されたパラメータの各々がＭＵＸ　４６４を通して選択され、選択 された値は、Ａ／Ｄ変換器４６０においてデジタル値に変換され、光学断路器４ ５４を通してコンピュータのボートＢに結合される。ＭＩＸ　４６４ヘノ？１ｔ ｌＸＳＥＬ及びＭＵＸＣＬＫ制御ラインを用いてパラメータ選択がなされる。Ａ ／Ｄ変換器４６０は、状態へソファ４６２と並列に接続されているダーテルＡＤ Ｃ−ＥＴ８Ｂ等の８ビツト３状態デバイスであることが好ましく、状態バッファ ４６２もまた８ピッｌ−３状態デバイスであることが好ましい。Ａ／Ｄ変換器４ ６０は、２つの制御ライン４７０を経由して制御復号器４５８を通して制御され 、これらの制御ライン４７０の一方は変換を始動する開始入力に且つ他方は変換 器出力の制御のためのイネーブル入力に接続されている。Ａ／Ｄ変換器のとジー 状態はは、１つの出力ラインによって状態バッファ４６２に伝えられる。

状態バッファ４６２は、３状態出力及び別々のバッファイネーブル入力を有する １組の３つのオクタルハッファである。状態バッファへのデータ入力は第２１Ａ 図に示されており、バスは多数の信号ラインを表わすのに適当なように用いられ る。ＯＴＥ？ｉＰ信号は、ヒータ過温度（ＨＴＲＯＴＥＭＰ）状態に応答して個 々に発生される警報信号である。ＰＷＲ？ｌＯＮ状態信号は、電源における温度 及び電圧の状態を表わしており、マニホルド接続（ＭＡＮＣＯＮＮ）状態はＭＡ ＮＣＯＮＮ信号によって示される。ＬＡＴＣＨ信号は、これから述べられるよう に、他の状態信号のラッチされたサンプルである。

ＲＥＬＥＡＳＥＤ及び？１ＲＬＹ状態信号は、全てのプローブに対して主制御を 行いまた従Ｐ）Ｉｓ　４５０の制御のための制御信号（ＲＥＭＯＴＥＴＸ）を発 生する主制御回路４７２における特定の状態を示す。光学断路器４５２を通して の従ＰＨＳ　４５０からの帰還信号（ＲＥＭＯＴＥＲＸ）は、主制御回路に結合 され、また状態バッファに供給される。状態バッファはまた、第２１Ａ図に示す ように、監視タイマ４７３、治療ランプ（ＴＲＥＡＴ　ＬＡＭＰ）回路４７４、 治療制御（ＴＲＥＡＴ　Ｃ０ＮＴＲ０Ｌ）回路４７５、及び停止ランプ回路４７ ６から状態信号を受ける。監視タイマは、制御されないＥＣＳ作動に対して保証 するのに用いられる。即ちコンピュータからの必要な周期的入力が受けられない 場合システム運転停止が行なわれる。治療ランプ回路４７４、治療制御回路４７ ５、及び停止ランプ回路４７６は、ＥＣＳ作動を開始し、停止し且つ監視するの に用いられる制御スイッチ及びインジケータランプを有する。

ＥＣ５のための制御信号の大部分は第２１Ａ図に示すように制御復号器４５８を 通して結合されている。ＤＡＣ回路４５６及び状態バッファ４６２のための制御 ラインは既に説明されている。ＲＥＬＥＡＳＥライン及び２つの主リレー制御（ ＭＲＣＯＮ）ラインは、これから説明されるように、主制御回路における特定の 論理回路をイネーブルし、設定し且つ明確にする目的のために主制御回路４７２ に直接接続されている。制御及びインジケータ回路４７３．４７４．４７５及び ４７６は全て、既に説明されているように状態バッファ４６２に接続されている 出力を有しており、更に、制御復号器４５８に接続されている制御入力を有して いる。監視タイマ４７３は、トリガ（Ｔ又はＤＯＧＴＲＩＧ）信号及びセット（ Ｓ又はＤＯＧＳＥＴ）信号を受け、他方の制御及びインジケータ回路の各々はセ ット（Ｓ）入力及びクリア（ＣＬＲ）入力を有している。ＤＯＧ及び５ＴＯＰラ インは更に、これから説明されるように、付加的な制御ラインとして主制御回路 に結合されている。制御復号器４５８によって与えられる付加的な制御ボライン は、ＭＩＮＸ　４６４におけるパラメータ選択のためのＳＵＸ　ＣＬ　Ｋライン 、及びＨＴＲＯＴＥＭＰ回路４８２の制御のために与えられている過温度制御（ ＯＴＥ■ＰＣ）ラインを含んでいる。

これらのプローブへの全ての電気的接続の共通制御として主リレー４８０が配設 されている。これは、いかなるマニホルドコネクタも断接することなく患者の完 全な電気的隔離を可能にし、これにより付加された余裕のある安全性が与えられ る。第２１Ｂ図に示すように、各ヒータ３９０の両端はヒータリレー４９４に接 続されており、各サーミスタの一端はサーミスタリレー４９６に接続されており 、各サーミスタの他端は主リレーの一方の端子に接続されている。各サーミスタ リレーの端子は？１ｔｌＸ　４６４の入力への個々の接続を有しており、また関 連サーミスタのためのグラウンドへの終端抵抗（図示せず）も有している。図面 には図示していないが、マニホルドコネクタは、既に述べられているように、各 プローブ３００とＥＣＳ回路との間に電気的に配置されている。ヒータリレーの コイル（Ｃ）は両方共、ＥＣ３の制御回路に接続されている。斯くして、ヒータ の過温度状態に応答して主リレーがあるいはヒータリレー帰還（ＨＲＲＴＮ）ラ インが高（論理１）状態を）ＩＴＲＯＴＥＭＰ回路４８２によって決定されるよ うにとると任意のヒータのヒータリレーが開く。これらのサーミスタリレーは、 主リレーのみによって制御され、各サーミスタリレーコイルの一端は接地されて いる。主リレー自体は、＋５ポル）ＤＣに接続されている一方のコイル端を有し ており、主リレー帰還（ＭＲＲＴＮ）ラインを通して主制御回路により制御され る。主リレーが閉じ且つ過温度状態がないと、各ヒータは、そのそれぞれのヒー タ命令電圧ライン及びＨＴＲＩ検知ラインに接続され、各サーミスタ共通接続は 、ＶＲＥＦ回路４８８に接続され、各サーミスタの他端はそのそれぞれのマルチ プレクサ入力に接続される。

Ｅ　ＣＳ　”Ｑ源における温度及び電圧状態は、上記に示されたアナログ及びデ ジタル信号を発生するパワーモニタ４９０によって監視される。マニホルド検知 回路４９２は、マニホルドコネクタの状態を検知し且つ上記に示されたＭＡＮＣ ＯＮＮ信号を発生する。

光学断路器は、コンピュータ制御システムとＥＣＳとの間に完全な光学断路を作 る。第２２図は、コンピュータのボー）Ａ及びＣからの出力信号のために提供さ れている光学断路のための基本的建築ブロックを示す。この回路は、７４ＨＣ１ ４シユミツトトリガ５０４に接続されているＴ１．Ｑ２光学断路器５０２に接続 されている７４）１ｃＯ４インパーク５００を含んでおり、更に、図示のように 適当なプルアンプ抵抗を含んでいる。図示されているものを除くと、ＥＣＳにお ける全てのレジタル論理はＨＣ）’ＩＱｓである。これらの回路の１６個が各Ｅ ＣＳに配設されており、ポートＡのビンＯ−７及びボー）Ｃビン０−７の各々に 対して１つずつ配設されている。第２３図に示すように、同様の断路回路がボー トＢへの入力信号に対して配設されている。この回路は、第２２図に示すものと 同じ型式のインバータ及び光学断路器を含んでおり、更に２つの４ビツトランチ ５０６を含んでおり、このラッチの一方はその４つの入力の１つが光学断路器か らきている状態で第２３図に示されており、他方のラッチはその３つの入力が最 初の入力に同等であり、従って説明の簡潔を期すために図示されていない。ラッ チの状態は、コンピュータのポートＣのビン６によって制御さされ、コンピュー タは一対のインバータ及び構成ジャンパーを通して各ランチのイネーブルライン （ＯＥ）に接続されている。一方のジャンパー接続は主ＰＨＳに対してなされて おり、反対のジャンパー接続は従ＰＨ３に対してなされており、これによりコン ピュータポートＣのビン６の制御の下でコンピュータボートＢからの選択可能通 信を可能にする。合計８個のラッチされた出力ラインが配設されており、ボート Ｂの入力端子０−７の各、々に対して１つずつ配設されている。第２１図にブロ ック図の形で且つ第２４図に略図で示されているように、主ＰＨＳであるＥＣＳ 　３０２と従ＰＨ３４５０との間にも光学断路が行なわれている。ＲＥＭＯＴＥ ＴＸラインはインバータ、光学断路器、及び第２２図に示されている型式のシュ ミットトリガによって入力ラインから従ＰＨ３に絶縁されており、同様にして、 ＲＥＭＯＴＥＲＸラインは一方の出力をジャンパーラインに直接接続せしめてお り且つ別の出力をインバータを通してジャンパーラインの別の端子に接続せしめ ているシュミットトリガに結合されている光学断路器によって従ＰＨ３の出力ラ インから絶縁されている。第２４図はまた、第２２図及び第２３に示されている 型式の回路と共に従ＰＩ（Ｓの光学断路器回路を構成している光学断路器４５２ の内部回路を示すことを銘記すべきである。

状態バッファ４６２は、第２５図に示すように並列に接続されている３状態出力 を有する３つの７４ＨＣ２４４オクタルバツフア５１０からなっている。第２１ Ａ図に示す状態バッファ制御入力（Ｃ）は、個別のバッファイネ−プリングのた めに制御復号器４５８のそれぞれの出力に接続されている３つのバッファネーブ ルラインＯ１１及び２　（ＢＥＯ，ＢＥＩ及びＢＦ２）を有している。ＴＲＥＡ Ｔ信号は治療制御回路４７５の出力であり、ＴＦＩＥＡＴＬＭＰ信号は治療ラン プ回路４７４からきており、ＡＤＢ［］ＳＹ信号はＡ／Ｄ変換器４６０から来て おり、ＰＳＴＥ門Ｐ及びＰＳｖ信号は第２１Ａ図において言及されるＰＷＲＩ″ ＩＯＮ信号であり、ＯＴＥ？ｌＰ信号１−８及びＬＡＴＣＨ信号１−５は、第２ １Ａ図のそれぞれＯＴＥ？ＩＰ及びＬＡＴＣＨ信号であることが了解されよう。

第２６図について説明すると、制御復号器４５８は、それらのアドレス入力がコ ンピュータポートＣのビン０．１．２及び３に（光学断路器４５４を通って）並 列に接続されている３つの１４ＨＣ１５４４対１６復号器５２０を含んでいる。

コンピュータポートＣのビン７は、これらの復号器の各々の一方のイネーブル入 力に接続されており、各復号器の他方のイネーブル入力はインバータ５２２、オ プション選択ジャンパ５２４、及び型式７４　）ＩＣ１３８０３対８復号器５２ ６からなる別の復号器回路から別々に制御される。

第２６図に示されるように、３対８復号器５２６のアドレス入力の２つはコンピ ュータポートＣのビン４及び５に接続されており、復号器の３番目のアドレス入 力は、ＥＣ３が主又は従であるかに応じて、直接又はインバータ５２２を通して コンピュータポートＣのビン６に接続されている。このようにして、主ＰＨ３の 制御を意図しているポートＣ出力は従ＰＨＳの制御を意図している出力から区別 することができる。第２６図は、第２１Ａ図の制御ライン４７１を通ってＤＡＣ 回路４５６に供給される８個の個別Ｄ／Ａロード信号（ＤＡＬＤ　１−８　）を 示している。復号器のＴＳＥＴ及びＴ　ＣＬ　Ｉ’！出カシカライン治療制御回 路４７５のＳ及びＣＬＲ入カシカラインれぞれ結合されている。同様にして、Ｔ ＬＳＥＴ及びＴＬＣＬＲラインは、治療ランプ回路４７４のＳ及びＣＬＲ入カシ カラインれぞれ結合されており、５ＴＯＰＳＥＴ及び５ＴＯＰＣＩＪ出カライン は、停止ランプ回路４７６のＳ及びＣＬＲ入カシカラインれぞれ接続されている 。第２６図に示すように、復号器からの２つのＭｌｊＸＣＩＪ出カライン、即ち ＰＭＵＸＣＬＸ及びＮＭｔｌＸＣＬＫが存在する。２つのＭＲＣＯＮライン、即 ち主リレーセット（ＭＲ５ＥＴ）及び主リレークリヤ（ＭＲＣＬＲ）も存在する 。Ａ／Ｄ開始（ＡＤＳＴＡＲＴ）及びＡ／Ｄ出カイカイネーブルＤＯＥ）信号は 、制御ライン４７０を通してＡ／Ｄ変換器４６０に供給される信号である。最終 的に、制御復号器４５８からのＯＴＥＭＰＣ出カラインは、第２６図に示すよう に対になっている８個の過温度クリヤ（ＯＴＣＬＲ）ライン及び８個の過温度セ ント（ＯＴＳＥＴ）ラインからなっている。各月の０ＴＣＬＲ及び０ＴＳＥＴラ イフは、これから述ヘルように、ＨＴＲＯＴＥＭＰ回路４８２における個別の過 温度検出器に接続されている。

第２７図は、システムによって監視される全てのアナログ信号ラインのだめの個 別の接続を示している。マルチプレクサは、両方がダーテルＭＶ−１６０６であ る２つの１６ビツトアナログマルチプレクサ５３０ａ及び５３０ｂ、及び両方が ダーテルＭＶ　−８０８である２つの８ビツトアナログマルチプレクサ５３２ａ 及び５３２ｂを含んでいる。マルチプレクサ５３０ａ及び５３２ａは、バーブラ ウンＩＮＡ　１０１である計測増幅器５３４ａの正入力に共通的に接続されてお り、従って、共にＰＭＵＸと呼ばれ、一方同一の計測増幅器の負の入力に共通的 に接続されているマルチプレクサ５３０ｂ及び５３２ｂは共にＮＭｔｌＸと呼ば れる。データ選択は、コンピュータのポートＡから受けられ且つそれぞれノＰＭ ＵＸＣＬＫ及びＮＭｔｌＸＣＬＫ信号を用いて７４８Ｃ２７３オクトルＤ型フリ ツプフロツプ５３６ａ及び５３６ｂに別々にクロックされる肚Ｘ選択（ＭＵＸＳ ＥＬ）信号０乃至４の制御の下でこれらのマルチプレクサによって実施され、こ れらのフリップフロップは第２７図に示すようにアナログマルチプレクサのアド レス及び抑制入力に結合されている。この回路によって、１１Ｍのｌ’１ｔｌＸ ｓＥＬ信号を、コンピュータ制御の下で、ＭｔｌＸ制御ラッチの選択された１つ 及び対応の選択されたアナログマルチプレクサ入力ラインにクロックすることが できる。選択されたアナログ信号は、ＭＩＪｘＯＵＴラインを通してＡ／Ｄ変換 器に供給され、ここでこの信号は光学新路器を通してコンピュータポートＢに入 力されるためにデジタル値に変換される。

第２１Ａ図にブロックとして示されている監視、治療ランプ、治療制御、及び停 止ランプ回路はそれぞれ第２８Ａ図、２８Ｂ図、２８０図及び２８Ｄ図により詳 細に示されている。第２８Ａ図について説明すると、監視タイマは、７４ＨＣ４ ５３８型である再トリガ可能単安定５４０からなっており、単安定５４０の出力 は、そのＤ及びクロック入力がデジタルグラウンドに結合されている７４ＨＣ７ ４Ｄフリツプフロツプ５４２のクリヤ入力に供給される。単安定の反転ゲーテイ ツトトリガ入力は、単安定作動の制御のためにＤＯＧＴＲＩＧラインに接続され ており、非反転のゲーテイツトトリガ入力はデジタルグラウンドへの接続によっ てディスエーブルされる。単安定のＱ出力は、ＤＯＧＴＲＩＧラインを経由して 周期的再トリガによって高い状態に保持される。監視タイマは、コンピュータか らの通信の損失を検出し且つコンピュータ制御の不在の際にＥＣ５を停止するよ うに意図されている。この目的のために、監視タイマにおける単安定には、１０ 秒の定格タイミングインタバルを生成するのに適当な値を有する抵抗及びコンデ ンサが配設されており、単安定を反復的に再トリガし、これによりそれをタイミ ングアウトから防ぐためにパルスが十分な頻度でもってＤＯＧＴＲＩＧラインを 通して供給される。単安定５４０がタイムアウトするのに十分なトリガパルスの 経過の場合、Ｄフリップフロップ５４２０ＣＬＲ入力、及び従って、ＤＯＧ出カ シカライン（論理Ｏ）に行く。

これから述べるように、主側；五回路は主リレーを開くことによりこの状態に応 答する。監視タイマは、自動的にはリセットされず、その代わり、ＤＯＧＳＥＴ 信号はこの機能を実施し、これにより停止の後に作動の再開をイネーブルするた めにＤＯＧＳＥＴ信号をコンピュータ制御の下で制御復号器から送らなければな らない。

ＤＯＧＳＥＴラインはまた、ハードウェア初期化に用いられる。

治療ランプ回路は、第２８Ｂ図に示すように、治療（ＴＲＥＡＴ）ランプとして 機能を果たすＬＥＤを反転バッファを通して駆動するＤ型フリップフロップ５４ ４を含んでいる。治療ランプはフリップフロップをクリヤすることによりオンに なり、これによりＴＬＣＬＲラインに低パルスがある状態で治療ランプ（ＴＲＥ ＡＴＬ？ｌＰ）出力ラインは高レベルになる。治療ランプは、フリップフロップ をセットすることによりオフになり、これは、へＮＤゲート５４６へのＴＬＳＥ Ｔ又はＴＬＦＯＲＣＥ入力のどちらかが低状態になると必ず生じる。

ＴＬＦＯＲＣＥラインば、主制御回路４７２から来ており、これは、治療の終端 の結果をもたらす故障状態の場合に治療ランプをオフにするのに用いられる。Ｔ ＬＳＥＴラインは、詳細には、回路の実施及びハードウェア初期化のために、治 療ランプ回路のコンピュータ制御のために提供されている。

第２８Ｃ図に示すように治療制御回路は、そのクロック入力をツブ５４８から成 っている。ＪＫフリップフロップの状態、従っでＥＣ５の作動の状態は、治療制 御スイッチによって手動であるいはＴＳＥＴ及びＴＣＬＲラインを用いてコンピ ュータ制御の下で制御され得る。

第２８Ｄ図の停止ランプ回路は、今述べた治療制御回路と同じ型式の回路を有し ており、更に、治療ランプ回路に用いられている型式のＬＥＤ回路を有している 。フリップフロップ５５０は、停止スイッチによって手動であるいは、５ＴＯＰ ＳＥＴ及び５ＴＯＰＣＬＩ’ｌラインによってコンピュータ制御の下で制御され 、フリップフロップの状態は、ＥＣＳ作動が停止した時は必ずオンになりその他 はオフになる停止ランプによって指示される。

第２１Ｂ図にブロック図の形で示されている主制御回路は、第２９図により詳細 に示されている。主制御回路の主な機能は、主リレーを制御することにある。前 に述べたように且つ第３２からより明白となるように、主リレーは、そのコイル 端子Ｃの両端の電圧によって制御され、コイル端子Ｃの一方は＋５ボルトＤＣに 接続されており、他方は主制御回路の主リレー帰還（ＭＲＲＴＮ）出力に接続さ れている。？ｔＲＲＴＮラインは、付勢されて、これにより全てのヒータおよず サーミスタリレーコイルにリレーパワーを供給し、ＶＲＥＦを全てのサーミスタ 共通端子に接続するために主リレーに対して低レベルでなければならない。主制 御回路は、システム電力がオンになり且つＲＥＬＥＡＳＥ信号がコンピュータか ら送られるまで主リレーは消勢を確実に開示することを補償するパワーオンリセ ット（ＦＯＲ）う・ンチを含んでいる。詳細には、Ｄフリップフロップ５６０は 、ＲＣＰＯＲ回路によるパワーアップの際にクリヤされ、これにより、そのＱ出 力は低になってこれによりＡＮＤゲート５６２をディスエーブルし、これにより ＩＩＲＲＴＮラインが低状態になるのを防ぐ。主リレーは、ＲＥＬＥＡＳＥ入力 の低パルスを主制御回路に結合することによりコンピュータ制御の下で達成され るランチが解除されるまで付勢することはできない。第２９図に示すようにＤフ リップフロップのＤ入力が高状態に結合された状態で、ＲＥＬＥＡＳＥラインの 高から低への遷移によってフリップフロップのクロックはトリガされ、このｌｉ Ｑ出力は高状態になりゲート５６２をイネーブルする。主制御回路におけるソフ トウェア制御ＰＯＲラッチはＥＣＳ他の場所のＦＯＲ回路の必要性を削除し、こ れによりハードウェア設計を簡単にする。他の論理回路はパワーアップの後ソフ トウェア制御の下で所望に応じて初期化され、次にＲＥＬＥＡＳＥＤラインはＰ ＯＲラッチを解除し、これにより主リレーの作動をイネーブルするようにパルス を発生する。ラッチの状態は、ＲＥＬＥＡＳＥＤライン及び状態バッファを経由 してコンピュータに帰還する。ゲート５６２がこのようにしてイネーブルされる と、ＭＲＳＥＴ入カライン上の低パルスは、Ｄフリップフロップ５６４をセット し、これに応答してＭＲＲＴＮラインは低レベルになり主リレーが閉じる。主リ レーの状態は状態バッファに結合されているＭＲＬＹラインを経由してコンピュ ータに帰還する。

第２９図から当業者に明白となるように、主リレーは、次の入力信号ライン、即 ちＰＳＴＥＭＰ、　ＰＳＶＳＭＲＣＬＲ，、ＭＡＮＣＯＮＮ、　５ＴＯＰ。

ＲＥＭＯＴＥＩＩχ及びＤＯＧの任意の１つが低状態になると必ずディスエーブ ルされる。その結果、主リレーが開き、これにより電源における過大温度（ＰＳ ＴＥＭＰ）又は不適切な電圧（ＰＳＶ）、コンピュータからの開けの命令（ＭＲ ＣＬＲ）、マルホルドの断接（ＭＡＮＣＯＮＮ）、停止スイッチの閉鎖又はコン ピュータからの停止命令（ＳＴＯＰ）、従ＰＨＳ　（＋１！ＥＭＯＴＥＲＸ）に おける故障状態、あるいは監視タイマ（ＤＯＧ）によって検出されるコンピュー タ制御の損失に応答して患者を完全に隔離する。

主ＰＨ５によって、ＲＥＭＯＴＥＴＸ出カラインは、出土ラインサ５６６に接続 されており、一方遠隔即ち従ＰＨ３において、これはＭＲＬＹラインに接続され ている。停止機バルサは、監視タイマに関して上記に述べられた型式の単安定で あり、その機能は、主リレーラッチ５６４がクリヤすると必ず従ＰＩ（Ｓを停止 するパルスを発生することにある。これは、治療ランプと同じように主ＰＨＳに 対してのみ配設されている停止スイッチをオペレータが閉じる時に常習的に生じ る。逆に、従ＰＨ３は従ユニットにおける主リレーが開くような故障状態の際に 主ＰＨ５を停止せしめることができる。斯かる場合、主ユニットのＲＥ？１ＯＴ ＥＲχ入力に接続されている従ユニットの［ｌＥＭＯＴＥＴＸ出力は低状態であ り且つフリップフロップ５６４をクリヤし、これにより主ユニットの主リレーを 開く。

直接的な主従通信により、故障状態への速い応答が保証され、これにより後に述 べられるように、処理ループサイクル時間によって表わされるような数秒台の遅 延を防く。従ユニットにおける主制御回路は、第２の単安定５６８を含んでおり 、その機能は、主リレーラッチがクリヤすると必ず、即ち主リレーが、治療が行 なわれていないことを視覚的に指示するように開く時は必ず治療ランプをオフに するための低パルスを発生することにある。このパルスは、ＴＬＦＯＲＣＥライ ンを通して主制御回路から治療ランプ回路に結合されている。主すレーラ・ンチ がクリヤされると必ず、ＮＡＮＤゲート５７０の低から高への遷移によってＰＳ ＴＥｌ’ＩＰ、ＰＳＶ、　ＭＲＣＬＲ，ＭＡＮＣＯＮＮ及びＲＥＭＯＴＥＲＸラ インの状態は、状態ツマ・ンファを通るコンピュータへの後続の通信のために、 ７４ＨＣ３７４ラツチ５７２ヘラツチされる。

第２１Ｂ図にブロック図の形で示されているヒータ過温度（ＨＴＩ’１０ＴＥＭ Ｐ）回路は、第３０図に示されている回路の８個を含んでおり、即ちそのヒータ 温度が監視されている８個のプローブの各々に対して１つ含む。任意のヒータサ ーミスタが図示のようにヒステリシスを有し且つ可変参照電圧（ＯＴＲＥＦ）を 有している比較器５８００反転入力に接続されている。任意の比較器は、その関 連のヒータサーミスタ（ＨＴＨＥＲＭ）電圧が所定の参照電圧を超えると低出力 状態に切り換える。これに応答して、７４）ＩＣ７６ＪＸフリ・ンプフロップ５ ８２のＱ出力は低状態にクロ・ンクされ、これによりヒータリレー帰還（ＨＲＲ ＴＮ）ラインは高状態に切り換えられる。これにより関連のヒータがディスエー ブルされる。この状態の指示はＯＴＥＭＰラインを通して状態バッファに通用さ れる。、ＴＫフリップフロップにはまた、コンビニーりによるその制御のために ０ＴＳＥＴ及び０ＴＣＬＲラインが配設されている。

第３１図について説明すると、Ｉ′１ＡＮＩＦＯＬＤ　５ＥＮＳＥ回路は、２つ の入力端子の間の回路が閉じると必ず患者が接続されていることを指示するため のＬＥＤに接続されているカスケード接続対のインバータ５８４及び５８６を含 んでいる。マニホルドコネクタには、この目的のために短絡接続される２つの対 応する端子が配設されており、従ッ７ＰＡＴＩＥＮＴ　Ｃ０ＮＮＥＣＴＥＤラン プは、マニホルドコネクタがＥＣ５に接続されると必ずオンになる。マニホルド コネクタの接続の状態はＭＡＮＣＯＮＮラインを通してコンピュータに伝えられ る。

第３２図について説明すると、主リレー回路は、上記に論じた主リレー自体を含 んでおり、また、第３１図について上記で述べた型式の緩衝ＬＥＤ回路を含んで いる。明白となるように、ＰＡＴＩ−ＥＮＴ　ＰＲＯＴＥＣＴＥＤランプは、主 リレーが消勢された時にオンになる。患者は、ＥＣＳからの完全な電気的隔離に よって斯かる場合において保護される。

第３３図について説明すると、第２１Ｂ図にブロック図の形で示されているパワ ーモニタ回路がより詳細に示されている。電源温度を検知し、増幅器５９２及び 比較器５９４を通してそれに対応するアナログ信号ＰＳＴＥＭＰν及びデジタル 信号ＰＳＴＥＭＰを発生するためにサーミスタ回路５９０が配設されている。増 幅器５９２へのオフセット入力及び比較器５９４への参照（ＲＥＦ）入力は可変 であることが好ましい。ＥＣ５におけるアナログ（Ａ）、デジタ、ＩＩ／（１３ ）、及びリレー（Ｒ）回路のための電源電圧は電源電圧を指示する別のパワーモ ニタ状態信号ＰＳｖを発生するユニットロードＵＣ３９０３である多重入力比較 器５９６によって監視される。この信号は、ＰＳＴＥＭＰ信号と共に状態バッフ ァに結合されており、一方ＰＳＴＥＭＰＶ信号はＭＵＸ　４６４に結合されてい る。

実質的に、プローブヒータコイルに送られる全ての電気的エネルギは、腫瘍に伝 導的に伝えられる熱に直接変換される。本発明により腫瘍を加熱するプロセスに 関連して次の定義された温度、即ち内部プローブ制御温度、表面プローブ温度、 及び最小腫瘍組織運搬温度を理解することが重要である。プローブの上記の構造 により、プローブ表面温度が内部プローブ制御温度より確定的に低くなるように 外シーズにわたって精密に制御された温度匂配が与えられる。最大組織温度を表 わすプローブ表面温度は、内部プローブ温度、プローブの物理的特徴及びプロー ブに適用される電力から次のように計算することができる。

Ｔｓ＝Ｔｉ　−ＰＲ ここで、　Ｔｓ＝プローブ表面温度、 Ｔｉ−プローブ内部温度、 Ｐ＝ニブローブ適用される電力、及び Ｒ＝ニブローブヒータさ及び特徴に基づくプローブ熱抵抗 加熱プロフィールの精密な制御を実施するために、加熱コイルの温度は密接に結 合されたサーミスタによって測定されるヒータコイルの温度に応答するフィード バックループによって規定温度に維持され且つ規定温度に限定される。患者の人 体内の深部の腫瘍の治療的加熱を達成するために、特定の長さの時間にわたって 塊全体にわたり最小有効温度を達成しなければならなず、この最小温度は本発明 によって腫瘍の塊全体にわたり実施することができる。各プローブの近辺におけ る潅注は、各内部プローブを目標温度Ｔｉに維持するのに必要な電力Ｐを測定す ることによりめることができる。潅注された組織において伝達ヒータアレイによ って形成される温度分布は、電力を血流と最小療法温度とに関連付けるためにコ ンピュータシミュレーションによって特徴付けられる。第１２図は、コンピュー タシミュレーションと共に２３個の伝導加熱素子によって形成される温度分布の 一般的な特性を示している。この温度分布は、定期的な一連のピーク及び深い谷 の特徴を有する。これらのピークは、プローブ表面温度（Ｔｓ）に等しい均一な 高さとなっている。この深い谷の底の高さは腫瘍において達成される最小組織温 度（Ｔｎ＋ｉｎ）である。シミュレーションの底は、動脈血液温度（Ｔａ）を表 わしている。内部の高い谷からの熱損失のためのルートのみが血液潅注を経由し て且つ最小的に隣接の組織への伝導によるため、ヒータスペーシング又は血流の 変化によってスペースにおける分布の一般的な形状を変えることなく最小谷底温 度が影響を受ける。斯くして、伝導加熱温度分布は、目的内部ヒータ設定点温度 及び腫瘍の最小療法温度によって特徴付けることができる。

他の高体温様式と異なり、最大組織温度の位置は本発明においては既知であり精 密に制御可能である。マイクロ波ＲＦ及び超音波等のシステムの場合、熱はエネ ルギ伝送源から離れて発生され、一方本発明においては加熱コイルは熱を直接放 射し、それをプローブ表面から腫瘍境界及び周辺の組織に放射する。この温度勾 配は、プローブから外方に減少し、これにより患者の保護が向上する。

ＰＨＳ応用ソフトウェアパッケージには４つのルーチン、即ちハードウェア練習 （ｅｘ）、処方（ｒｘ）、治療前チェックアウト（ｃｈｋｏｕ　ｔ）、及び治療 （ｔ×）が存在する。簡単には、ｅｘルーチンによってオペレータは患者環境の 外側でハードウェアを練習することができ、ｒＸルーチンは、治療処方を確立す るのに用いられ、ｃｈｋｏｕ　ｔルーチンによって治療に先立ちプローブ構成及 び適切なハードウェア実施を検査し、ｔ×シル−ンはｒｘシル−ンを用いて確立 された処方に従って治療サイクルを制御する。ｅｘ及びｔｘシル−ンはそれぞれ 第３４Ａ図及び第３４Ｂ図のフローチャートに基づいてすぐ後に述べられよう。

先ず、ｒｘシル−ンの説明が与えられるが、これは後に述べられるｃｈｋｏｕｔ ルーチンと共に、フローチャートの助けなしにも容易に理解される。ｒｘシル− ンによってｔｘシル−ン帰還中の実施のために処方パラメータのコンピュータへ のロードがイネーブルされる。これらのパラメータは、治療温度、期間、開始時 間、及び開始日付だけでなく、治療後開始時間、治療期間の数、治療期間の閣の 時間、治療プローブ構成、治療及び患者のための識別情報、及び警報高温度を含 んでいる。値が、ＣＲＴモニタに表示されるメニューと一致させながらコンピュ ータのキーボードを通してエンタされる。１組の好ましい時間値の１つの例とし て、約３時間の長さの且つ期間の間の長さが約１時間の反復的治療期間によって 約７２時間にわたり腰高体温において積極的な結果が得られている。このシステ ムは、治療温度を約５５°Ｃまで発生できることが好ましく、警報高温度は規定 された治療温度の少なくとも０．５°Ｃ上に設定されることが好ましい。ｒχシ ル−ンは、誤差検査の２つの段階、即ち一方はキーボードエントリに応答して自 動的に行なわれ、他方はオペレータが新しい処方の定義を完了し、キーボード上 の機能キーによって同じ定義をコンピュータに指示した後行なねれる。最初の誤 差検査は不適切なデータフォーマント又は長さに関連する無効キーボードエント リを検査する。コンピュータは、このしきい有効化段階の期間中検出された如何 なる誤差もオペレータに告知するためにビープする。最終的な組の誤差検査は、 新しい処方が定義された後実施される。この最終有効化段階は、種々の論理検査 、例えば、規定された治療温度が警報高温度よりも規定された量だけ小さいとい う検査、治療期間の間の時間が治療時間と治療後監視時間との和よりも大きいと いう検査、及び規定されたプローブ構成が既知の構成に一致するという検査を含 む。この段階中に検出される如何なる誤差もオペレータによる補正のために表示 され、補正は、オペレータがｒｘシル−ンを出るのを許可される前に要求される 。

ｅｘ及びｔｘルーチンは、相互作用的な即ちプロンプトされたモード及びスタン ドアローンモードにおいて交互に作動可能であり、プロンプトされたモードは作 動のディフォルトモードである。プロンプトされたモードにおいて作動するｅｘ シル−ンの場合、このルーチンが開始した後の最初の段階は段階６０２であり、 この中でモニタに質問が表示され、システムオペレータに、電源電圧が許容差内 にある場合はこの時点ではオンとなっているべきであるパワーランプを検査する ように促す。コンピュータはコンピュータキーボードによる答のエントリーを待 機し、答は記録され、するとプログラムはマニホルドコネクタの検査のために段 階６０４まで進行する。この時点になると、オペレータはＰＡＴＩＥＮＴ　Ｃ０ ＮＮＥＣＴＥＤランプを検査するように促され、オペレータのキーボード応答が 記録される。段階６０２及び６０４は、スタンドアローンモードでは実施されな い。プロンプトされた且つスタンドアローンモードにおいて実施される段階６０ ６において、制御信号が制御復号器に送られ、開始タイマがトリガされ、この監 視タイマに応答してＤＯＧラインは状態を変化すべきである。

同時に、制御信号が制御復号器を通って送られ、ＤＯＧラインを入力として有す る状態バッフ７４６２におけるバッファをイネーブルし、次にＤＯＧラインがコ ンピュータによって読み出され、コンピュータは次に、監視タイマがトリガの後 即座に期待されるように活性となるか否かを記録する。タイマは２秒後にタイム アウトするように定格的に設定され、この作動は、結果をトリガ及び記録した後 ７及び１３秒においてＤＯＧラインを監視することによりコンピュータによって 自動的に検査される。

次の段階６０８は、所望信号の監視をイネーブルするのに適切に制御信号が制御 復号器を通して状態バッファに送られた状態での治療ランプ及び治療制御回路の 検査である。プロンプトされた及びスタンドアローンモードの両方において、治 療制御回路４７５の出力即ちＴＲＥＡＴラインは監視され、これにより治療フリ ップフロップ５４８が初期的に設定されていることを保証し、次にフリップフロ ップはコンピュータによってクリヤされ、再び検査される。プロンプトされたモ ードにおいて、フリップフロップは次にコンピュータによって設定され、もう一 度検査される。オペレータは次に治療（ＴＲＥＡＴ）スイッチを閉じ、この処置 がとられたことをコンピュータにキーボードを通して指示するように促される。

コンピュータは治療フリップフロップの別の検査を行い且つそれが期待されたよ うにクリヤであるか否かを記録することにより応答する。治療（ＴＲＥＡＴ）ラ ンプはこの時点では点灯すべきではあらず、ＴＲＥＡＴＬＭＰラインの状態は、 これが実情であることを確認するためにこの時点において監視される。

付加的な確認として、オペレータは治療ランプを視覚的に検査するように促され 、視覚検査の指示された結果も記録される。

次に、ＴＬＣＩ、Ｒ信号が治療ランプ回路におけるフリップフロップ５４４に送 られ、次にＴＲＥＡＴＬＭＰラインが治療ランプがオンになっている指示として 検査される。付加的な確認として、オペレータは治療ランプを視覚的に検査し、 キーボードを通してランプが点灯していることを確認することを促される。その 結果は記録され、治療フリップフロップはそれをその初期高状態に帰還するよう に設定され、フリップフロップ５４４は、ＴＬＳＥＴラインを通して治療ランプ をその元のオフ状態に帰還するように設定されＴＲＥＡＴ及びＴＲＥＡＴＬＭＰ ラインは確認として監視される。スタンドアローンモードにおいて、治療フリッ プフロップを初期的に検査し、次にそれをクリヤし且つそれを再び検査した後、 治療ランプはコンピュータによってオン及びオフになり、ＴＲＥＡＴＬＭＰライ ンは、フリップフロップ５４４がクリヤされてランプをオンにする前後及びフリ ップフロップがセットされてランプをオフにした後監視される。治療フリップフ ロップは次にそれをその初期高状態に帰還するように設定される。

段階６１０において、停止ランプ回路は治療ランプに言及して上記に述べられた と同じ様式で検査される。両方のモードにおいて、５ＴＯＰラインは停止フリッ プフロップ５５０が初期的に設定されることを保証するように監視され、次にフ リップフロップは再びクリヤされてセントされ、５ＴＯＰラインは各段階におい て監視される。停止ランプ検査はスタンドアローンモードに対してはこの時点で 完全であるが、プロンプトされたモードにおいてプログラムは進行してオペレー タに停止ランプを視覚的に検査するように促し、視覚検査の指示された結果が記 録される。

オペレータは次に停止スイッチを閉じるように促され、この処置は、５ＴＯＰラ インをもう一度監視し、またランプが点灯していることをキーボードを通してオ ペレータに確認を促することにより検査される。次にフリップフロップ５５０は それをその初期高状態に帰還するように且つ停止ランプをその初期オフ状態に帰 還するようにセットされる。

ヒータリレーは次に段階６１２において練習される。各ヒータリレーは開閉され 、その状態は適切な作動を確認するために検査される。ＥＣ３はこの時点ではプ ローブに必ずしも接続されていないため、ＯＴＥＭＰラインはヒータリレー状態 の指示として用いられる。各フリップフロップ５８２は０ＴＳＥＴ及び０ＴＣＬ Ｒラインを通して連続的にセット及びリセットされ、それらの結果が記録される 。

プロンプトされたモードにおいてのみ実施される段階６１４において、ＰＡＴＩ ＥＮＴ　ＰＲＯＴＥＣＴＥＤランプが検査され、−力士リレーが開かれ、この時 点ではランプは、ＥＣ３回路のコネクタ３１３（第８図）からの完全な電気的接 続を指示するためにオンとなるべきである。

補正段階（６１６）はＡ／Ｄ及びＤ／Ａ変換器及びＭＵＸ　４６４に供給される 参照電圧の試験を含んでいる。先ず、ＭＵＸは、ＶＲＥＦ回路４８８によって供 給される参照電圧に基づく全規模中規模及びゼロ規模値を連続的に出力するよう に設定する。コンピュータは、これらの値が許容範囲内にあるか否かを決定し且 つ記録する。この後、ＤＡＣは他の全てのＤＡＣがゼロに設定された状態でそれ ぞれ１つに高い値を連続的にロードし、次にＨＴＲＶ検知回路４８４、肛χ４６ ４及びＡ／Ｄ変換器４６０を通して、その結集体じるヒータ命令電圧を読み出し 、それが許容範囲内にあるか否かを決定することにより検査される。シーケンス の最終段階において、これらの電圧は全てのＤＡＣがゼロに設定された状態で読 み出さする。プロンプトされたモードにおいて、この段階はまた、シーケンスの 各段階において適切な棒グラフ応答特性をオペレータが検査する一連のプロンプ トを含んでいる。

電源温度は段階６１８において検査される。この段階において、ｈｕ×４６４は パワーモニタ４９０からのＰＳＴＥＭＰＶ信号をＡ／Ｄ変換器に結合してコンビ ニーりに読ませ、コンピュータは温度測定値が許容範囲内にあるか否かを記録す る。

主リレーの検査及び主／従通信の簡単な検査は、ｅｘルーチン段階の前の最純段 階である段階６２０において実施される。この段階において、ＭＰＬＹ信号は主 リレーの状態の指示としてコンピュータによって監視される。制御信号が制御復 号器４５８を通して状態バッファ４６２に送られ、これによりＭＩ’ｉＬＹライ ンの読出しのために適当なバッファがイネーブルされる。ＭＲＬＹラインは主リ レーが開いていることの指示として１度初期的に読み出され、次にＭＲＳＥＴパ ルスは主制御回路４７２に送られ、これにより主リレーをセットする。マニホル ドがこの時点で接続されていない場合、Ｍ　Ａ　Ｎ　ＣＯＮ　Ｎライン及び、そ の結果フリップフロップ５６４のＣＬＲ入力（第２９図）は低状態になり、従っ てフリソプフロンブのＱ出力はＭＲ３ＥＴパルスの終端に続いて低状態となるべ きである。

Ｍ　ＲＬ　Ｙラインはこの時点で検査され、その状態が記録される。マニホルド が接続されていない場合ＭＲＬＹラインはＭＲ３ＥＴ命令に応答して状態を変化 すべきでなく、マニホルドが接続されている場合状態を変化すべきである。次に 、ＭＲＣＬＲ信号は主リレーに対する開けの命令として主制御回路４７２に送ら れ、ＭＲＬ’ｌ’ラインは再び検査され、これによりリレーが予期されたように 開いていることを確認する。

従ＰＨＳにおける主リレーの開は、状態バッファに接続されているＲＥＭＯＴＥ Ｒχラインを監視することにより検出することができる。上記のｅ×シル−ンの 各段階はシステムにおける全てのＰ）Ｉｓユニットの検査を含むこと及びソフト ウェアパッケージにおける他のルーチンに対しても同様の配設がなされることを 理解すべきである。

ｃｈｋｏｕｔルーチンは、ｔ×ルーチンを作動するに先立ち種々のシステムパラ メータを検査するために提供されたオプションのプログラムである。このルーチ ンは、ｒｘシル−ンにおいて規定されたプローブ構成を検査し、これによりそれ ぞれの可能なプローブ位置を検査し且つこの検査の結果をｒｘシル−ンによるそ の位置に必要な値と比較する。不一致は提案された問題解決段階に従って表示さ れる。ヒータ及びサーミスタ特徴を含む各プローブの関連パラメータが表示され 、これに加えて、コンピュータは全ての値が一致するか、問題が存在するか、あ るいは残りが正常であるかを表示装置を通して指示する。この最後の指示は、例 えば用いられていない部分が検出される場所では有用である。誤差及び他の状態 メツセージ、問題解決案内、個別のヒータ及びサーミスタ測定値の再試験、及び 測定値のプロットの発生等の機能のために機能キーカ頌己設されている。ｃｈｋ ｏｕ　ｔルーチンは、システムに接続されている患者について作動するように意 図されている。

第３４Ｂ図に基づいてｔｘルーチンをここで説明する。プログラムが開始した後 の第１段階は段階６３２であり、この段階でオペレータによって規定された特定 の処方がメモリから読み出される。処方がオペレータによって規定されない場合 、プログラムは６３２における内部ループに届まり、ここにオペレータは識別情 報をエンタすることを促される。次に段階６３４において、コンピュータはハー ドウェアの検査を実施する。上記のｃｈｋｏｕｔルーチンのように、この検査は 、実際のプローブの型式及び位置と関連の処方において規定されるものとの比較 を含む。これにより、ある程度の冗長度が与えられるが、誤差メツセージが少な くなり、オペレータの相互作用も少なくなる。何らかの誤差が検出された場合プ ログラムは停止し、そうでない場合は段階６３６に進行して、ここでプログラム は最初の治療期間の開始時間まで待機する。その時間がくると、コンピュータは ハードウェア、プリンタ及びＣＲＴスクリーンを新しい期間のために初期化し、 次にオペレータに治療スイッチを閉じて期間を開始する希望の確認を合図するこ とを要求する。ハードフェア初期化は、主リレーを閉じて、これにより患者がも はやＰＨＳハードウェアから電気的に絶縁しないようにすることを含む。システ ムは次に、フェーズ１を開始し、フェーズ１においてヒータプローブが処方にお いて規定された目標温度にまで加熱される。フェーズ２において、プローブは規 定された治療時間にわたって目標温度に維持される。コンピュータは、フェーズ １及び２の両方において比例積分微分（ＰＩＤ）温度制御を行うようにプログラ ムされており、フェーズ１の期間中は問題解決することなしに最小の立ち上り時 間のために微妙に減衰された応答特性が与えられ、フェーズ２の期間中はより大 きな安定性のために過減衰された応答特性が与えられる。１つの従ＰＨ３ををす るシステムでは２乃至３秒台の定格サイクル時間を有している処理ループを通し ての各時間において各ヒータプローブから温度サンプルが取られ、新しいヒータ 命令電圧がその個々の温度サンプル及び上記のループ制御特徴に従って各ヒータ プローブに対して計算される。

異なったプローブは異なった時間において目標温度に達しそれ故異なった時間に おいてフェーズ２にエンタし且つフェーズ２を出ることをここで銘記すべきであ る。システムは各プローブをフェーズ２において規定された治療時間にわたり維 持する。

これに例外のことが例えば、動脈の近辺等の高熱損失の環境に配置されているプ ローブの場合に生じ、この場合プローブはそのＤＡＣが全規模にあっても目標温 度に達することが不可能である。修正されたフェーズ２の作動は斯かるプローブ に対するオペレータの選択の際に得られる。先ず、影響を受けたプローブのＤＡ Ｃはこのプローブが所定の時間インターバル、好ましくは３つの処理ループサイ クル内に所定の温度に達し得なかった場合にゼロに戻って設定される。次にオペ レータは所望に応じて修正されたフェーズ２の作動を選択するように促される。

不適切な作動のリスクを最小限に抑えるために、キーボードはこの時点ではオペ レータフィードバンクに用いられない。その代わり、オペレータは治療スイッチ を閉じて選択を行うように促され、ＴＲＥＡＴラインはこれに応じて、オペレー タの応答を受けるようにこの後約５秒間にわたって監視される。オペレータが許 容された時間においてスイッチを閉じると、フェーズ２は以下のようにして影響 を受けたプローブに対して修正される。即ちＤＡＣは全規模、即ちプローブに対 する全電力にセントされ、影響されたプローブに対してフェーズ２に残っている 時間は影響されたプローブに先立ち最後のプローブがフェーズ２にエンタする時 間に等しくなるようにセントされる。修正されたフェーズ２の作動は、躍られた 数のヒータプローブにしか得られないが、所定の数のプローブ、好ましくは少な くとも合計の半分の数のプローブが首尾よ〈実施しない限りシステムは停止する 。

異なったプローブが上記に説明のように異なった時間においてエンクするフェー ズ３において、ＤＡＣはＯにリセットされ、この際、プローブはａ座に始動して 冷却する。フェーズ４において、プローブへの電力が収態としてＯである状態で プローブ温度は、処方によって定義された治療後監視時間インタバルにわたって 監視される。フェーズ４において主リレーを不適切に開かしめる誤まった誤差状 態に対しても配設がなされる。斯かる場合、コンビニーりは１つの命令パルスを 主制御回路４７２に送り主リレーを閉じる。リレーが再開する場合、温度は、約 もう１分間にわたって監視され、次にシステム全体はフェーズ５に進行する。リ レーが命令の際に閉じない場合、ｔ×ルーチンが停止する。フェーズ５において 、システムは全てのプローブがフェーズ４を出ることを待機し、この後プログラ ムは決定段階６３８に進行し、これからプログラムは別の治療期間が規定される 場合枝分かれしてステップ段階６３６に戻る。これ以上治療期間が走査されない 場合、プログラム実施は治療期間が完了したということを指示するメツセージを 表示した後停止する。

前記から了解されるように、各治療期間の上記のフェーズは種々の移植されたプ ローブからの情報の反復的な処理を含んでいる。処理ループの一部として、コン ピュータは全ての電圧及び電流測定値及び温度測定値だけで辻く全てのハードウ ェア状態ビットも監視し且つ記録する。予期されない発生は誤差ログに記録され 、監視タイマのタイムアウト又は停止スイッチの閉鎖の検出等の特定の状態に応 答して、コンピュータは治療期間を終端し、警報を鳴らす。経過された時間は記 録され、オペレータが全ての誤った状態が削除された後治療期間を完了させたい 場合後にｔｘシル−ンに再エンタするために配設がなされる。

個々のヒータは、それらが過温度状態を経験した場合それらのそれぞれのヒータ ーリレーによってディスエーブルされるが、治療期間は所定の数のヒータープロ ーブがディスエーブルされない限り断続する。　′ 本発明は図面及び前記の説明において詳細に図示され述べられてきたが、これら は説明的であって特徴において限定的ではないと考慮すべきであり、好ましい実 施例のみが図示され且つ述べられており且つ本発明の精神内にある全ての変化及 び修正が保護されることが望ましいことが了解される。

ＦＩＧ、　４ □＋２ｆブ０−ブ） ロレ錫−ａ＋Ｌ啼＆ｊ噛；ヤー響−―−１−一匈ｌ〒喝ｒ）−浄Ｔｔ（Ｆ’、容 に変更なし） 浄書（古Ｇに変更なしン Ｆ？；ｗ　（古Ｇに変更なし） ｔＯｉ＜ｆｆｉ谷にλ史なし） 鏝（＾Ｇにλ更なし） ６ンＱ＜ｉコ”ｊｔ二、ニ、Ａｈ　ＬンＦｉｇ、２８Ｂ 毒へ 浄；（内容にス丈なし） ８ト七１（内ラシ・；二哀史なし） 補正書の栃訳文提出書 （特許法１８４条の８） 平成ユ年デ月に日 １、特許出願の表示 ＰＣＴ／ＵＳ８８１０３６７６ ２、発明の名称 容量的間質伝導高体温用システム ３、特許出願人 住　所　アメリカ合衆国ミズー、り州６３１４６゜クレープ・コーア、セルレー ン・ドライブ氏　名　マーチョスキー、ジョーズ・アレキサンダー住　所　東京 都千代田区大手町二丁目２番１号新大手町ビル２０６区 ５、補正書の提出日 平成　１年１１月２７日 プローブは熱エネルギを腫瘍環境に導入する媒体を提供する。

プローブの半硬質部分３８０内には、円筒状熱伝導性プラス千ンク（ポリカーボ ネートが好ましい）管３８８があり、この回りには抵抗発熱ワイヤ３９０が巻か れており、この中には正確なサーミスタ３９２が配置されている。抵抗発熱素子 は管３８８の伝導材を通してサーミスタを直接加熱する。発熱素子及びサーミス タは半硬質及び柔軟部分を通して端部のコネクタ部分３８４に延設している絶縁 電気ワイヤによって外部制御システム回路に接続されている。より詳細には、ヒ ータ３９０は、一端をコネクタ端子３８４ａに接続せしめており且つ別の端部を 端子３８４ｂに接続せしめており、サーミスタ３９２は一方のリードを端子３８ ４Ｃに接続せしめており且つ別のリードを端子３８４ｄに接続せしめており、そ してサーミスタ３９３は一方のリードを端子３８４ｄに接続せしめておりそして 別のリードを端子３８４ｅに接続せしめている。脳腫瘍において有用であると判 っているおおよそその典型的なプローブの寸法は以下の通りである。即ち半硬質 部分は９乃至１２ｃｍ、柔軟部分に対しては５Ω、ヒータコイルに対しては１乃 至１０Ω、及びプローブの外径に対しては２．２ｃｍとなっている。

プローブの半硬質外シーズ部分３８０は、熱伝達及び温度応答特性の必要のため に高密度ポリエチレン材又は他の適当な伝導材料から構成されている。半硬質部 分はまた、通過する熱を緩衝、これにより外面にわたるより均一な熱分布を可能 し、ワイヤに巻かれたヒータの影響を少なくする。外シーズの熱バツフア効果に よって更に、血管および組織が高温度から保護される請−求の範囲 １、患者内の癌腫瘍の治療のために容量的熱伝導高体温を生成する方法において 、 造像システムによって上記腫瘍の定位及び容積を決定する段階、 複数の熱放射源を容量的加熱のための所定のパターンで上記腫瘍内に間質的ムニ 移植する段階、及び上記腫瘍の容量的熱伝導加熱及び上記腫瘍内に所定の温度分 布を生成するために上記熱放射源を制御可能に付勢する段階を含むことを特徴と する方法。

２、上記移植段階が、上記造像システムの助けによって上記熱放射源を上記腫瘍 内の位置に案内することを含むことを特徴とする請求項１記載の方法。

３、上記移植段階が、各々が上記熱放射源の少なくとも１つを支持しているそれ ぞれの個別プローブの配置のための個別の穴を穿孔することを含み、上記プロー ブがそれぞれ、上記移植段階が実施された後患者の人体から突出している柔軟近 位端を有し、 且つ上記付勢段階が、電気エネルギを外部制御システムから上記プローブの上記 近位端を通して上記熱放射源に供給することを會み、 上記方法が上記プローブの上記近位端を患者の人体に固定する段階を更に含むこ とを特徴とする請求項２記載の方法。

４、上記付勢段階は、正常体温のインタバルによって分離された多数の高体温イ ンタバルを含む所定の治療プロトコルに従って実施されることを特徴とする請求 項３記載の方法。

５、上記熱放射源の少なくとも１つの温度を測定する段階を更に含み、 上記付勢段階は、上記測定段階において測定された温度に応答する閉ループ制御 システムによって実施されることを特徴とする請求項４記載の方法。

６、上記移植段階が、各々が上記熱放射源の少なくとも１つを支持しているそれ ぞれの個別プローブの配置のノこめの個別の穴を穿孔することを更に含み、上記 プローブがそれぞれ、上記移植段階が実施された後患者の人体から突出している 柔軟近位端を有し、 且つ上記付勢段階が１、電気エネルギを外部制御システムから上記プローブの上 記近位端を通して上記熱放射源に供給することを含み、 上記方法が上記プローブの上記近位端を患者の人体に固定する段階を更に含むこ とを特徴とする請求項１記載の方法。

７、上記付勢段階は、正常体温のインタバルによって分離された多数の高体温イ ンタバルを含む所定の治療プロトコルに従って実施されることを特徴とする請求 項１記載の方法。

８、上記熱放射源の少なくとも１つの温度を測定する段階を更に含み、 上記付勢段階は、上記測定段階において測定された温度に応答する閉ループ制御 システムによって実施されることを特徴とする請求項１記載の方法。

９、患者内の癌腫瘍の治療のために容量的熱伝導高体温を生成するシステムにお いて、 上記腫瘍の低位及び容積を決定する造像手段であって、上記患者の人体を通る造 像平面を確立するための手段を含む造像手段、 各々が熱放射阻止を含む複数の移植可能プローブを含む熱放射源、 上記腫瘍の容量的熱伝導加熱のための所定パターンで上記腫瘍内に間質的に移植 するための手段であって、上記プローブを上記腫瘍内に平行な整合に案内するた めの型板手段、及び上記型板手段を上記患者の人体に対して且つ上記造像平面に 対して固定するための手段を含む移植手段、及び上記腫瘍の容量的熱伝導加熱及 び上記Ｈ重傷内に所定の温度分布を生成するために上記熱放射源を制御可能に付 勢する手段を含むことを特徴とするシステム。

１０、上記型板手段が、放射線透過性型板ブロックを含み、上記型板ブロックが 各々が上記プローブのそれぞれの１つに対応する複数の平行穴を画成しているこ とを特徴とする請求項９記載のシステム。

１１、上記プローブが各々、複数の電気的端子を有する柔軟性近位端を含み、且 つ上記付勢手段が、外部制御システム、上記プローブの上記近位端を機械的に修 正し且つ上記外部制御システムを上記電気的端子に電気的に接続するだめのマニ ホルドコネクタ手段、及び上記マニホルドコネクタ手段を上記外部制御システム から断接するための手段を含むことを特徴とする請求項１０記戦のシステム。

１２、上記腫瘍内の温度を測定するだめの手段を更に含み、上記制御システムは 、上記の測定された温度に応答する閉ループ制御手段であって、上記腫瘍内の選 択された最小温度状態を維持するだめの閉ループ制御手段を含むことを特徴とす る請求項１１記載のシステム。

１３゜上記制御システムが、上記の選択された最小温度状態を上記腫瘍内に維持 するべく上記熱放射素子を付勢状態に維持するために所定期間を選択するための 手段を含むことを特徴とする請求項１２記載のシステム。

１４、上記制御システムが、上記熱放射素子が付勢された時に所定頻度の治療サ イクルを確立するための手段を含むことを特徴とする請求項１３記載のシステム 。

１５、上記熱放射素子が、抵抗ヒータ素子であり且つ上記制御エネルギが電流で あることを特徴とする請求項１４記載のシステム。

１６、腫瘍を容量的熱伝導高体温でもって治療する方法において、造像システム の助けにより複数の熱放射素子、及び温度検知器を腫瘍内に外科的に挿入する段 階、 上記腫瘍の容量的熱伝導加熱を生成するために上記熱放射素子を電流でもって付 勢する段階、 上記温度検知器でもって上記熱放射素子の温度を測定する段階、及び 上記腫瘍内に所定の温度分布を生成するために上記の測定された温度と上記熱放 射素子の各々に対して選択された所定温度との差に従って上記熱放射素子への電 気的エネルギの適用を自動的に制御する段階を含むことを特徴とする方法。

１７　、　間質的７”ローブのアレイの人体組織へのイメージに基づく案内のた めの型板において、 放射線透過性型板ブロックであって、１つの平面的上面及び少なくとも１つの横 エツジを有し、上記上面に対して垂直に上記型板ブロックを通って延設する複数 の案内穴を画成しており、上記案内穴が上記上面の平面に連続２等辺三角形のパ ターンを形成している放射線透過性型板ブロック、上記型板を造像システムに取 り付けるための手段、及び上記造像システムによって発生された個別イメージに おいてその配向の識別のために上記型板を光学的にコード化するための手段 を含むことを特徴とする型板。

１８、上記光学的コード化手段が、上記型板ブロックに所定のコード化されたパ ターンでもって配置された複数の異なった型の穴を画成していることを特徴とす る請求項１７記載の型板。

１９、上記型板ブロックが、上記案内穴において少なくとも１センチメータ厚の アクリルブロックであり、且つ上記型ブロックが、上記横エツジに向かって下方 に傾斜している下面を画成しているくさび部分を含むことを特徴とする請求項１ ８記載の型板。

手続補正書 平成　２年　５月１７に壓 特許庁長官　吉　１）文　毅　殿 １、事件の表示 ＰＣＴ／ＵＳ　８８１０３６７６ ２、発明の名称 容量的間質伝導高体温用システム ３、補正をするもの 事件との関係　特許出願人 住所 氏　名　マーチョスキー、ジョーズ・アレキサングー住　所　東京都千代田区大 手町二丁目２番１号新大手町ビル２０６区 手続補正書 平５５２年　５月ノア日　１ 特許庁長官　吉　１）文、毅　殿 １、事件の表示 ＰＣＴ／ＵＳ　８８１０３６７６ ２、発明の名称 容量的間質伝導高体温用システム ３、補正をするもの 事件との関係　特許出願人 住所 氏　名　マーチョスキー、ジョーズ・アレキサングー住　所　東京都千代田区大 手町二丁目２番１号新大手町ビル２０６区 ５、補正の対象 タイプ印書により浄書した補正書の翻訳文６、補正の内容 国際調査報告

Claims (19)

【特許請求の範囲】
1. １．患者内の癌腫瘍の治療のために容量的伝導高体温を生成する方法において、 造像システムによって上記腫瘍の定位及び容積を決定する段階、 複数の熱放射源を容量的加熱のための所定のパターンで上記腫瘍内に間質的に移 植する段階、及び 上記腫瘍内に容量的加熱を生成するために上記熱源を制御可能に付勢する段階、 を含むことを特徴とする方法。
2. ２．上記移植段階が、上記造像システムの助けによって上記熱放射源を上記腫瘍 内の位置に案内することを含むことを特徴とする請求項１記載の方法。
3. ３．上記移植段階が、各々が上記熱放射源の少なくとも１つを支持しているそれ ぞれの個別プローブの配置のための個別の穴を穿孔することを更に含み、上記プ ローブがそれぞれ、上記移植段階が実施された後患著の人体から突出している柔 軟近位端を有し、 且つ上記付勢段階が、電気エネルギを外部制御システムから上記プローブの上記 近位端を通して上記熱放射源に供給することを含み、 上記方法が上記プローブの上記近位端を患者の人体に固定する段階を更に含むこ とを特徴とする請求項２記載の方法。
4. ４．上記付勢段階は、正常体温のインタバルによって分離された多数の高体温イ ンタバルを含む所定の治療プロトコルに従って実施されることを特徴とする請求 項３記載の方法。
5. ５．上記熱放射源の少なくとも１つの温度を測定する段階を更に含み、 上記付勢段階は、上記測定段階において測定された温度に応答する閉ループ制御 システムによって実施されることを特徴とする請求項４記載の方法。
6. ６．上記移植段階が、各々が上記熱放射源の少なくとも１つを支持しているそれ ぞれの個別プローブの配置のための個別の穴を穿孔することを更に含み、上記プ ローブがそれぞれ、上記移植段階が実施された後患者の人体から突出している柔 軟近位端を有し、 且つ上記付勢段階が、電気エネルギを外部制御システムから上記プローブの上記 近位端を通して上記熱放射源に供給することを含み、 上記方法が上記プローブの上記近位端を患者の人体に固定する段階を更に含むこ とを特徴とする請求項１記載の方法。
7. ７．上記付勢段階は、正常体温のインタバルによって分離された多数の高体温イ ンタバルを含む所定の治療プロトコルに従って実施されることを特徴とする請求 項１記載の方法。
8. ８．上記熱放射源の少なくとも１つの温度を測定する段階を更に含み、 上記付勢段階は、上記測定段階において測定された温度に応答する閉ループ制御 システムによって実施されることを特徴とする請求項１記載の方法。
9. ９．患者内の癌腫瘍の治療のために容量的伝導高体温を生成するシステムにおい て、 上記腫瘍の低位及び容積を決定する造像手段であって、上記患者の人体を通る造 像平面を確立するための手段を含む造像手段、 各々が熱放射素子を含む複数の移植可能プローブを含む熱放射源、 上記プローブを容量的加熱のための所定のパターンで上記腫瘍内に間質的に移植 するための手段であって、上記プローブを上記腫瘍内に平行な整合に案内するた めの型板手段、及び上記型板手段を上記患者の人体に対して且つ上記造像平面に 対して固定するための手段を含む移植手段、及び上記腫瘍内に容量的加熱を生成 するために上記熱放射源を制御可能に付勢するための手段 を含むことを特徴とするシステム。
10. １０．上記型板手段が、放射線透過性型板ブロックを含み、上記型板ブロックが 各々が上記プローブのそれぞれの１つに対応する複数の平行穴を画成しているこ とを特徴とする請求項９記載のシステム。
11. １１．上記プローブが各々、複数の電気的端子を有する柔軟性近位端を含み、且 つ、上記付勢手段が、外部制御システム、上記プローブの上記近位端を機械的に 修正し且つ上記外部制御システムを上記電気的端子に電気的に接続するためのマ ニホルドコネクタ手段、及び上記マニホルドコネクタ手段を上記外部制御システ ムから断接するための手段を含むことを特徴とする請求項１０記載のシステム。
12. １２．上記腫瘍内の温度を測定するための手段を更に含み、上記制御システムは 、上記の測定された温度に応答する閉ループ制御手段であって、上記腫瘍内の選 択された最小温度状態を維持するための閉ループ制御手段を含むことを特徴とす る請求項１１記載のシステム。
13. １３．上記制御システムが、上記の選択された最小温度状態を上記腫瘍内に維持 するべく上記熱放射素子を付勢状態に維持するために所定期間を選択するための 手段を含むことを特徴とする請求項１２記載のシステム。
14. １４．上記制御システムが、上記熱放射素子が付勢された時に所定頻度の治療サ イクルを確立するための手段を含むことを特徴とする請求項１３記載のシステム 。
15. １５．上記熱放射素子が、抵抗ヒータ素子であり且つ上記制御エネルギが電流で あることを特徴とする請求項１４記載のシステム。
16. １６．腫瘍を高体温でもって治療する方法において、造像システムの助けにより 複数の熱放射素子及び温度検知器を腫瘍内に外科的に挿入する手段、 上記腫瘍内に熱を生成するために上記熱放射素子を電流でもって付勢する段階、 上記温度検知器でもって上記熱放射素子の温度を測定する手段、及び 上記の測定された温度と高体温治療のために選択された所定温度との差に従って 上記熱放射素子へのエネルギの適用を自動的に制御する段階を含むことを特徴と する方法。
17. １７．間質的プローブのアレイの人体組織へのイメージに基づく案内のための型 板において、 放射線透過性型板ブロックであって、１つの平面的上面及び少なくとも１つの横 エッジを有し、上記上面に対して垂直に上記型板ブロックを通って延設する複数 の案内穴を画成しており、上記案内穴が上記上面の平面に連続２等辺三角形のパ ターンを形成している放射線透過性型板ブロック、上記型板を造像システムに取 り付けるための手段、及び上記造像システムによって発生された個別イメージに おいてその配向の識別のために上記型板を光学的にコード化するための手段 を含むことを特徴とする型板。
18. １８．上記光学的コード化手段が、上記型板ブロックに所定のコード化されたパ ターンでもって配置された複数の異なった型の穴を画成していることを特徴とす る請求項１７記載の型板。
19. １９．上記型板ブロックが、上記案内穴において少なくとも１センチメータ厚の アクリルブロックであり、且つ上記型板プロックが、上記横エッジに向かって下 方に傾斜している下面を画成しているくさび部分を含むことを特徴とする請求項 １８記載の型板。