JPS60190969A - ハイパサ−ミア用加温装置 - 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】 〔発明のス一・屡する分野〕 本発明は、ハイパサーミア用加温装置に係り、特にα磁
波の照射による癌組織への加温で、癌組織の丹生機能を
停止して致死に至らしめるハイパサーミア用加温装置に
関する。

〔従来技術とその問題点〕

近年、加温療法〔「ハイパサーミア」ともいう〕を用い
た治療法が脚光を浴びており、特に悪性ノ■瘍を例えは
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．　／１６１０）。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める。

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、Ａ６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、画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、逆にこれよシ
高いと正常組織に対し害を与え好ましくない。即ちハイ
パサーミアでは、癌組織に致死障害を与え、正常組織に
はおまシ害を力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。

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シ当該目的の部位を
４３℃前後の一定温度に１時間ないし２時間の間保持す
ることは容易でない。特に電磁波による加温療法は、生
体表面のα磁波吸収率が著しく大きいことから、従来技
術ではα部加温に適さないとされ長い間放置嘔れていた
。一方、発明者らは電磁波を用いて生体内深部のＭ’ｉ
を加温治療する」ｂ合の有効性を、従来よ逆提案し研究
を進めている。

〔発明の目的〕

本発明は、かかる上記従来技術を勘案し、生体内の所定
の加温箇所を予め定めた所定の温度に継続して一定時間
加温することのできる制御機能を備えたハイパサーミア
用加温装置を提供することを、その目的とする。

〔発明の概些〕

そこで、本発明では、電磁波を断続的に出力するτは磁
波発生手段と、この電磁波発生手段から出力されるα磁
波を生体へ照射するアプリケータと、このアプリケータ
の′電磁波照射開口部に装備された冷却手段と、前記電
磁波の断続出力に対応して加温箇所の温度ｄｉ！Ｉ定を
行う温度計側手段とを備えたハイパサーミア用加温装置
において、前記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に、前記゛電磁波発生手段の出
力レベルを降下！ｌ１ｌＨａｌする第１の制御手段と、
前記生体温度が予め設定した所定温度に下るまで当該電
磁波発生手段の出力を中断せしめる第２の制御手段とを
具備する等のｒ１成を採り、これによって前記目的５！
：迫成し、ようとするものである。

〔発明の実施例〕 以下、本発明の一実施例を第１図ないし第７図に基づい
て説明する。

第１図は本発明の一実施例を示す電気的ブロック図でる
る。このハイパサーミア用加温装置彦は、電磁波発生部
としてのマイクロ波発生部２　と第１ないし第４のｊｆ
ｆｌＪ御手段を含む制御部４々マイク０波照射部６とか
ら摺電されている。

前記マイクロ波発生部２は、電磁波発生手段としてのマ
グネトロン８と方向性結合器１０とダイオード１２とパ
ワーコントロールユニット１４とから成る。この内、パ
ワーコントロールユニット１４は、サイリスタによる１
ｆｉｌＪｔ卸で前記マグネトロン８のアノード電圧を変
化させ、マグネトロン８の出力をｌｌｉする制御回路で
るる。また、方向性結合器１０は、入射波と反射波を別
々に分離して取シ出す装置であり、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
Ａ／Ｄ変換器１Ｇを介して主制御部１８へ送出づれるよ
うになっている。この主制御部１８をよ、取り出された
入射波のパワーレベル値から反射波のパワーレベル値を
引き、後述するアプリケータ２゜に有効に供給されるマ
イクロ波のパワーをｎ出して、この結果から前記マグネ
トロンの出力を調整する機能を備えている。

一方、前記マイクロ波照射部６は、本実施例ではマイク
ロ波を生体へ照射するアプリケータ２０と、このアプリ
ケータ２０の開口部側すなわち生体表面を冷却するため
の冷却液を冷却する冷却装置ｒｉ２１と、該冷却装置で
冷却された水を循環させるポンプ２２と、癌組織の温度
を検出する温度センサー３０とによ’）　４７’ｊ成さ
れている。

前記アプリケータ２０は、第２図に示すように生体３２
に密着して、該生体３２に電波を照射し、目的のヅ凸組
織を加温するためのアンテナであり、生体３２との接触
面には皮層部分での誘電損失による加熱によって皮層に
熱傷が起きないようにする必要性から、冷却部３４が設
けられている。該冷却部３４には、本実施例で冷却液と
して使用している水を通すためのパイプ３６が設けられ
ており、１０記？）却装置２１で冷却６れた水を前記ポ
ンプ２２で強制的に循環させ、該冷却部３４内を通過さ
せることでアプリケータ２０の開口面すなわち生体表面
を冷却している。

前記生体内温度センサー３０は、癌組織の温度を検出す
るためのセンサーであり、ここで得られる情報を基にし
て、前記マグネトロン８の出カル匈整が主ｆｌｉｔｌ　
１部１８で行なわれるようになっている。

一方、前記主制御部１８は、上記各セン→ｊ・−２８゜
３０で得られた情報をＡ／Ｄ変換器１６．４２を介して
入力し、この情報とオペレータの指示を受けた入力部４
４とからの情報とに基づいて情」組織の温度が所望の値
に保たれるようＤ／Ａ変換回路４６を介してポンプ２２
０回転数とマクネトロン８の出力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
を出力部４４に１と出するようになっている。

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ｔ脱明する。なお、ここで、ガン組織に対しての加
温を４３，５℃とする。・まず、冷却装置２１を稼動さ
せ（第３図５０）、十分に水が冷却された後、ポンプ２
２の回転数の制御を行なう（同図５２）。そして、この
後オペレータが癌組織の深部に合わせて入力した値をマ
クネトロン８の最大出力として設定する（同図５６尤こ
のようにマグネトロンの最大出力をｌ＋Ｖｊ　Ｍｉ織の
深部に合わせて設定するのは、マイクロ波の出力が大で
あると加温時の温度ピークが表面近くになるのに対し、
出力が小であると温度が序々に深部へ浸透するため温度
ピークが深部へ移行するからである。

第４図は２４５０　Ｍｌｌｚのマイクロ波をある基準量
に基づいて照射した場合に得られる温度分布四と、この
場合の基準量に対し３ｄＢ出力を減じた場合のマイクロ
波の照射によってイ０られる温度分布（１３）との比較
を示す。かかる周波帯は加温療法用としては最も周波数
の高い領域であり、従っ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３　ｄｌｌ出力を減じた温度
分布（ＢＪの方が約０．２５鋼央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
の温度にするのにかなシの時間を侠する。ｐｒ、　り図
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８
れるからでるる。

上述したマクネトロン８の最大出力の設定は、前記方向
性結合器１０からの情報に基づいて主制御部１８で行な
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め、この出力を入出力
部４４でオペレータによっ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、予めファントムモデルを使って最大出力の設
置を行なっておいてもよい。マクネトロンの最大出力の
設定が行なわれた後、一定時間マイクロ波の照射を行い
（第３図５６）、この後マクネトロンの出力を切り（同
図５８）、株いて温度計測にはいる（同図６０）。この
温度計測は癌組織の温度を計測するための温度センサー
３０によってなされる。温度計測時にマイクロ波の照射
を行なわないのは、生体内に曲入された前記温度センサ
ー３０がマイクロ波の影響を受けて、誤差が生ずるから
である。

温度計６１１１がなされた後は、加温箇所の内部温度が
オペレータによって入力された内部温度設定値（４３，
５℃）より高いか否かが判断される（同図６２）。

ここで内部温度がオペレータによって入力された内部温
度設定値よりも低いとき、主制御部１８は、前記パワー
コントロールユニット１４に指示を与えることによって
、マクネトロン８の出力設定値を上けるう智の場合、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
７２）。そして次のマイクロ波照射時が来たときには、
この設に値に基づいてマイクロ波の照射がなされるよう
になっている。即ち、チ１す」組織が設定値よりも高く
なる１でマイクロ波の照射と計測が像り返され、この計
測時を利用してマグネトロン８の出力の設定値を１ステ
ップ毎高くし、次の照射時には、計測時において設定さ
れた出力によって、マイクロ波の１１（１射がな逼れる
。この結果、癌組織の（ｈ′１度が内部設定温度より高
くなつｆｃ場合は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なわずに、温度計測ループを繰り
返す。かかる制御は総て＋ｉｆＪ記主’＋ｌ１ＩＪ御部
１８でなされる。一方、この間を利用してマグネトロン
の出力設定値を１ステツプごと下げ（同図６８）、次の
照射時のための出力設定を行なう。

ところで、加温時間と癌組織ケ致死に至らしめるための
相関関係は、癌組織が４３℃付近の温度になってからの
時間によって左右される。したがって、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、予
めオペレータＱてよって人力さｔた加温時間が到来した
ときに加温を終了する（同図７２）。

第６図は、各マイクロ波照射時と計測時のｉ＋１．ＩＪ
糸［１織の温度状態とマクネトロンの出力状態との関係
を示している。この図において、温度分布が上昇してい
る間隔がマイクロ波照射時であり、温度分イＦが下降し
でいる間隔が温度計（１１１１時でわる。温度ｉｉ　６
１１１時にはマグネトロンの出力は苓となっている。

図中８点はマグネトロンの最大出力によるマイクロ波の
照射の結果、内部温度が初めて設定温度を越え、計測が
始まった時点を示しており、ここから上述した加温時間
が開始される。そして、この後は内部温度が４３．５℃
以下になるまで計測を続け（図中Ｂｅ）、この１１」１
に、次に照射すべきマイクロ波の設定が行なわれる。し
たがって、ＣＤ間ではＡＢ間に対して傾きが下がってい
る。また温度計測時においてマグネトロンの出力設定値
を下げすぎてしまったため、次の照射時で温度が４３．
５℃に達しなかった場合（例えば図中ＥＦ）は、第３図
のフローチャート７２で示したように次の計１ｉ１１１
期間（例えば図中）’Ｇ）で出力のアップが図られるこ
とから、再び傾きが上昇する（例えば図中Ｇ１−４）。

このよｒ）な制御の繰り返しによって、はとんどリクブ
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℃を越え且１．５℃以上上昇しないよ
うにマクネトロンの最大出力と照射時間を設定しておく
心安がある。１．５゛以上上昇すると４５℃を越え正’
／に細胞に悪影’＞’？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、マイクロ波の照射の初期
の段階（図中ＯＰ）の温度上昇を３℃以下にするとい９
設定方法が考えられる。

これは第５図に示したよりに、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程度になっていることが根拠となっている。

第７図は第６図と比し、マグネトロンの最大出力を低く
設定しｆｃ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。

なお、深部力旧晶金行なうには比較的低い周波数を用い
ればよいことから、上記実施例で用いたマグネトロンの
かわジに低い周波数のマイクロ波の発壺を行なうのに適
している発振器およびリニアアンプを用いてもよい。パ
ワーの可変は、マクネトロン子゛′咋した場合と同様に
サイリスタによる制御ｌ１ｔＩで発振器のパワー又はリ
ニアアンプのブレード電圧を変化させて行なう。但し、
この場合反射波による彩管をなくすためにアイソレータ
を用いる必要かわる。

〔発明の効果〕

以上のように、本発明によると、′ｌＩＬ蜂波を断続的
に出力する電磁波発生手段と、この電磁波発生手段から
出力される電磁波を生体へ照射するアプリケータと、こ
のアプリケータの電磁波照射開口部に装備されｆｃ冷却
手段と、前記電磁波の断続出力に対応して加温箇所の温
度測定を行う温度計測手段とを備えたハイパサーミア用
加温装置において、前記温度計測手段が予め設定した温
度以上の生体温Ｕを検知した場合に、ｉｉ′ｆＪ記電磁
波発電磁波発生手段ベルを降下制御１１１１する第１の
’ｌ［ｉｌＪ御手段と、前記生体温度が予め設定した所
定温度に下るまで当該出、磁波発生手段の出力を中断せ
しめる第２の１１ｉ１１　ＭｔＪＪ手段とを具備するこ
ととしたので、生体内の所定両所を予め設定した所定温
度に一定時間継続加温することがでさ、単に断続加温の
繰り返えしを継続するという従来例で生じていた設定値
を大さく越えた過熱状態の発生を第２　ｔｌｉｌＪ御手
段の作用により効果的に」工１］えることができるとい
う従来にない優れたハイパサーミア用加温装置首を提供
することができる。−また、特許請求の範囲第２項では
、６らに第３制岬手段の作用によシ設建値に趙以ｔｆｃ
−温−１毘−諭ｊ・しｆｃ場合には、電磁波の照射・寸
ワよ −を下げて技画衿侭１−と−Ｏバランスをとるという操
作がなされ、これがため、最適治療温度に比較的長時間
の間これを維持することができるという利点がある。さ
らに特許請求の範囲第３項では、′市磁波出力を常時検
知するとともにアプリケータ若しくは生体の使用条件に
対応した最大出力を容易に設定することができるとい９
利点がある。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例を示すブロック図、第２図は
アプリケータの一例を示す斜視図、第３図は第１図の動
作を示すフローチャート、第４図ないし第７図は各々第
１図の実施例１（Ｃおける作用および動作を示す線図で
ある。 ８・・・電磁波発生手段としてのマグネトロン、１０・
・・方向性結合器、１８・・・ｇα工ないし第４の制御
手段としての主１ＵＩＪ＃部、２０・・・アプリケータ
、３０・・・温度計測手段、３４・・・冷却手段。 Ｉ）奢１［出願人　菊池　ハ（ほか３名）・て−只・ 代理人　弁理士　高　橋　勇″・・パ″）第２図 第３図 手続補正書（自発） 昭和６０年３月１２日 ’ｌ＆許庁長官　志　賀　学　殿　、＝Ｉへ１、事件の
表示 昭和５９年特許１頭第０４０７９２号 ２、発明の名称 ハイパサーミア用加温装置 ３、補正をする者 事件との関係　特許出願人 住　所　東京都三鷹市井の頭１丁目１６番１９号氏　名
　菊　地　眞　（ほか３名） ４、代理人　〒１〔５４電話（０３）３６１−０８１９
５、補正の対象　：　明細書および図面６、補正の内容
　：　別？［（のとおり（内容に変更なし）住　所　東
京都練馬区練馬２丁目２６番１４号氏　名　二　川　佳
　火 柱　所　東京都１１．ｌ−ロ」谷区奥沢ＩＪ−目３１番
６号氏　名　森　真　作 成　名　東京都大田区南蒲田２Ｊ−目１６番４６号名　
称　（３３８）株式会社　東　京　計　器代表者　河野
俊助 明　細　着 １、発明の名称 ハイパサーミア用加温装置 ２、特許請求の範囲 （１）、電（〃波奎世力する電磁波発生手段と、この電
磁波発止手段から出力される電磁波を生体へ照射するア
プリゲータと、このアプリケータの電磁波照射量り部に
装０１１１された冷却ｌ！Ｊ莢と、前記電０夕波如力に
対応して加温箇所の温度測定を行う温度計測手段とを備
えたハイパサーミア用加温装置において、 前記温度計測手段が予め設定した温度以」二の生体温度
を検知した場合に前記型（メ１波発生手段の出カレヘル
を降下制御する第１の制御手段と、前記生体温度が予め
設定した所定温度に下るまで当該電磁波発生手段の出力
を中断せしめる第２の制御手段とを具備したことをＱｔ
　ｆ”ｌｉ、とするハイパサーミア用加温装置。 （２）、電磁波奎■力する電磁波発生手段と、この電磁
波発生手段から出力される電磁波を生体へ照射するアプ
リケータと、このアプリケータの電磁波照射量Ｉ」部に
装備された冷却」葭と、前記電磁波鬼聞力に対応して加
温箇所の温度測定を行う温度３１測手段とを（＋ｆｆｆ
えたハイパサーミア用加温装置において、 前記温度計測手段が予め設定した温度以上の生体温度を
検知した場合に前記電磁波発生手段の出カレヘルをＩ降
下制御する第１の制御手段と、前記生体温度が予め設定
した所定温度に下がるまで当該電磁波発生手段の出力を
中断せしめる第２の制御手段と、 前記温度計測手段が予め設定した温度板ドの生体温度を
検知した場合に前記電磁波発生手段の出カレヘルを増大
方向に制御する第３の制御手段とを具備したことを特徴
とするハイパサーミア用加温装置。 （３）、電磁波舎世力する電磁波発生手段と、この電Ｃ
ＨＩ波発生手段から出力される電磁波を生体へ照射する
アプリケータと、このアプリケータの電磁波照射開口部
に装Ｏｊｉされた冷却ａ構と、前記電磁波■蛍力に対応
して加温箇所の温度測定を行う温度計測手段とを備えた
ハイパサーミア用加温装置において、 前記温度計測手段が予め設定した温度以上の生体温度を
検知した場合に前記電磁波発生手段の出力レベルを降下
制御する竿ｌの制御手段と、前記生体温度が予め設定し
た所定温度に下がるまで当該電磁波発生手段の出力を中
断せしめる第２の制御手段とを具備し、 前記電磁波発生手段とアプリケータとの間に、方向性結
合器を介装するとともに、この方向性結合器の出力信号
に基づいて前記電磁波発生手段の出力レベルの最大値を
設定し且つこの設定された出力レヘル以下に前記電磁波
発生手段を駆動制御する第４の制御手段を装６ｉ１ｉ　
したことを特徴とするハイパサーミア用加温装置。 ３、発明の詳細な説明 〔発明の属する分野〕 本発明は、ハイパ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、これによっ
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
ためのハイパサーミア用加温装置に関する。 〔従来技術とその問題点〕 近年、加温療法（「ハイバサーミャ」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
℃イζＪ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ご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（１
測と制御Ｖｏｌ、２２．　Ｎｏ、ｌＯ）　、　コ（７）
種の加温療法トｌ、Ｃハ、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
ｔこよる方法、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
ぢハイパザーミャでは、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Ｉ・ｎ囲に
生体温度を保たなりればならない。 しかしながら、従来技術においては、生体内の深部加温
につい−では、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
率が著しく人きいことから、従来技術では深部加温に適
さないとされ、長い間装置されていた。一方、発明者ら
は電磁波を用いて生体内深部の癌を加温療法する場合の
有効性を、従来より提案し研究を進めている。 〔発明の目的〕 本発明は、かかる上記従来技術を勘案し、生体内の所定
の加温箇所を予め定めた所定の温度に継続して一定時間
加温することのできる制御機能を備えたハイパサーミア
用加温装置を提供することを、その目的とする。 〔発明の（既要〕 そこで、本発明では、電磁波を出力する電磁波発生手段
と、この電磁波発生手段から出力される電磁波を生体へ
照射するアプリケータと、このアプリゲータの電磁波照
射開口部に装（ｌｉｆｆされた冷却、機（１）と、前記
電磁波の出力に対応して加温箇所の温度測定を行う温度
計測手段とを備えたハイパサーミア用加温装置において
、前記温度計測手段が予め設定した温度以上の生体温度
を検知した場合に、前記電磁波発生手段の出力レベルを
降下制御する第１の制御手段と、前記生体温度が予め設
定した所定温度に下るまで当該電磁波発生手段の出力を
中断せしめる第２の制御手段とを具備する等の構成を採
り、これによって前記目的を達成しようとするものであ
る。 〔発明の実施例〕 以゛ド、本発明の一実施例を第１図ないし第７図に基づ
いて説明する。 第１図は本発明の一実施例を示す全体的系統図である。 この実施例において、ハイバリ゛−ミア用加温装置は、
電磁波発生部としてのマイクロ波発生部２と第１ないし
第４の制御手段を含む制御部４とマイクロ波照射部６と
をその要部とし°Ｃ構成されている。 前記マイクロ波発生部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ｌ」ン８の出力側に装備
された方向性結合器ＩＯと、この方向性結合器ＩＯを介
し一ζ前記マグネトロン８の出力レベルを検知するセン
サーとし°Ｃのダイオード１２と、前記マグネトロン８
の出力を調整するパワーコントロールユニット１４とか
ら成る。この内、パワーコントロールユニット１４は、
サイリスクによる制御で前記マグネトロン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、前記方向性結合器１０は、入射
波と反射波を別々に分離して取り出す装置であり、ここ
で取り出された電磁波はダイオード１２で検波され、電
圧変換された後アナログ−デジタル変換器（以下、単に
ｒＡ／Ｄ変換器」という）】６を介して前記制御部４に
おける主制御部１８へ送出されるようになっている。 この主制御部ｊ８では、取り出された入射波のパワーレ
ベル値ど反射波のパワーレベル値との差をとることによ
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、この結果に裁づいて当該主制御
部１８内の第１ないし第４の制御手段が機能し前記マグ
ネトロンの出力を制御するようになっている。 一方、前記マイクロ波照射部６は、本実施例ではマイク
ｌｊ波を生体へ照射するアプリケータ２０と、このアプ
リケータ２０の開口部側すなわち生体表面を冷却するた
めの冷却機構３４とにより構成され、さらに癌組織の温
度を検出する温度センサー３０を装０１ηした構成とな
っている。 前記アプリケータ２０は、第２図に示すように生体３２
に密着して、該生体３２に電波を照射し、目的の癌組織
を加温するだめのアンテナであり、生体３２との接触面
には皮膚部分での誘電ＩＪ４失による加熱によって皮膚
に熱傷が起きないようにする必要性から、前述したよう
に冷却機構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”Ｃ使用している水を通ずた
めのパイプ３６が設けられており、冷却装置２１で冷却
された水を前記ポンプ２２で強制的に循環させ、当該冷
却機構３４内を通過させることでアプリケータ２０の開
口面ずなわぢ生体表面を冷却している。 前記生体内温度センサー３０ば、癌！ｌｊｔ織の温度を
検出するためのセンサーであり、ここで得られる情報を
基にして、前記マグネトロン８の出力調整が前述したよ
うに主制御部１８の第１ないし第４の制御手段により行
われるようになっている。 一方、前記主制御部１８は、更に冷却液制御手段を有し
ている。そして、この主制御部１８では、上記各センサ
ー１２．３０で得られた情報をＡ／Ｄ変換器１６．４２
を介して入力した場合、この情報とオペレータの指示を
受けた入出力部４４からの情報とに基づいて癌＆［ｌ織
の温度が所望の値に保たれるようＤ／Ａ変換回路４６を
介してポンプ２２の回転数とマグネトロン８の出力を制
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４４に送出するようになっ
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。なお、ここで、ガン組織に対しての加温
を４３．５℃とする。 ここで、この第１実施例においては、以下に説明するよ
うに、第１の制御手段が出力降下制御手段として、第２
の制御手段が出力中断制御手段とじ−ζ、第３の制御手
段が出力上昇制御手段として、また、第４の制御手段が
最大レベ、ル制御手段として各々機能し、更に冷却液制
御手段が冷却液流麗制御手段として機能するように構成
されている。 まず、冷却装置２１を稼動させ（第３図５０）、十分に
水が冷却された後、主制御部１８の冷却液制御手段によ
って、ポンプ２２の回転数の制御が行われる（同図５２
）。そして、この後オペレータは、癌組織の深部に合わ
せて予めマグネトロン８の最大出力レベルを定め、これ
を入出力部４４に設定する（同図５４）。 ごこで、マグネトロン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犬であると加温
時の温度ピークが表面近くになるのに対し、出力が小で
あると温度が徐々に深部へ浸透するため温度ピークが深
部へ移行するからである。第４図は、生体に近似したフ
ァントムモデルを作成し、これについて行った実験結果
で、２４５０Ｍｌ１ｚのマイクロ波をあるＷ車量に栽づ
い゛ζ照射した場合に得られる温度分布（Ａ）と、この
場合のＪＪ　ｉ１３量に対し３ｄＢ出力を減じた場合の
マイクロ波の照射によって得られる２１ｆ４度分布（Ｂ
）との比較を示す。かかる周波数帯は加温療法用として
は最も周波数の高い領域−ζあり、従って加温深さは表
層に限定されている。それにもがかわらず３ｄＢ出力を
減じた温度分布（１３）の方が約０．２５ｃｍ％で温度
ピークに達していることがわかる。但し、出力を減しる
と癌ｉｌｌ　４８Ｎを目的の温度にするのにかなりの時
間を要する。第５図は一定時間ごとに測定した加温部の
温度変化を示す実験例であり、その曲線は本実施例にお
りる加温特性曲線としての性質を表したものとなってい
る。 一方、マグネトロン８の動作中における最大出力の設定
は、前記方向性結合器１０からの情報に基づいて主制御
１１部１８内の第４の制ｔｉｎ手段により行われる。即
ち、該方向性結合器ｌＯ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め、この出力を入出力部４４でオ
ベレー々によって設定された値に合わセることで、マグ
ネトロン８の最大出力の設定か行われる。なお、この場
合、予めファントムモデルを使って所定レヘルに出力の
設定を行っておいてもよい。 マグネトロン８の出力の設定が行われた後、一定時間マ
イクロ波の照射を行い（第３図５６）、その後マグネト
ロンの出力を切り（同図５８）、続いて温度計測にはい
る（同図６０）。 この温度工１測は癌組織の温度を＝１測するための温度
センサー３０によってなされる。温度計測時にマイクロ
波の照射を行なわないのは、生体内に挿入された前記４
１に度セン４Ｊ−３０がマイクロ波の影響を受りて、誤
差が生ずるからである。従っζ、マイクロ波の影響の少
ない温度センサを使用する場合には、前述した［−マグ
ネトロンの出力オフ」（第３図５８）なる動作は不要と
なる。 温度４測がなされた後は、加温箇所の内部温度がオペレ
ータによって入力された内部温度設定値（４３，５℃）
より高いか否がが゛Ｃ１月１１ｉされる（同ＩＨ＋６２
）。 ここで内部温度がオペレータによって入力された内部温
度設定値よりも低いとき、主制御部１日内では、直らに
第３の制御手段が機能して１）１」記パワーコンＩ・ロ
ールユニット１４に指示を！ｊ−え、マグネｌ−ＩＵＵ
３Ｏ出力設定値を上げる（同図６４）。 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。そして次のマ・ｆクロ波照射時が来たと
きには、この設定値に暴づいてマイクロ波の照射がなさ
れるようになっている。即ち、癌組織が設定値よりも高
くなるまでマイクロ波の照射と計測が操り返され、この
ｔ１１時を利用してマグネ１〜ロン８の出力の設定値を
１ステップ毎高くし、次の照射時には、泪測時において
設定された出力によって、マイクロ波の照射がなされる
。 この結果、癌組織の温度か内部設定温度より高くなった
場合（第３図６２）は、主制御部１８の第２の制御手段
が機能して癌組織の温度が設定値より下がるま一ζマイ
クロ波の照射を中断し、温度４測ループを操り返す。か
かる制御は総゛ζｎｉｊ記主制御部１８でなされる。−
力、この間を利用して更に前記制御部では第１制御手段
を機能させ、マグネトロンの出力設定値を１ステツプご
と下げ（同図６８）、次の照η・１時のための出力設定
を行う。 ところζ、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、癌組織か４３°Ｃ付近の温度になってから
のｌＩｈ間によって左右される。したがって、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、予めオペレータによっ−で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７２）。 第６図は、各マイクロ波照射時と計測時の癌ｆｕｌｌ織
の温度状態とマグネｌ−ロンの出力状態との関係を示し
ている。この図におい′Ｃ，’ｉｍ度分布が」−Ｈして
いる間隔がマイクロ波照射時であり、温度分布が下降し
ている１７？Ｉ隔が温度計測ｕ、＋ｒである。温度９１
測時にはマグネトじ１ンの出力は零となっている。 図中Ｂ点はマグネトロンの最大出力によるマイクロ波の
照射の結果、内部温度が初めて設定温度を越え、計測が
始まった時点を示し°Ｃおり、ここから−１一連した加
温時間が開始される。そして、この後は内部温度が４３
．５℃以下になるまで８ｉ＋１１１１を続り（図中、Ｂ
、Ｃ）、この間に、主制御部１８内の第１の制御手段が
機能してマグネ（−口ン８の出力を１ステップ降下制御
しく第３図６８）、これによって次に照射すべきマイク
ロ波の設定が行われる。従ってＣＤ間ではΔＢ間に対し
て傾きが一丁がっている。また温度計測時においてマグ
ネトロンの出力設定値を下げすぎてしまったため、次の
照射時で温度が４３．５℃に達しなかった場合（例えば
図中ＥＦ）は、第３図のフローチャーｌ−内のステップ
６４で示したように次の計測期間（例えば第６図中ＦＣ
）で出力のアップが図られることがら、傾きが再び上昇
する（同図中Ｇ　Ｈ）。このような制御の繰り返しによ
って、はとんどリップルのない温度制樹１が得られる。 なお、マイクロ波照射時間中、最初に４３．５°Ｃを越
える時点で４３．５°Ｃを越えても、１．５℃以上」−
Ｈしないようにマグネトロンの最大出力と照４・１時間
を設定しておく必要がある。１．５℃以上」−Ｈすると
４５℃を越えることとなり、正常細胞に悪影響を与えて
しまうからである。この設定値を定める方法として、例
えばマイクロ波の照射の初期の段階（第６図中ＯＰ）の
温度上昇を３℃以下にするという設定方法が考えられる
。これは第５図に示したように、各時間の温度−上昇率
が初期の段階では」−Ｈし易＜　、４３．５℃（す近で
は上昇率が１７２程度になっていることが根拠となって
いる。 第７図は、第６図と比し、マグネトロンの最大出力を低
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。 なお、深部加温をｊテうには比較的低い周波数を用いれ
ばよいことから、上記実施例で用いたマグネトロンの代
わりに低い周波数のマイクロ波の発振を行うのに適して
いる発振器およびリニアアンプを用いてもよい。その場
合パワーの可変は、マグネトロンを制御した場合と同様
に、サイリスク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ＭＪ　％’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〕 以トのように、本発明によると、電磁波を出力する電磁
波発生手段と、この電磁波発生手段から出力される電磁
波を生体へ照ｎ・１するアプリゲータと、このアプリゲ
ータの電磁波照１・１開口部に装ｆｌｉｈされた冷却機
構と、前記電磁波の出力に対応して加温箇所の温度測定
をｊテう温度計測手段とをＯ；ｕえたハイパーリ゛−ミ
ア用加温装置において、前記温度言１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に、０；ｊ記電
磁波発生手段の出力レヘルを降下制御する第１のｉ＆Ｉ
Ｊ御手段と、ｎ；Ｉ記住体温度が予め設定した所定温度
に下るまで当該電磁波発生手段の出力を中断せしめる第
２の制御手段とを具Ｄｉｋすることとしたので、生体内
の所定箇所を予め設定した所定温度に一定時間継続加温
することができ、単なる断続加温の繰り返しに起因して
従来例で生していた設定値を大きく越えた過熱状態の発
生を、本発明では第２制御手段の作用により効果的にｆ
ｉｌｌえることができるという従来にない優れたハイバ
リ・−ミア用加温装置を従供することができる。 また、特許請求の範囲第２項では、さらに第３制御手段
の作用により設定値よりも下がった場合には、電磁波の
照射パワーを」こげてバランスをとるという操作がなさ
れ、これがため、最適治療温度に長時間これを維持する
ことができるという利点がある。 さらに特許請求の範囲第３項では、電磁波出力を常時検
知するとともにアプリケータ若しくは生体の使用条件に
対応した最大出力を容易に設定することができるという
利点がある。 ４、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
はアプリケータの一例を示す斜視図、第３図は第１図の
動作を示すフローチャート、第４図ないし第７図は各々
第１図の実施例におＩＪる作用および動作を示す線図で
ある。 ８−・−一一一一電磁波発生手段としてのマグネトロン
、１０−−一方向性結合器、１　Ｂ−−−第１ないし第
４の制御手段としての主制御部、２０−一−−−アプリ
ケータ、３０−−一温度ｎ１測手段、３４−−冷却機構
。 特許出願人　菊　地　眞（ばか３名） 手続補正書（自発） 昭和６０年４月１７Ｉ」 １、事件の表示 昭和５９年特詰願第０４０７９２号 ２、発明の名称 ハイバザーミア用加温装置 ３、補正をする者 事件との関係　！ｌ眞′１出願人 住　所　東京都三ｌ閂ｄｉ井の頭ＩＪ“目Ｉ６番１９．
Ｓ；氏　名　菊　地　眞　（ほか；（名） ４、代理人　〒１６４１０００３）　３６１−０８１９
６、補正の内容 昭和６０年３月１２日付にて提出した全文補正の明細書
に関し、次のように補正する。 （１）、明細書第９ページ第６行目の、「水を」と「ポ
ンプ」との間の１前記」の２字を、削除する。 （２）、明細書第９ページ第２０行目のｒＤ／Ａ変換回
路４６を介して」を削除する。 （３）、明１１１１書第１４ページ第５行目の１（第３
図６２）」を削除する。 （４）、明細書第１４ページ第１７行目の「癌組織」と
１が」との間に、「の／Ｉ情度」を挿入する。 ７、前記以外の特許出願人 住　所　東京都練馬区錬焉２丁目２６番１４号氏　名　
二　川　佳　火 柱　所　東京都世ＬＩＥ谷区奥沢１丁目３１番６号氏名
　森　真　作 住　所　東京都大田区南蒲ＦＩｊ　２丁目１６番４６号
名称　（３３８）株式会社東京計器 代表者河野俊助

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 （１１，’電磁波を断続的に出力する電磁波発生手段と
   、この′電磁波発生手段から出力される電磁波を生体へ
   照射するアプリケータと、このアプリケータの電磁波照
   射開口部に装備された冷却手段と、前記電磁波の断続出
   力に対応して加温箇所の温度測定を行う温度計測手段と
   を備えたハイパサーミア用加温装置において、 前記温度計６１す手段が予め設定しｆ：、温度以上の生
   体温度を検知した場合に、前記電磁波発生手段の出力レ
   ベルを降下ｉｔｉ！Ｉ　ｅＵする一第１０制呻手段と、
   自ｉＪ記生体温度が予め設定した所定温度に下るまで当
   該電（ホ）ｄＪｌ兄生手生手段力を中断せしめる第２の
   ！ｆｉｌｌ　ｆｉｌ１手段とを具備したことを特徴とす
   るハイパサーミア用加温装置。 （２）、電磁波を１盾続的に出力する電磁波発生手段と
   、この電磁波発生手段から出力される電磁波を生体へ照
   射するアプリケータと、このアプリケータの電磁波照射
   開口部に装備され′ｆｃ冷却手段と、前記電磁波の断続
   出力に対応して加温箇所の温度側にを行う温度計測手段
   とを備えたハイパサーミア用加温装置において、 前記温度計測手段が予め設屋した温度以上の生体温度全
   検知した場合に前記電磁波発生手段の出力レベルを降下
   制御する第１の制御手段と、前記生体温度が予め設定し
   た所定温度に下るまで当該電磁波発生手段の出力を中断
   せしめる第２の制御手段と、前記温度計測手段が予め設
   定しｆＣ温度以下の生体ゎ１１Ａ度を検知した場合に前
   記電磁波発生手段の出力レベルを増大方向に制御する第
   ３０制仰手段とを具備したことを特徴とするハイパサー
   ミア用加温装置。 （３）、電磁波を断続的に出力する電磁波発生手段と、
   この電磁波発生手段から出力される電磁波を生体へ照射
   するアプリケータと、このアプリケータの′「に磁波照
   射開口部に装備された冷却手段と、前記′ぼ磁波の断続
   出力に対応して加温箇所の温度測足を行う温度計測手段
   とを備えたハイパサーミア用加温装置において、 前記温度計測手段が予め設定した温度以上の生体温度を
   検知した場合に、前記電磁波発生手段の出力レベルを降
   下制御する第１の制御手段と、前記生体温度が予め設定
   したＩツ１定温度に下るまで描該電磁波発生手段の出力
   を中断せしめるＷＪ２の１ｉｉｌＪ　ｒｄ１手段とを具
   備し、前記電磁波発生手段とアプリケータとの間に、方
   向性結合器を介装するとともに、この方向性結合器の出
   力信号に基づいて「ｊｌ」配電磁波発生手段の出力レベ
   ルの最大値を設定し且この設定された出力レベル以下に
   前記電磁波発生手段を駆動制御する第４の制御手段を装
   備したことを特敞とするハイパサーミア用加温装置え。