JPH04126163A

JPH04126163A - 温熱治療装置

Info

Publication number: JPH04126163A
Application number: JP2279984A
Authority: JP
Inventors: Noriyuki Takahashi; 高橋　則幸; Tamaki Sakamoto; 坂本　環; Atsushi Shimoyama; 淳下山; Eiji Kasai; 笠井　英治; Makoto Saito; 誠斉藤; Jinichi Matsuda; 松田　甚一; Kazuo Kato; 和夫加藤
Original assignee: Omron Corp; Omron Tateisi Electronics Co
Current assignee: Omron Corp
Priority date: 1990-06-13
Filing date: 1990-10-17
Publication date: 1992-04-27
Also published as: EP0461658A3; EP0461658A2

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】（イ）産業上の利用分野この発明は、温熱治療装置に関し、詳しく言えば、生体
内の温度分布を推定し、これに基づいて制御がなされる
温熱治療装置に関する。

（ロ）従来の技術従来の温熱治療装置は、一対のアプリケータ、高周波発
生部、恒温液循環部及び温度計測部により構成される。

アプリケータは、電極及びこれを包む液バッグとを備え
ており、電極には高周波発生部よりの高周波が印加され
る。一方、液バッグ内には前記恒温液循環部により、恒
温液が循環させられる。アプリケータは、生体を挟むよ
うにして装着され、生体が誘電加温される。液バッグは
体表（あるいは腔内内壁）に密着し、腫瘍の位置に応じ
て体表を冷却又は加温する。

生体には、温度センサが刺入され、その先端部が腫瘍内
におかれる。前記温度計測部はこの温度センサの出力信
号より、腫瘍の温度を計測し、この温度が所定の値とな
るよう高周波印加電力が制御される。そして、腫瘍をこ
の温度に加温し、それを一定時間保持することにより、
腫瘍を壊死に至らしめる。

（ハ）発明が解決しようとする課題上記従来の温熱治療装置では、温度センサ先端という１
点」の温度で高周波印加電力を制御しているものである
。しかし、前記電極の径は数ｃｍから数十ｃｍにも及ぶ
ものであり、高周波は面から照射されるものであるから
、温度分布も本来は領域として捉える必要がある。しか
も、患者−人一人の体形、脂肪の厚さ等は相違している
。

このため、上記従来の温熱治療装置では、思わぬところ
に高温域（ホットスポット）が生じたり、患者に火傷を
負わせる場合があった。

また、温度センサを患者体内に刺入するため患者に苦痛
を与えると共に、刺入部位からの感染症の問題が生しる
。

この発明は、上記に鑑みなされたものであり、温度分布
を領域として捉えて制御し、安全な治療が行える温熱治
療装置の提供を目的としている。

（ニ）課題を解決するための手段上記課題を解決するため、この発明の温熱治療装置は、
以下のｉ　−ｖｉｉ項に列記する構成を有しでいる。

ｉ：生体に高周波を印加するための電極を備えたアプリ
ケータと、ｉｉ：この電極に印加する高周波発生手段と、１１１：
生体の温度を計測する温度計測手段と、ｉｖ：加温条件
を設定する加温条件設定手段とを備えてなるものにおい
て、Ｖ：生体ＯＣＴ画像を取り込むＣＴ画像取り込み手段と
、ｖｉ：生体の各組織・臓器のパラメータを記憶する生体
パラメータ記憶手段と、ｖｉｉ　：前記取り込まれたＣＴ画像、生体パラメータ
及び設定された加温条件に基づき、ＣＴ断面での温度分
布を推定し、前記温度計測手段で繰り返し計測される生
体の温度と、推定された温度分布から求められる生体の
温度との差が小さくなるように、前記生体パラメータの
値を繰り返し修正しながら、温度分布を推定する温度分
布推定手段とを備えてなるものである。

（ホ）作用この発明の温熱治療装置では、予め与えられたＣＴ画像
、生体パラメータ、加温条件に基づき、ＣＴ断面での温
度分布を推定する。最初に推定された温度分布は、実際
の温度分布とは異なる場合も少なくないので、実際に計
測された１又は数点における温度によって、より実際に
近い温度分布に修正する。

計測される温度は、推定された温度分布を修正するため
に用いられるから、必ずしも生体内の温度である必要は
なく、患者体内にセンサを刺入する必要性が減少する。

また、このように温度分布を領域として捉えることがで
きるため、これに基づいて高周波出力や液バッグ恒温液
の温度、循環量を制御すれば、治療の信頼性が向上し、
予期せぬ高温域や患者の火傷が防止されると共に、患者
本人のＣＴ直像を用いているため、体形や脂肪の厚さ等
の個体差による影響を少なくすることができる。

（へ）実施例この発明の一実施例を図面に基づいて以下に説明する。

第１図は、実施例温熱治療装置の構成を説明するブロッ
ク図である。２は、マイクロコンピュータ等よりなる制
御部であり、ＣＴ画像を取り込む機能、加温条件を自動
的に選択する機能、ＣＴ断面での温度分布を推定し、こ
れを修正する機能、高周波発生部、及び恒温水循環部を
制御する機能等を有している。

３は、イメージスキャナであり、フィルムに落とされた
ＣＴ画像を制御部２に取り込むためのものである。この
イメージスキャナ３に代えて、ビデオカメラによりＣＴ
画像を取り込む構成としてもよい。これは、ＣＴ画像が
フィルムとしてしか残っていない場合に有効である。

４は、ＣＴゼインフェースであり、ＣＴ１７がデータを
直接オンラインで伝送できる場合に使用するものである
。ＣＴ１７からのデータは、こＯＣＴインタフェース４
を介して制御部２に取り込まれる。

５は、フロッピディスクトライバ（ＦＤＤ）である。こ
のＦＤＤ５は、フロッピディスクに格納されているデー
タベースにアクセスし読み出す、あるいは推定された温
度分布等を落とし込むために使用される。また、ＣＴ画
像データがフロッピディスクに落とし込まれている場合
に、このデータを制御部２に取り込むためにも使用され
る。なお、データベースを格納するには、ハードディス
クや光ディスク等の記憶手段も適用できる。

操作部６は、キーボード等よりなり、各種コマンド等を
制御部２に入力するためのものである。

また、制御部２には、マウスインタフェース７を介して
、マウス８も接続される。マウス８は、組織・臓器の輪
郭やアプリケータの形状等を書き込むために使用される
。なお、マウスに代えてタブレット等も使用できる。

ＣＲＴ９は、取り込んだＣＴ画像、推定された温度分布
、加温条件、装置の状態等を表テする。

また、プリンタ１０は、これら温度分布、加温条件等を
プリントアウトする。なお、ＣＲＴに代えて、液晶表示
器等も適用できる。

高周波発生部１１は、アプリケータ１４−、（１４−２
）の電極１５に高周波を印加するもので、その印加電力
又はオン／オフは、制御部２が制御する。

恒温水循環部１２は、アプリケータ１４−１（１４４）
の液バッグ１６内に恒温水を循環させ、その温度、循環
流量、循環のオン／オフは、やはり制御部２で制御され
る。

温度計測部１３は、温度センサ１３ａを備え、生体への
温度Ｔ、を計測する。この温度ＴＭは制御部２に取り込
まれ、後述の温度分布の修正に用いられる。温度Ｔ、は
、温度分布修正のためのものであるから、必ずしも住体
内の温度でなくてもよく、体表や、液バッグ１６内の恒
温水の温度を用いることができる。なお、非侵襲の温度
計測装置を用いることもできる。

次に、実施例温熱治療装置の動作を説明する。

まず、ＣＴ画像が制御部２に取り込まれる（ステップ（
以下ＳＴという）ｌ、第２図（ａ）参照）。

こＯＣＴ画像の取り込みは、前述したように、イメージ
スキャナ３、オンライン又はフロッピディスクのいずれ
かの手段を用いる。このＣＴ画像はＣＲＴ９に表示され
る。

次に、操作者がマウス８を用いて、各組織・臓器の輪郭
を抽出してＣＴ画像に書き込む（Ｓｒ１）この抽出は、
ＣＴ画像の濃度差、又はＣＴ値（例えばＸ線ＣＴの場合
は、Ｘ線の透過係数）の違いにより、ある程度自動的に
行うことができるが、組織・臓器が明確に区別されない
こともあるため、この場合には操作者がマウス８を用い
て輪郭を修正する。これらの方法は、状況に応して最も
適切なものを、操作者が選択する。

Ｓｒ３では、操作者がマウス８を用いて、上記ＣＴ画像
に腫瘍Ｔを書き加える。腫瘍は、ＣＴ画像の濃度差やＣ
Ｔ値等て抽出てきないからである。

第８図は、ＣＴ画像より組織・臓器の輪郭を抽出し、腫
瘍Ｔを書き加えたところの一例を示している。なお、Ｍ
は筋肉Ｆは脂肪、Ｂは骨、ｍは骨髄をそれぞれ示してい
る。

Ｓｒ１では、操作者が室温、人体の初期温度を操作部６
やマウス８で設定する。もっとも、これらの値はある決
まった範囲にあることが多いので、装置が備えるデフォ
ルト値を使用してもよい。また、Ｓｒ５では、温度上昇
設定値ΔＴ、と腫瘍部の到達目標温度Ｔ”ｓｔをも入力
する。

Ｓｒ６では、最適加温条件が自動選択される。

この加温条件には、例えば次の５種類のものが提示され
る。

ｉ）アプリケータサイズ・位置ｉｉ）冷却水温ｉｉｉ　）印加電力ｉｖ）加温時間 ■）予冷却時間提示する加温条件は、以下のように自動選択される。前
記データベースには、第４図に示すように腫瘍の中心位
置及びその大きさのデータが含まれており、Ｓｒ３で入
力された腫瘍の位置及び大きさに合致する又は最も近い
ものを選び出す。選び出されたデータには、第５図に示
すように、さらにアプリケータ位置のデータ、アプリケ
ータサイズ、冷却水温等のデータが連なっている。これ
らは、予め温度分布計算を行ったものをデータベース化
したものである。操作者は、ＣＲＴ９に表示される画像
に、マウス８を用いてアプリケータを描き込む。これは
、イメージスキャナにより取り込んだＣＴ画像のデータ
が第４図に示すデータベースに格納されているデータと
は一般に異なるためである。この後、画像データを矩形
（又は三角形）の微小領域に分割し、臓器、腫瘍、アプ
リケータの形状を各微小領域で自動的に近偵する。

第９図は、この状態を示しており、ｅは電極、Ｗは、ポ
ーラス（恒温水）を示している。

初期加温条件が決定されると、操作者は指定のアプリケ
ータを温熱治療装置に取り付けた後、アプリケータを患
者に装着する。アプリケータの自動装着が可能な場合に
は、アプリケータが装置に取り付けられたのを装置自身
が判別した後、初期加温条件で示されたアプリケータ位
置になるように各部をシーケンシャルに移動させ、アプ
リケータを患者に装置することも可能である。

アプリケータが装着されると、制御部２よりの指令によ
り、恒温水循環部１２の設定温度がＳｒ６で提示された
値に切替わり、実際の水温がこの提示された値に達すれ
ば、やはり提示された予冷却時間の計時が開始される。

この予冷却時間が経過すると、警報あるいは、ＣＲＴ９
への表示と共に、高周波発生部１１がＳｒ６で提示され
た印加電力でアプリケータ１４−１、（１４−２）の電
極１５に高周波を印加する（Ｓｒ７）。

加温が開始されると、一定時間（例えば３０秒）毎に、
制御部２は温度計測部１３より実測温度Ｔ。

を取り込む（Ｓｒ８）。

Ｓｒ９では、制御部２ば、電界解析を行う。この電界解
析は、各微小領域毎に電位φを求めるもので、φに関す
るラプラス方程式（１）を解く。

ε、θ２φ／θＸ２＋ε、θ２φ／θｙ２−０　　・・
・（１）ここでε（Ｆ／ｍ）は、組織・臓器の比誘電率
ε。

から求まる。このε、は第３図に示すように、データベ
ースに各組織・臓器毎の値が含まれており、該当する＆
ｆｌ織・臓器の値を選び出して用いる。

５Ｔ１０では、エネルギ解析、すなわち各微小領域で発
生する熱エネルギｗｈを算出する。電位φを微分するこ
とで電界強度Ｅが求まり、このＥに以下の（２）式を通
用してｗｈを算出する。

Ｗｈ＝１／２σＩＥＩ　　　　・・・（２）この（２）
式で、σ（Ｓ　／　ｍ　）は電気伝導率であり、第３図
のデータベースより、各微小領域の組織・臓器に該当す
るものを選び出して用いる。

５ＴＩＩでは、温度分布解析、すなわち各微小領域の温
度Ｔ、を求める。ここでは（３）式の生体熱輸送方程式
を解く。

−Ｗｈ−ＦρρｂＣ（Ｔ；　　　Ｔｓ）　　　・・・（
３）ここで、ρ、Ｃ，に、Ｆは、各組織・臓器の体積密
度（ｋｇ／ボ）、比熱（Ｊ　／ｋｇ’ｃ　）　、熱伝導
率（Ｗ／ｍ’ｃ）、血流量（ポ／ｋｇ−ｓ）であり、第
３図のデータベースより８亥当するものを選び出す。

また、ρｂ、Ｃｂ、Ｔｎは、それぞれ血液の体積密度、
比熱、温度である。（３）式の左辺第１項は生体内の蓄
熱、左辺第２項は熱伝導、右辺第２項は血流等による冷
却を示している。

上記ＳＴ９〜１１の処理では、この実施例では、有限要
素法を適用して解析を行っている。もちろん、解析方法
は、有限要素法以外にも、境界要素法（有限要素法と比
較すると若干精度は落ちる）差分法等が適用できる。

なお、５Ｔ１１で各微小領域ごとの温度Ｔ、が得られた
ならば、これらを用いて温度分布を作成し、これをＣＲ
Ｔ９に表示し、又はプリンタ１０よりプリントアウトす
る。

５Ｔ１２では、温度実測点に対応する微小領域の温度Ｔ
Ｒが、実測温度ＴＭと一致するか判定する。この判定が
ＹＥＳの場合には、Ｓｒ１４、ＮＯの場合には５Ｔ１３
へ分岐する。

５Ｔ１３では、ΔＴＲ＝　ｌ　ＴＲＴイ　１が零に近づ
く方向に血流量Ｆを増減して、続＜５Ｔ１４で再び（３
）式を解く。（３）式における血流量Ｆの影響は以下の
ようになる。すなわち、血流量Ｆを含む左辺第２項は、
血流等による体内での熱拡散であり、Ｆが大きくなると
発生した熱が拡散し、ＴＲの上昇を抑える方向に作用す
る。逆にＦが小さくなると、Ｔ、の上昇を抑える作用が
小さくなる。

このことを加味した上で、血流量Ｆを増減させ、再度（
３）式を解くわけである。言い換えれば、血流量Ｆの温
度依存性に対応するための処理であると言うことができ
る。

５Ｔ１５では、再び温度ＴＲがＴＭに一致するか否かを
判定し、ＹＥＳの場合には、Ｓｒ１４、ＮＯの場合には
５Ｔ１６に分岐する。５Ｔ１６では、（２）式中の電気
伝導率σを、ΔＴＲが小さくなる方に増減する。血流量
Ｆを変更してもＴ、≠Ｔ。

（又は、ΔＴＲが一定値でない）場合には、電気伝導率
σも何らかの要因に対する依存性を持ち、発生する熱エ
ネルギ量ｗｈに誤差を生しさせていると考えられるから
である。

５Ｔ１７では、この変更した電気伝導率σを用いて（２
）式を解いてｗｈを求め、次の５Ｔ１８では、このｗｈ
を用いて（３）弐を解いて、各微小領域の温度Ｔ１を求
める。

５Ｔ１９では、さらに温度Ｔ１１がＴＭ　ｂこ一致する
か否かを判定し、ＹＥＳの場合には５Ｔ２４、ＮＯの場
合には、Ｓｒ１０にそれぞれ分岐する。

電気伝導率σを変更してもＴ、Ｉ＋ＴＭ　（又はΔＴＲ
が一定値でない）場合には、誘電率εも何らかの要因に
対する依存性をもつことになり、電位φに誤差を生しさ
せていると考えられる。そこで、εを変更しく５Ｔ２０
）、（す（２）　（３）式を順に解き（Ｓｒ１１〜２３
）、各微小領域の温度Ｔ、を求メル。Ｓｒ１３の処理が
終われば、再びＳＴ１２へ戻り、ＴＲ−ＴＭか否かを判
定する。従ってＴ。

＝Ｔ、となるまで５Ｔ１２〜２３の処理が反覆される。

５Ｔ２４では、温度分析解析で得られた温度分布より、
腫瘍Ｔで最も高温になっている箇所の温度Ｔ１が予め操
作者が設定した目標温度Ｔｓｔに到達したかを判定する
。この判定がＹＥＳの場合には５Ｔ２９、Ｎｏの場合に
は５Ｔ２５へそれぞれ分岐する。

Ｓｒ１　Ｓ以下は〔第２図（Ｃ）参照〕、腫瘍の温度上
昇ΔＴＴを、先に設定した温度上昇設定値ΔＴ。

に制御する処理であり、第６図中の温度上昇部分に対応
する。

５Ｔ２５では、前回、例えば３０秒前と今回の腫瘍部の
温度差へＴ、を求め、このΔＴ、が前記温度上昇設定値
ΔＴ、より大きい（ΔＴＴ〉ΔＴ、）かを判定し、ＹＥ
Ｓの場合にはＳｒ１６、ＮＯの場合にはＳｒ１７へそれ
ぞれ分岐する。Ｓｒ１６では、制御部２の指令により、
高周波発生部１１が印加電力をステップダウンする。Ｓ
ｒ１６の処理が終わればＳｒ８へ戻る。

一方、５Ｔ２７では、ΔＴ７が八Ｔ、より小さい（ΔＴ
ＴくΔＴ、）かを判定し、ＹＥＳの場合には、Ｓｒ１８
へ、Ｎｏの場合にはＳｒ８へそれぞれ分岐する。Ｓｒ１
８では、制御部２の指令により、高周波発生部１１が印
加電力をステップアップする。５Ｔ２８の処理が終われ
ばＳｒ８へ戻る。

５Ｔ２９以降の５Ｔ３２までの処理〔第２図（ｄ）参照
〕は、腫瘍温度Ｔ□を、設定された値Ｔ、Ｔに維持する
ためのもので、第６図において温度維持の部分に相当す
る。Ｓｒ１９では、ＴＴがＴ５Ｔよりも高い（Ｔｔ　＞
Ｔｓｔ）か否かを判定し、この判定がＹＥＳの場合には
、Ｓｒ１０、ＮＯの場合には、Ｓｒ１１にそれぞれ分岐
する。５Ｔ３０では、制御部２の指令により、高周波発
生部１１が高周波の出力を停止する。５Ｔ３０の処理が
終われば５Ｔ３３に進む。

５Ｔ３１では、ＴＴがＴｓｔより低い（Ｔ７〈Ｔｓア）
か否かを判定し、この判定がＹＥＳの場合には５Ｔ３２
へ、Ｎｏの場合には５Ｔ３３へ分岐する。５Ｔ３２では
、制御部２の指令により、高周波発生部１１が高周波の
出力を再開する。５Ｔ３２の処理が終わればＳｒ１３へ
進む。

なお、第６図に示すように、この実施例では、腫瘍温度
Ｔアが設定値Ｔ、Ｔに到達した時の印加電力で、高周波
の印加を断続して、温度を維持する構成としているが、
これに限定されるものではなく適宜設計変更可能である
。

５Ｔ３３〜３７の処理は、高温域を腫瘍に一致させるた
めのものであり、第７図はこの処理を説明する図である
。

５Ｔ３３では、制御部２が温度分布より、Ｔ、□に到達
している領域（以下高温域と呼ぶ）の大きさを算出する
。Ｓｒ１４では、この高温域が腫瘍より大きいか否か判
定する。この判定がＹＥＳの場合には、５Ｔ３５、Ｎｏ
の場合には５Ｔ３６へ分岐する。５Ｔ３５では、制御部
２０指令により、恒温水循環部１２が恒温水の温度を下
げるかあるいは循環流量を上げる。Ｓｒ１５の処理が終
わればＳｒ１８へ進む。

第７図（ａ）、第７図（Ｃ）は、いずれも高温域Ｈが腫
瘍Ｔより大きくなっており、共に５Ｔ３４の判定がＹＥ
Ｓとなる場合である。第７図（ａ）の場合には、アプリ
ケータ１４−３．１４−２共に、水温を下げるか、ある
いは循環流量を上げる。一方、第７図（Ｃ）の場合には
、高温域が腫瘍より大きいだけではなく、アプリケータ
エイ−２側に偏っているため、アプリケータ１４−２の
水温を下げ、あるいは循環流量を上げる。

一方、５Ｔ３６では、高温域が腫瘍より小さいか否かを
判定し、ＹＥＳの場合にはＳｒ１７へＮｏの場合には５
Ｔ３Ｂへそれぞれ分岐する。５Ｔ３７では、制御部２の
指令により、恒温水循環部１２が水温を上げるか循環流
量を下げる。５Ｔ３７の処理が終わればＳｒ１８へ進む
。

第７図（ｂｌは、高温域Ｈが腫瘍Ｔより小さくなってお
り、５Ｔ３６の判定がＹＥＳとなる。しかも、高温域Ｈ
がアプリケータ１４−２側に偏っているため、アプリケ
ータ１４−Ｉの水温を下げるあるいは循環流量を上げる
ことになる。

Ｓｒ３８では、Ｓｒ１で提示された加温時間がタイムア
ンプしたか否かを判定する。この判定かＹＥＳの場合に
は、Ｓｒ８へ分岐し、ＮＯの場合には処理を終了する。

なお、上記実施例では、５Ｔ１３で血流量Ｆを、Δ’ｒ
Ｒ＝ｌＴＲ−ＴＭ　　ｌが零に近づく方向に増減してい
るが、ΔＴ８をより確実に零に近づく、他の実施例とし
て、第１１図に示す処理を行うようにしてもよい。第１
１図のフロー図は、第２図（ａ）、第２図（ｂ）のＳｒ
７〜５Ｔ１６に差し替えるものであり、ＳＴＩ、・・・
、Ｓｒ１及び５Ｔ１７、・・・、５Ｔ３８は図示してい
ないが、この部分は、第２図（ａ）、・・・、第２図（
ｄ）と同じである。

第１図に示した、実施例温熱治療装置で、発明者等は、
第１２図に示すように、時間ｔの変化に対する実測温度
Ｔ、４と推定温度ＴＣにつき、近接した時点ｔ＋　、　
ｔｚ　　（ｔｌ　”、ｔｚ　）では、次式が成立するこ
とを知った。

ここで、ＦＣは推定温度Ｔｃを算出するのに使用した血
流量、ＦＭは、逆推定された血流量であり、実測したら
この値となるであろう血流量である。

また、ｔただし、ρ、：血液の体積密度Ｃｂ　：血液の比熱Ｃ１；実測部分の組織の比率である。

ここでは、この逆推定した血流量Ｆ、を、次の温度分布
解析に使用するものである。

第１１図において、ＳＴＩ、・・・、Ｓｒ１は図示して
いないが、第２図（ａ）と同様である。Ｓｒ７で加温が
開始されると、血流量Ｆｃとして、初期値Ｆ、を設定す
る（Ｓｒ４０）。この初期値Ｆ０は、例えば脂肪で５．
０Ｘ１０−１筋肉で８．３×１０−１骨で４．２Ｘ１０
−１Ｉｌｌ瘍で５．０×１０−７である。初期設定後、
電界解析（Ｓｒ１１）、エネルギー解析（Ｓｒ４２）を
行う。これは、第２図（ａ）のＳｒ９．５ＴＩＯと同様
である。次に温度センサにより、実測データＴＭを取込
み（Ｓｒ４３）、カウンタＣを１にして（Ｓｒ１４）　
、温度分布解析に入る（Ｓｒ４５）。これは、第２図（
ａ）の５ＴＩＩに相当し、（３）式を解いて、推定温度
Ｔｉ（Ｔ、）を求める。（３）式のＦとして、Ｓｒ１０
で設定したＦＣが使用される。続いて、式（４）の演算
を行い、血流量Ｆ４を逆推定計算する（Ｓｒ４６）。

次に、ＴＲ＝Ｔ、４か、つまりｆＴｉＴ、４１が、所定
値以内か判定し、ＹＥＳならＳｒ１４へ分岐するが、Ｎ
ＯであればＳｒ１８へ分岐し、カウンタＣの内容が所定
値Ｃ，４ＡＸか判定する。頭初は判定ＮＯなので、Ｓｒ
１９に分岐し、カウンタＣを１インクリメントするとと
もに、Ｓｒ１６の逆推定で得られたＦ、をＦｃとしく５
Ｔ４９）、５Ｔ４５に戻る。そして新たな血流量Ｆ、に
より温度分布解析を行い（Ｓｒ４５）、その新たなＦｃ
、推定温度、実測温度により、式（４）により血流量Ｆ
Ｍを再度逆推定する（Ｓｒ４６）。そして、Ｔ、、＝Ｔ
Ｈが判定しく５Ｔ４７）、両者が一致するまで、そして
カウンタＣがＣ，ＡＸ　（例えば、Ｃ，Ａ％＝４）とな
るまで、５Ｔ４５、・・・、５Ｔ４９の処理を繰り返す
。この繰り返す中に５Ｔ４７で温度ＴＲがＴ、に一致す
ると、５Ｔ２４へ分岐する。また、一致しないままＳｒ
１　ＢでＣ＝　ＣＭＡＸとなると、５Ｔ１６へ分岐する
。後は、第２図（ｂ）と同様である。

以上のように、この実施例では、臨床加温によって得ら
れた関心部位における温度の時系列的実測データを利用
して、これらの実測データと生体内温度分布解析ルーチ
ンで得られた解析結果とが時系列的によく一致するよう
に関心生体組織のパラメータ値およびその温度依存特性
を反復推定する方法をとっている。すなわち、関心部位
において、ある任意の時刻における実測温度とそれに対
応する解析結果とを比較し、もし、両者がある誤差範囲
内で互いに一致すれば、関心生体組織のパラメータ値と
して解析に使用している値は正しく推定されていると考
え、そのまま再び生体内温度分布解析ルーチンに戻り次
の一定時間経過後の温度分布計算にうつる。たたし、も
し、全ての時系列実測温度データについての比較が終了
すればパラメータ推定を終了する。もし、関心部位にお
いて両者が一致しない部位があれば、これらの生体組織
のパラメータ値を、例えば血流量については、上記の方
法で修正した上で、再度電界計算、熱エネルギー計算お
よび温度分布計算を行うために温度分布解析ルーチンに
戻る。

この実施例のように血流量の逆推定を行いながら温度分
布推定計算を行うと、第１３図に示すように、・印で示
した実測温度と、ム印で示した推測温度がほぼ一致し、
推定温度精度が向上し、固体差を吸収した適応型の温度
分布推定が可能となり、さらに逆推定手法を他の生体パ
ラメータに応用し、各パラメータのデータベース構築と
その活用により腫瘍の進行具合の判断や癌診断への適用
の可能性もある。なお、第１３図において、ム印は血流
量を、Δ印のように推定変色した場合の推測温度、口印
は血流量を一定とした場合の推測温度である。

この発明は、高周波温熱治療装置だけではなく、超音波
温熱治療装置等にも通用可能である。

（ト）発明の詳細な説明したように、この発明の温熱治療装置は、生体Ｏ
ＣＴ画像を取り込むＣＴ画像取り込み手段と、生体の各
組織・臓器のパラメータを記憶する生体パラメータ記憶
手段と、前記取り込まれたＣＴ画像、生体パラメータ及
び設定された加温条件に基づいて、ＣＴ断面での温度分
布を推定し、前記温度計測手段で繰り返し、計測される
生体の温度と、推定された温度分布から求められる生体
の温度との差が小さくなるように、前記生体パラメータ
の値を繰り返し修正しながら、温度分布を推定する温度
分布推定手段とを備えてなることを特徴とするものであ
る。

従って、温度分布を領域として捉えて制御するから信頼
性が向上し、思わぬところに高温域が生じたり、患者に
火傷を負わせる危険を回避することができる。また、実
際に治療を受ける患者本人ＯＣＴ画像を用いるため、体
形や皮下脂肪の厚さ等の個体差にも余り影響されなくな
る。

さらに、温度センサを必ずしも患者体内に刺入する必要
がないので、患者の苦痛、感染症等の問題も軽減される
。

加えて、患者ＯＣＴ断面の温度の分布を一目で把握する
こともできる。

【図面の簡単な説明】

第１図は、この発明が実施される温熱治療装置の構成を
説明するブロック図、第２図（ａ）、第２図（ｂ）、第
２図（Ｃ）及び第２図（ｄ）は、同温熱治療装置の動作
を説明するフロー図、第３図、第４図及び第５図は、そ
れぞれ同温熱治療装置のデータベースの構成を説明する
図、第６図は、同温熱治療装置での腫瘍温度と高周波印
加電力の関係の一例を説明する図、第７図（ａ）、第７
図（ｂ）及び第７図（Ｃ）は、生体内の高温域と腫瘍と
の関係を説明する図、第８図は、同温熱治療装置におい
て、組織・臓器の輪郭及び腫瘍の位置・大きさが書き込
まれたＣＴ画像の一例を示す図、第９図は、同温熱治療
装置において、ＣＴ画像を微小領域に分割した状態の一
例を示す図、第１０図は、同温熱治療装置で推定された
温度分布の一例を示す図、第１１図は、この発明の他の
実施例を説明するためのフロー図、第１２図は、同実施
例を説明するのに使用する、時間−温度特性を示す図、
第１３図は、同実施例における臨床時の経過時間に対す
る温度計測値と推定温度の関係を示す図である。２：制御部、　　　　　３：イメージスキャナ、５：Ｆ
ＤＤ、　　　　　　９：ＣＲＴ、１０：プリンタ、　　
　１１：高周波発生部、１２：恒温水循環部、１３：温
度計測部、１４−１・１４４ニアプリケータ、１５：電極、　　　　　１６：液バッグ。特許出願人　　　　　　オムロン株式会社代理人　　　
弁理士　　中　村　茂　信第図（ａ）第図（ｂ）第図（Ｃ）第図（ｄ）第図第図第図第図（ａ）第図（ｂ）第図（Ｃ）第１１図

Claims

【特許請求の範囲】

（１）生体に高周波を印加するための電極を備えたアプ
リケータと、この電極に印加する高周波を発生する高周
波発生手段と、生体の温度を計測する温度計測手段と、
加温条件を設定する加温条件設定手段とを備えてなる温
熱治療装置において、生体のＣＴ画像を取り込むＣＴ画
像取り込み手段と、生体の各組織・臓器のパラメータを
記憶する生体パラメータ記憶手段と、前記取り込まれた
ＣＴ画像、生体パラメータ及び設定された加温条件に基
づいて、ＣＴ断面での温度分布を推定し、前記温度計測
手段で繰り返し計測される生体の温度と、推定された温
度分布から求められる生体の温度との差が小さくなるよ
うに、前記生体パラメータの値を繰り返し修正しながら
、温度分布を推定する温度分布推定手段とを備えてなる
ことを特徴とする温熱治療装置。
（２）生体に高周波を印加するための電極を備えたアプ
リケータと、この電極に印加する高周波を発生する高周
波発生手段と、生体の温度を計測する温度計測手段と、
加温条件を設定する加温条件設定手段とを備えてなる温
熱治療装置において、生体のＣＴ画像を取り込むＣＴ画
像取り込み手段と、生体の各組織・臓器のパラメータを
記憶する生体パラメータ記憶手段と、前記取り込まれた
ＣＴ画像、生体パラメータ及び設定された加温条件に基
づいて、ＣＴ断面での温度分布を推定し、前記温度計測
手段で繰り返し計測される生体の温度と、推定された温
度分布から求められる生体の温度との差が小さくなるよ
うに、前記生体パラメータの値を繰り返し修正しながら
、温度分布を推定する温度分布推定手段と、温度分布を
推定するために使用したパラメータ、推定温度及び実測
生体温度とから生体パラメータを逆演算するパラメータ
逆推定手段とを備え、生体パラメータ値を逆推定により
繰り返し修正するようにしたことを特徴とする温熱治療
装置。
（３）前記温度分布推定手段により求められる、予め指
定された生体内の領域の推定温度に基づき、前記高周波
発生手段の出力を制御する出力制御手段を備えてなる、
請求項１又は請求項２記載の温熱治療装置。
（４）前記アプリケータに体表面用冷却用液バッグと、
この液バッグに恒温液を循環させる恒温液循環手段とを
備えてなる、請求項１又は請求項２記載の温熱治療装置
。
（５）前記温度分布推定手段により求められる、予め指
定された生体内の領域の推定温度分布に基づき、前記恒
温液循環手段の恒温液及び／又は循環量を制御する恒温
液制御手段を備えてなる、請求項４記載の温熱治療装置
。
（６）前記ＣＴ画像取り込み手段から腫瘍領域を求める
手段と、前記推定温度分布から、予め定められた温度値
を越える高温領域を求める手段とを備え、前記出力制御
手段が腫瘍領域の最高温度が予め定められた制御温度値
未満のときに高周波出力を印加し、前記制御温度値以上
のとき、高周波出力を減少させるように制御すると共に
、前記恒温液制御手段が、前記高温領域が前記腫瘍領域
より大きいとき、循環液温度を下げ及び／又は循環量を
上げるように、逆に前記高温領域が前記腫瘍領域より小
さいとき、循環液温度を上げ及び／又は循環量を下げる
ように制御する、請求項５記載の温熱治療装置。