JPS60190972A - 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
波の照射による尚組織への加温で、癌組織の再生機能を
停ｄ二して致死に至らしめるノ・イバサーミア用加温装
置？ｆに関する。 〔に米技術とその問題点〕 近年、加Ｉ！！療法

〔発明の目的〕

本発明は、上記従来技術を勘案し、生体内の１９ｉ定の
加温箇所を予め定めた所定の温度に継伏して一定時間高
（八属に加温することのできる制御機能を（ｌｉｆｅえ
たハイバザーミア用加ｒｌＩ、λ装置を提供することを
、その目的と゛する。 〔発明の概委〕 そこで、本発明では、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；、ｊａ、磁肢照射開ＩＪ　＋’：ｌｉ　ＶＣ装置１
１ｉされた冷却手段と、ｈｌＪ記覗磁彼の回続出力に対
１６シて加１１ｆ！箇所のＶｒＡ度測定を行う温度計測
手段とを備えたハイバザーミア用加Ｒ５に装置において
、１１■記温度計測手段が予め設定しｆこ温度以上の生
体温度を検知した場合に前記１１Ｌ両波発生手段の出力
レベルを降下制御する第１の１ｌＩ１１１ＩｌＩＩ手段
と、前記生体温度が予め設定しｌこ所定温度に下る１で
当該屯磁彼兄生手段の出力を中１す１せしめる第２の１
ｌｉｌｌ　ｆ、ＭＩ手段とを具備し、これらの谷側ｆＬ
ｌＩＩ手段に運動し５て当該冷却手段を直ちに駆動側ｊ
ｆ１４１　Ｌ該冷却十段に庚用されている冷却液の流漬
増を図る第３の１ｌｊｌｌ　１ｉ１ｉ１手段を装備する
というイ１１り成を採Ｉ）、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〕 以下、本発明の一実施１シリを第１図ないし、’１７図
ＶＣ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あ
る。このハ・ｆバザーミア用加温装置し！’ｉ：　ｉ−
、ｉ：、゛亀磁彼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ｔｔｉｌｌ　６１４１＋段を含む制
ｆＩＬ１部４と、マイクロ波照射都６とから構成されて
いる。 ０（Ｉ記マイクロ波発生部２は、’ｉｌＬ磁波発生手段
としてのマグネトロン８と方間性結合器ＩＯ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
タによる制ｉＪ［ｌｌでｔ’＋ｉＪ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の出力を調ｌ
ｌｊする開側１回路である。−！た、万回住結合器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１に磁波はダイオード１２で検
波され、電圧変換式れた後Ａ／１）変換器１６を介して
主制御部１８へ送出されるようＫなっている。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
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ＡｉＪ記マダマダイロンの出力を調整
する機能を備えている。 一方、ｎｉＩ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ｊ；α射するアプリケーク２０と、こ
のアプリケークを開口部側すなわち生体表面を冷却する
ためのめ却液を冷却する冷却装置２１と、該冷却装置で
冷却された水を循環させるポンプ２２と、該ポンプを駆
動制御卸するためのポンプコントローラユニット２４と
、前記冷却液のｖｉｊ　噛を検出するθｉｆ、−１ｆセ
ンサ２６と、水の温度を検出する温度センサー２８と、
癌組織の温度を検出する温度センサー３０とにより構成
される。 ＋’＋ｉＪ記アプリケアプリケータ２０図に示すように
生体３２に密層して、該生体３２ＶＣ’ｔｆｆ、彼を照
射し、目的の癌組織を加温するためのアンテナでろり、
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Ｖこ熱傷が起さ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１ｆ
ま、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、１）ＩＪ記冷却装置２
１で冷却された水を前記ポンプ２２で強制的に循上寝さ
せ、該冷却部３４内を辿過坏せることでアプリケータ２
０の開１」而１−なわち生体人聞化冷却し−Ｃいる。一
方、ポンプ２２の回転Ｘハよポンプコントローラユニッ
ト２４シこよって１ｌｉｌｌ　ｆ＋ｎｌされており、こ
の回転数によって水σ’　ｌ１ｉｊ　ｉｒｔを変化させ
、生体表面の温度を調修し７ている。水の流計は流”ｔ
Ａニセノザー２６によって検出され、この検出された情
報はＡ／Ｄ変換器３８を介［７て主制俳部１８へ送出さ
れ、６’＋Ｊ記ポンプの回転数を開側１するための１つ
の基準値とＢる。１だ、Ｍｉｊ　ｉｉ己冷却部３４の水
温を検出するための温度センサー２８が当該冷却部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の
衣＋ｎｉ温度なめる構成となっている。この表面温度は
前記ポンプ２２の回転数を開側１するためのメイン情報
となる。 前記生体内温）ｕ′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、ここでイ辞られる情報を
基にし、て、ＡＩ記マグネトロン８の出力調整か主副（
ｉｔ１１部１８部付８われるようになっている。 −力、１１１記玉！ｔｉｌｌ　１卸都１．８は、上記各
センサー２８．３０でｉ（Ｊられた’１ｌＪｉ報をＡ／
１〕変侠器１６゜４２を介し７て人力［７、この・１１
１報とオペレータの指示を受けた入力部４４とからの情
報とに九ついてＪｌ’、ｆ″！組７ｊ’ｌｊの温度と生
体表面の温度とが所望の埴に保た１１るよつＩＪ／Ａ変
喚回路４６．４８を介してポンプ２２０回転数とマグネ
トロン８の出力とを制ｆ１ｉｌ　−４−＜−とともに、
加温状！１・１４促オペレータに知らせるべく上述（ま
た各情報を出力、ｌ＋１ｉ４４に送出するよう（Ｃなっ
ている、。 次に第３図にシ（ついて、上記装置１代）全体的な動１
乍についてｉｉと明する。乙仁お、アプリケータ２０と
接触する生体表面温Ｌｖを２０℃、苗組紘に対（７ての
加温を４３．５℃とする。 寸ず、冷却製筒２１を稼動ζせ＜　ｓａ　３図５０）、
十分に水かは却された後、流喰センサー２６から検出σ
れる情報によって、冷却水が最小循へｔさＡしるよつＶ
こポンプ２２の回転数の判１ｉ１１１を行Ｂつ（同図５
２．５４）。そして、このイ麦オペレータが癌組織の深
部に什わせて入力した値をマダイ・トロンの最大出力と
して設定する（同図５６）。このようにマグネトロンの
最大出力を癌組織の深部しＱ合わせて設定するのは、マ
イクロ波の出力か大であると加温）１手の温度ピークが
表面近くに７よゐのにλ、まし、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図は一般的Ｖ
Ｃ加７５七Ｊ、η法で用いられる周波数として最も高く
、従って加ｔＬＮ４’ｔ”、四ｔま比較的表層となる２
　４５０　ＭＨｚのマイクロ波ノある基準１１１こ基づ
く照射によって得られる温度分布（５）と、この基準厳
に対し３ｄＬ３出力を減じた場合のマイクロ波の照射ｅ
こよって得られる温液分布（１３）である。３ｄ１３出
力を減じた温度分布（１３）の方が約０．２５　ｃｍ央
で温度ピークに達していることかわかる。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−９する。ｐｒ＝、　５図は一定時間ごとの調度分布
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１つこ
とと、生体の血流作用に影響されるからである。 」二連したマグネトロン８の最大出力の設定は、前記方
向性結合器１０からの情報に基ついて王ｆ（ｉｌｌＴｈ
’１ｌｔｉｌＳ　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？皮
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会わせることでマグネトロン８の最
大出力の設定を行う。７ＴＣお、この上り合予めファン
トムモデルを使って最大出力の設定を行なっておいても
よい。マグネトロンの最大出力の設定が行Ｂわれた後、
一定時間マイクロ波の照射を行い（第３図５８）、この
後マグネトロンの出力なリノリ（同図６０）、続いて温
度計測にはいる（同図６２）Ｃ。 温度計ｚ１１１は生体表面の温度な計測するためのＩｊ
１λ度センザー２８と帰９４１織の温）Ｗ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イｊなわないのけ、生１４°内に挿
入されたＡｉＪ記温計測ンサー３０がマイクロ波の影響
を受け、誤差が生ずるからである。温度計ｊｌ１１がな
された後は、まず生体光１旧Ｍ５度がオペレータによっ
て入力された表面？Ｍ’ｎ度の設定＋１ｒ４　（２０℃
うより旨いか舌かが判断される（同図６４）。六回ｌ１
ｒＡ度が設定１圓より茜い場金主制ｊｌｉｆ部１８は、
ポンプコントローラユニットへポンプの回転数をＪ−け
るべく指示を与え、表１■温度が設定値より下がる昔で
ポンプの回転数を１ステツプごとに十げ（同図６６）、
流Ｙｆ１を増やすことで生体表面の冷間１を行なう。こ
れによって表面温度が設定値より下がった後は、生体表
面を冷却しすきないようＶこポンプの回転数を１ステッ
プ下げ（４１工し水流の最小循環を下１わることはない
）（同図１Ｊ８）、内部τ温度の調整にはいる（同図７
０）。 ここで内部温度がオペレータによって人力された内部温
度設定値（４３，５℃）よりも低いとき、王ｆｔｔｌＪ
　ｊｌｔｌ　８Ｂ　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、マグネトロン山
謂ん ８の出力設定値を上げこの場合、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７２）。 そして次のマイクロ波照射時が来たときには、この設定
直に基づいてマイクロ波の照射がなこれるようになって
いる。即ち、癌組織が設定値よりも１６くなるまでマイ
クロ波の照射と計測か繰り返きれ、この計測時乞利用し
又マグネトロン８の出力の設’ｔｒｌ値を１ス方ツブ毎
高くし、次の照射時には、計６（１１時において設定芒
れた出力によって、マイクロ波の照射かなされる。この
結果、尚組織の温度が内部設定１毘度より高くなった場
合ｉｄ、　Ｊ＆ＪＡ且織の温度が設定値より下がる１で
マイクロ波の照射を行なわすに、温度ｄ目１１ループを
繰り返す。かかるｆｌｔ１１呻は、総てＡｉｌ記主制御
ｉ＋ｔｌ都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ステップ１σ下げ（同図７
６）、次の照射時のための出力設定を行なう。ここでマ
グネトロンの出力を１ステップ下げた後、ポンプの回転
数を１ステップ毎Ｖζ−Ｊ−ばているのは図中６８でポ
ンプの回転数を下げたことを塙補するためである。つ１
す、一 癌組織の温＋（Ｃが設定値より旨くなったときは、なろ
べく早く癌組織の温度を設定値に近づけるように表面温
度ケ冷す必要があるからである。 ところで加温時間と・１．′ｖ′Ｉ組織シ・改にしに至
らしめるための相関関係は；ｉ〜）組織が４３℃付近の
Ｉは朋（・Ｃなってからの時間によって芹右される。し
たかつ′Ｃ１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、予めオペレータシこよって人
力された加配時間が到来したときに加温を終了する（同
図８０）。 第６図は谷マイクロ彼照り寸時と計測時のＡ′め組ａ１
にの温度状態と、マグネトロンの出力状態とを示してい
る。 この第６図において、温１−電分布が上昇している間隔
かマイクロ波照射時であり、温度分布が下降している間
隔が温度計測時である。温度計測時にはマグネトロンの
出力は零となっている。図中１３点ｉ、ｔ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か開始される。そして、
この後は内ＴＩＳ　ｉ７清度が４３．５°°Ｃ以下にな
るまで計測を続け（図中ＢＣ）、この間に次に照射すべ
きマイクロ波の設定が行なわれる。したがって、ＣＤ間
では第８図にλ’Ｊ　して知＠が下がっている。また記
側時においてマグネトロンの出力設定１東を下げすぎて
しまったため、仄の照射時で温１（が４３．５℃に遅し
なかった場合（ｔｌｌｌえば図中ＥＦ）は、第３図の７
０−ナー＼’　−１−７２で示したよりに次の計測期間
（例えは図中１−Ｇ）で出力のアップが図られることか
ら、（１び１頃きが上昇する（例えば図中Ｃ３Ｈ）。こ
のような市り御のヤ冶りは【７によって、はとんとリッ
プルのｒ、（い温度制御ｄ１１が得られる。 なお、マイクロ彼照射時間中峡初に４３．５℃を越える
時点で４３．５℃を越え、１．５“Ｃ以−ヒ上昇しない
ようにマグネトロンの最大出力と、照射時間とを設定し
７でおく必歿かあるっ　１．５°゛Ｃ以上−ヒ外すると
４５℃を越え正常細ｊ胞に悪影響を−りえて１７１つか
らである。この設定価を定める方法として、マイクロ波
の照射の初４１Ｊ１の段階（図中ＵＰ）の温度上昇を３
℃以下にするという設定方法か：ろえら」する。こ才］
は第５図に示したように各時間の７１、Ｎ度上昇率が初
工υ１の段階では上りやずく、４３．５℃付近では上昇
率が　Ａ程度になっていることか根拠となっている。 第７図は１，１！６図と比較してマグネトロン８の最大
出力を低く設定した場合の癌組織のγ１１五度状、１と
：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〃１」温を行なうにｔよ比較的低い周波式を
用いればよいことから、上記実施例で用い７℃マグネト
ロンのかわりに低い周波数のマイクロ波の発掘を行なう
のにＪｌ？ｆｉ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ｉｊｆ？＆は、マグネトロンを
制＋＋１４ＩＬ、た場合と同４ｇＲにサイリスタＵこよ
るｊｌｉｌｌ　ｆａｉｌで、発振器のパワー又ｔまりニ
アアンプのプ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影響をなくすためにアイソレータを
用いる必をがある。 〔発明の効果〕 以上のように、本発明によると、電磁波をｌυ［絖的に
出力する電磁波５乙生手段と、この電磁波発生手段から
出力される電磁波を生体へ照吋するアプリケータと、こ
のアプリケータの′ｉ５磁彼照射開口部ＶＣ装備され之
冷却手段と、前記７１Ｌ磁波の断続出力に対応してカロ
温箇ｒ−９ｒの温度測定ケ行う温度ｍｔ測手段とを１１
ｉｉ＋えたハイバ−リーミア用加温装置Ｕこおいて、前
記温度計測手段が予め膜力４した温度以上の生体１ｈ１
度を検知（−だしり分に１１１５記亜隔彼発生手段の出
力レベルを降下開側１する第１の制御ｊｌ１手段と、ｈ
ｉＪ記生体温度が予め設定したＪ９［定温度に下る−ま
で当該電饅彼発生手段の出力を中断せしめる第２の制御
手段とを具ｔｌｉ＆し、これらの谷制呻手段に連動して
当該冷却手段を白ちに駆動側ｒｉｌｌｌ　ｌｙ該冷却手
段に使用されている冷却孜のＤｆＣ敗増を図る第３の制
御手段を装備するとしたので、第１ないし第３の各制御
手段の作用により迅速かつ高精期に予め設定した一定の
力１１温温度を設定することができ、かつこれを長時間
イイ（、持することができるという従来り仁ない優れた
〕＼イバサーミア用加Ｙｈ！Ｌ４ζ置を提供することが
できる。

【図面の簡単な説明】

肩１図は本発明の一実施例を示すブロック図、第２図は
アプリケータの使用状態を示す劇ｉＪ’−図、第３図は
第１図の動作列を示すフローチャート、第４図ないし第
７図は各々第１図の動作説１．１図である。 ８・・・電磁波発生子１又としてのマグネトロン、１８
　・ａｐｓ　１ないし′ｒ８３の各１ｉす＋ＩＩｌ　＝
Ｆ＝　ｒｖケ含む」三重１１　ｉ：ｌｌ１名１１ｔ、２
０・・・アプリケー′夕、３０・・・情五度昌１ｄ川−
■’ｉ戊、３２・・・冷却手段。 ”ｌ”ｆ　：Ｙｆ出−１１（４人　菊　地　眞　（（・
１か３名人第２図 ／′− 第３図 手続補正書（自発）７゜ 昭和６０年３Ｊ］１２日 特許庁長官　志　賀　学　殿 ■、事件の表示 昭和５９年１．＋ｉシ′１願第０４０’７９５号２、発
明の名称 ハイバリ”−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　東京都三１．１Ｍ市井の１ｆｉ１丁目１６番１
９ぢ氏　名　菊　地　眞　（ばか３名） ４、代　理　人　〒１６４電話（０３）３６１−０８１
９５、補正の対象　：　明細書および図面１１；Ｉ記以
外の特許出願人 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　東京都世田谷区奥沢１丁目３１番６号氏　名　
森　真　作 成　名　東京都大田区南蒲田２丁目１６番４６号名　称
　（３３８）株式会社　東　京　計　器代表考　河　野
　俊　助 明細書 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 （ｌ）、電磁波ＬＳｌｊ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６４１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
Ｌ］部に装備された冷却機■と、前記電磁波■■力に対
応して加温箇所の温度測定を行う温度８１測手段とを６
ｉ１ｔ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−１−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
降下制御する第１の制御手段と、１ｔｉｉ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光化手段
の出力を中断せしめる第２の制御手段とを具０ｉｉｆ　
シ、これらの各制御手段に連動し−Ｃｉｆむ社冷却孤■
に流通ずる冷却液の流量増を図る第３の制御手段を装備
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
ためのハイバリ−−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）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
°Ｃ伺近で１時間ないし２時間の間連続加温するととも
に、一定周期でこれを繰り返すことにより癌れｌ抱の再
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（５
１測と制御Ｖｏｌ、２２．　ｋｌＯ）。この種の加温療
法としては、全体加温法と局所加〆晶法とがある。この
内、癌＆ｌｌ　織およびその周辺だりを選択的に温める
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。 −力、癌３．１１織への加温は、商業？ｉｌｆ究者間に
おいては既に知られているように４３℃イ；］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！ｌ＋ＩＨＮｌｉに
対し古をり、え好ましくない。即らハイバザーミャでは
、癌４１１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ＬＪ
ればならない。 しかしながら、生体内の深部加温については、生体機能
の′４つ殊性１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°Ｃ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、生体表面のミル５支波吸収率が著しく
大きいことから、従来技術では深部加温に適さないとさ
れ、長い間装置されていた。−力、発明−ｈ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、」二記従来技術を勘案し、牛体内の所定の加
温箇所を予め定めた所定の温度に継続して一定時間高積
度に加温することのできる制御機能を備えたバーｆパザ
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ｉｆｆ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」−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、これらの各制御手段に
連動して前記冷却機構に流通する冷却液の流量増を図る
第３の制御手段を装ｂＭするという構成を採り、これに
よって１ｉ：１記目的を達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図に括づい
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、ハイバリーミア用加１１ｉ１装置
は、電磁波発生部としてのマ・イクＩＪ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とマイクし１波
照射部６とをその要部として構成されている。 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１司コン８と、このマグネ１川」ン８の出力側に装
ｆｉｔｉｔされた方向性結合器１０と、この方向性結合
器ＩＯを介して前記マグネトロン８の出力レベルを検知
するセンサとしてのダイオ−１−１２と、前記マグネト
ロン８の出力を調整する゛パワー：１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、ザイリスタによる制御ａ１１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＾１（シて取り
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］２て検波され、電圧変換された後アナログ−デジタ
ル変換器（以下、単に「Δ／Ｄ変換器」という）１６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Ｃ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
ル値から反射波のパワーレベル値を引き、後述するアプ
リゲータ２０に有効に供給されるマイクロ波のパワーを
算出して、この結果から前記マグネＩ−１：Ｊ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
リゲータ２０を開口部側すなわち生体表面を冷却するだ
めの冷却機構３４とによって構成され、さらにｌ；’：
　（：１１　？８Ｎの温度を検出する温度センサー３０
を装（Ｉｉｉｉ　した構成となっている。そして、前記
冷却機構３４には、当該冷却ａ構３４に流通ずる冷却液
の液温を調整する冷却装置２１と、この冷却装置２１と
前記冷却機構３４との間に冷却液を循環せしめるポンプ
２２と、このポンプ２２を駆動制御するためのポンプコ
ントローラユニン１−２４と、前記冷却液の流星を検出
する流量センサー２６と、冷却液の液温を検出する温度
セン勺−２８とが各々第１図に示すように連結され装備
されている。 これを更に註述すると、まず、１１：ｊ記アプリゲータ
２０は、第２図に示すように生体３２に密７１シて該生
体３２内に電波を前月＝ｉ　Ｌ、目的の癌Ａｌｌ　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
ケーク２０には、皮膚゛部分での誘電Ｊｆｉ失による過
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
、前述した冷却機構３４が設りられている。この冷却機
構３４には、本実施例で冷却液として使用し“こいろ水
を通ずためのパイプ３６が装備されており、ｎ：１記冷
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−Ｕることでア
プリケータ２０の開り面ずなわら生体表面を冷却し°Ｃ
いる。 一方、ポンプ２２の回転数は前記ポンプコントローラユ
ニット２４によって一定流量に制御されていおり、必要
に応じてこの回転数によって水の流星を変化させ、生体
表面の温度を調整している。 また、冷却水の流用７は流量センサー２６によって検出
され、この検出された情報は、Δ／Ｄ変換器３８を介し
て主ｉ１ｉ’ｌ　？１１１部Ｉ８へ送られ、前記ポンプ
２２の回転数を制御するための１つの裁弔値となる。更
に、前記冷却機構３４の水温を検出するための温度セン
サー２８が当該冷却機構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の表面温度をめる構成となっ
ている。この表面温度は前記ポンプ２２の回転数を制御
するためのメイン情報となる。 前記生体内温度セン−！Ｊ゛−３０は癌Ｎ１１１織の温
度を検出するためのセン′す“−であり、ここで得られ
る情報を法にして、前記マグネトロン８の出力調整が主
制御部１８で行われるようになっている。 １１１工記主制４１１１部Ｉ８は、本実施例では、１ｉ
ｉｊ記マグネト１」ン８の出力を降下制御する第１の制
御手段と、同じくマグネトロン８の出力を中断側ｊ１１
１する第２の制御手段と、前記ポンプコントローラユニ
ット２４とを介してポンプ２２の回転数を制御する第３
の制御手段とを６１５え、これら各制御手段が後述する
ように人力信号に応じて連込的に作動するようになって
いる。 ずなわら、０；Ｊ記主制御部１８内では、上記各センサ
ー１２．２６，２８．３０で得られた情報をΔ／１〕変
換器１６．３８，４０．２４を介して人力し〜この情報
とオペレータの指示を受ＤＪた入力部４４とからの情報
に基づい”ζ癌組織の温度と生体表面の温度とが所望の
値に保たれるように、まず第３の制御手段によりＤ／Ａ
変換回路４６゜４８を介してポンプ２２の回転数が制御
され、また第１および第２の制御手段によりマグネトロ
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−ｈ述した各情報を出力部４４に送出する
ようになっている。 次に第３図に法づい−で、上記装置の全体的な動作につ
いて説明する。ここで、アプリケーク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
℃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、流用セン４Ｊ−２６から検出される
情報によって第３の制御手段が機能し、冷却水が最小循
環されるようにポンプ２２の回転数な制御を行う（同図
５２．５４）。そして、この後オペレータが癌組織の深
部に合わせて人力した値をマグネトｌ」ン８の最大出力
として設定する（同図５６）。 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犬であると加
温１時の温度ピークが表面近くになるのに対し、出力が
小ζ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
ｈｒｊＬ療法で用いられる周波数として最も高く、従っ
て加温範囲は比較的表層となる２４５０ＭＨ□の所定レ
ベルのマイクロ波を、生体に近似したファントＪ・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ってｊ：↑られる温度
分布を示し、Ｂは前記基２（（呈に対し３ｄＢ出力を減
じた場合を示す。３ｄ１（出力を滅じた温度分布（Ｂ）
の方が約０．２５　（ｃｍ）奥で温度ピークに達しζい
ることがわかる。イリし、出力をお１Ｍしると癌組織を
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、上昇率がド降している。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
用に転置されるからである。 上述したマグネトロン８の最大出力の設定は、前記方向
性結合器１０からの情報に基づいて主制御部１８で行わ
れる。即し、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、この出力を人出力部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定を行っておいてもよい。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５８）、この後マグネトロ
ン８の出力を切り（同図６０）、続いて温度計測にはい
る（同図６２）。 この温度計測は、生体表面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
波の照射を行わないのは、マイクロ波の影響を受けて生
体内に挿入された前記温度センサー３０に生じる僅かな
誤差を排除するためである。 温度計測がなされた後は、まず生体表面温度がオペレー
タによって予め入力された表面温度の設定（ｆｆ　（２
０℃）より高いか否かが判断される（同図６４）。表面
温度が設定値より高い場合、主制御部１８内の第３の制
御手段は、ポンプコントローラユニ・／ト２４ヘボンプ
２２の回転数を上げるべく指示を与え、表面温度が設定
値より下がるまでポンプ２２の回転数を１ステツプごと
に上げ（同図６６）、流星を増やすことで生体表面の冷
却を行う。これによって表面温度が設定値より下がった
後は、生体表面を冷却しずぎないようにポンプ２２の回
転数を１ステップ下げ（但し水流の最小循環を下まわる
ことばない）（同図（ｊ８）、内部温度の調整にはいる
（同図７０）。 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（４３，５℃）よりも低いとき、主制御部１８
内の第１の制御手段は、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７２）。そして次
のマイクロ波照射時が来たときには、この設定値に基づ
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、癌組織が設定値よりも高くなるまでマイクロ波の
照射と計測が繰り返され、この計ａｌ＋１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、計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、癌組織の温度が内部設定温度より高くなった
場合は、主制御部１８内の第２の制御手段が作動して癌
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′ζ前記主制御部Ｉ８でなされる。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ステップ毎下げ
（同図７６）、次の照射時のための出力設定を行う。こ
こでマグネトロンの出力を１ステ・７プ下げた後、ポン
プ２２の回転数を１ステツプ毎に上げているのは図中ス
テップ６８でポンプ２２の回転数を下げたことを填補す
るためである。つまり、癌組織の温度が設定値より高く
なったときは、なるべく早く、癌組織の温度を設定値に
近づりるように表面温度を冷やす必要があるからである
。 ところで、加温時間と癌組織を致死に至らしめるための
相関関係は癌ｉ、ｒｉ　織が４３℃イ１近の温度になっ
てからの時間によって左右される。したかって、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４
測しく同図７４）、予めオペレータによって入力された
加温時間が到来したときに加温を終了する（同図８０）
。 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、温度分布か一ト陵している間隔
が温度；１ｔａｌ１１時である。温度５Ｉ測ｌ、冒こは
マグネトロン８の出力は零となっている。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
、内部温度が初めて設定値を越え、５１測が始まった時
点を示し−でおり、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ｊ１測を続け（第６図中ＢＣ）、この間に次に照
射ずべきマイクロ波の設定が行われる。したかっζ、Ｃ
Ｄ間ではΔＢ間に対して傾きが下がっている。また旧測
時においてマグネトロン８の出力設定値を下げずきてし
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
トのステップ７２で示したように次の計測期間（例えば
図中１”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ＧＨ）。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℃以上上昇しな
いようにマグネトロン８の最大出力と照射時間を設定し
ておく必要がある。１．５℃以上上昇すると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
では上昇し易＜　、４３．５℃イ１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
ｉ’Ａ！を開始時が第６図のときのものとくらべて遅れ
′（いる。 なお、深部加温を行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”ζ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
た発振器およ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ｌ−Ｌ：Ｊン８を制御した
場合と同様に、・す゛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、この場合反則波による影ｔ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〕 以上のように、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１・１するアプリケータと、このアプリケ
ータの電（Ｈ波照射開口部に装備された冷却機構と、１
１１Ｊ記電磁波の出力に対応し゛ζ加温箇所の温度測定
を行う温度９１測手段とを備えたハイパザーミア用加温
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
温度か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・ｕしめる第２の制御手段とを具（
ｊｉｆｆ　シ、これらの各制御１１手段に連動して前記
冷却機構に流通する冷却液の流量増を図る第３の制御手
段を装（ｒｉｆｔ−Ｊ−るとしたので、第１ないし第３
の各制御手段の作用により迅速かつ高精度に予め設定し
た一定の加温温度を設定することができ、かつこれを長
時間維持することができるきいう従来にない優れたハイ
パザーミア用加温装置を捉供することができる。 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
はアプリゲ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ャー１−１第４図ないし第７
図は各々第１図の動作説明図である。 ８〜　電磁波発生手段としてのマグネトロン、１８−−
　第１ないし第３の各制御手段を含む主制御部、２０　
−アプリケータ、：３０　温度計測手段、３４−　冷却
機構。 特１１出願人　菊　地　直（ほか３名）手続補正でＸ（
自発） 昭和６０年４月１７日 １、事件の表示 昭和５９年特許願第０４０７９５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１−月６番１９号氏　
名　菊　地　眞　（ほか３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、次の如く補正する。 （１）、明細書第３ページ第５行目の「ハイパサーミア
」を「ハイパサーミア」と訂正する。 （２）、明細書第５ページ第８行目の「第１ないし第４
の制御手段を含む」を削除し、この削除した箇所に「主
制御部１８を中心に構成された」を挿入する。 （３）５明細書第７ペ一ジ第１０行目の「電波」を「電
磁波」とａＹ正する。 （４）、明Ｋｌｎ書第８ページ第３行゛目冒ｉ項の「い
」を削除する。 （５）、明細書第９ページ第１Ｏ行目の「２４」を１４
２」と訂正する。 （６）、明細書第１１ページ第１４行目のｒ４６．Ｊを
削除する。 （７）、明細書第９ページ第１８行目の「出力部」を「
入出力部」と訂正する。 （８）、明細書第１０ページ第８行目の［数なＪを「数
の」と訂正する。 （９）、明細書第１８ページ第１９行目の１動作説明図
」を１動作を説明する線図」と訂正する。 ７、前記以外の特許用１頭人 住　所　東京都練馬区練馬２丁１１２６番１４号氏　名
　二　川　佳　火 柱　所　東京都＋−ｕｌ　＋−Ｉ谷区奥沢１丁目３１番
６月氏名　森　真　作 住　所　東京都人田ト南蒲りロ２丁目１６番４６υ名　
称　（３３８）株式会社　東　京　、ｉｌ　器代表者河
野俊助

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. （１）、電磁波を断続的に出力する電磁波発生手段と、
   この′ＩＩＪ、磁波発生手段から出力されるＩｋ電磁波
   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］１磁
   波の断続出力に対応して加温尚ＩＪｉの温度測定を行う
   温度計測手段とを備えたノ・イバ・リーミア用加温装置
   において、 前記温度計測手段が予め設定した温１走以」二の生体温
   度を検知した場＠　９ｃｉＩＪ記電磁波発電磁波の出力
   レベルを降下開側１する第１の制？１１１手段と、Ａｉ
   Ｊ記生体温度が予め設定したＨ［定温度に１・−る丑で
   当該電（ａ波発生手段の出力を中Ｈ）ｉせしめる第２の
   制御手段とを具備し、これらの各制御手段に連！！１υ
   して当該冷却手段を■１ちに、１駆動制俳し該冷却手段
   に使用されている冷却液の流紙増を図る第３の制御手段
   を装備したことを９１徴と１−るハイパサーミア用加温
   装置ｋ。