JPS6131171A - 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】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、ハイパサーミア用加温装置に係り、特に複数
の患者を同時に治療するのに好適な集中管理方式を採用
したハイパサーミア用加温装置に関する。

〔従来の技術〕

近年、加温療法〔「ハイパサーミア」ともいう〕を用い
た治療法が脚光を浴びており、特に悪性腫瘍を例えば４
３℃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■害せしめ、同時にその多（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Ｖ　ｏ　＋　。

２２、ｍ１ｏ）。この種の加温療法としては、全体加温
法と局所加温法とがある。この内、癌組織およびその周
辺だけを選択的に温める局所加温法としては、電磁波に
よる方法、電磁誘導による方法、超音波による方法等が
提案されている。

一方、癌組織への加温は、当業研究者間においては既に
知られているように４３℃付近が加温効果のある温度と
されており、これより低いと効果が薄れ、逆にこれより
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
はあまり害を与えないような狭い温度範囲に生体を保た
ねばならない。

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
ることは容易でない。特に電磁波による加温療法は、生
体表面の電磁波吸収率が著しく大きいことから、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。

そこで、発明者らは、先に生体内の所定の加温箇所を電
磁波を用いて予め定めた所定の温度に継続して一定時間
高精度に加温することのできる制御機能を備えたハイパ
サーミア用加温装置を提案している。

〔発明が解決しようとする問題点〕

加温療法は、１回の治療時間が比較的長く　（約１時間
）、また治療回数も一定期間をおいて複数回（約５〜７
回）繰り返して成されるため、患者−人に対する合計治
療時間が非常に長い。このため、多くの患者に対して早
期に且迅速に治療を行うには、必然的に複数の治療設備
が必要となる。

一方、このことは同時に真人な設備投資を要するばかり
でなく、複数の設備に対してはそれらを適確に操作して
各患者の病状に対応した最適な治療条件を設定する必要
があり、そのためには多くの時間と労力を要するという
治療用医療機器特有の課題が残されている。これがため
、複数の加温装置全体をいかにして迅速に管理し、且つ
いかにして多くの患者に対し苦痛を少なくした迅速な治
療をなし得るかが、加温療法に課せられた従来よりの重
要な課題の一つとされていた。

一方、かかる加温装置においては、加温により皮膚表面
の温度が上昇瞳熱傷等を生ずる虞れがあるため、表面冷
却手段を設けることが必要となる。この場合、患部（癌
組織）の温度のみに注目して、患部を所定の温度（ここ
では４３°Ｃ付近）に保つべく計測制御し、皮膚表面の
温度は患者が苦痛を訴えない程度以下（例えば１０℃）
に保てば良いのであるが、表面温度をも計測制御し、長
時間の治療に際して患者を快適な状態に置くことが望ま
しいことは言うまでもない。

本発明は、上記点に鑑みなされたものであり、複数の患
者を効率よく同時に治療するとともに電磁波照射部の表
面温度の上昇に伴う患者の苦痛を緩和することのできる
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。

〔問題点を解決するための手段〕

そこで、本発明は複数の患者に対応して装備された複数
の電磁波発生手段と、これらの各電磁波発生手段から出
力される電磁波を生体へ照射せしめる複数のアプリケー
タと、この各アプリケータに装備された生体冷却用の冷
却手段と、これらの各冷却手段に使用される冷却液の流
量を個別的に調整する流量調整手段と、前記アプリケー
タが当接される生体の各加温治療部の温度測定を行う第
１の温度計測手段と、前記各冷却手段の冷却液流出段に
装備される第２の温度計測手段とを設け、前記第１およ
び第２の各温度計測手段の出力により、前記各電磁波発
生手段とこれに対応する流量調整手段とを各々一体内に
切換えてその出力を同時に制御する主制御部を設けると
いう構成を採用し、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、本発明の一実施例を第１図ないし第１０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一部省略した電気的ブ
ロック図である。このハイパサーミア用加温装置は、電
磁波発生部としてのマイクロ波発生部２と、制御手段を
含む制御部４と、マイクロ波照射部６とから構成されて
いる。

前記マイクロ波発生部２は、複数人の患者（本実施例で
は３人）に同時に電磁波を照射する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とからなる
。この内、パワーコントロールユニノト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、マグネトロン８の出力を調整する制御回路で
ある。また、方向性結合器ｌＯ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
電磁波は前記ダイオード１２で検波され、電圧変換され
た後、Ａ／Ｄ変換器（図示せず）を介して主制御部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バワ
ーレヘル値を引き、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２１と、該冷却装置で冷却され
た冷却液を循環させるポンプ２２と、該冷却液を各アプ
リケータ２０へ供給するための分岐回路２３と、冷却液
の流量を調整するためのバルブ２４と、該バルブ２４を
制御するためのバルブコントロールユニ。

ト２５と、冷却液の流量を検出する流量センサ２６と、
冷却液の温度を検出する温度センサ２８と、癌組織の温
度を検出する温度センサ３０とにより構成されている。

なお、他の２人の患者におけるアプリケータ２０、各種
センサ等は省略しである。

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に電磁波を照射し、目的の癌組
織を加温するためのアンテナであり、生体３２との接触
面には皮膚部分での誘電損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、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
る水を通すためのバイブ３６が設けられており、前記冷
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、バルブ２４によって流量を調整し、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。一方、バルブ２４の開
閉度はバルブコントロールユニット２５によって制御さ
れており、このバルブの開閉度によって水の流量を変化
させ、生体表面の温度調整をしている。水の流量は流量
センサー２６によって検出されており、この検出された
情報はＡ／Ｄ変換器（図示せず）を介して主制御部１８
へ送出され、前記バルブ２４の開閉度を制御するための
１つの基準値となる。また、前記冷却部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表面温
度を求める構成となっている。この表面温度は前記バル
ブ２４の開閉度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の出力調整が主制御部１８でお
こなわれるようになってい一方、前記制御部４は、オペ
レータからの各情報を入力し、また、治療状況をオペレ
ータに知らせるための入出力部４４と、プログラムメモ
リ。

データメモリに基づいて、入出力装置などを制御・管理
し、本システムの中枢となる主制御部１８とからなって
いる。

この主制御部１８には、３人の患者からそれぞれ３系統
（３台からの情報、３台への情報）の情報が入出力され
ており、この３系統からの情報を主制御部内のソフトス
イッチにより順次切り換え、３系統が１台のＡ／Ｄ変換
器およびＤ／Ａ変換器（図示せず）で処理できるように
なっている。

つまり、主制御部１８は、上記３名の患者の各センサ１
０．２６，２８．３０で得られた情報をソフトスイッチ
により順次切り換えてＡ／Ｄ変換器を介して入力し、こ
の情報とオペレータの指示を受けた入力部４４からの情
報とに基づいて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Ｄ／Ａ変換器を介しソフトスイッチ
により順次切り換えながら、バルブ２４の開閉度とマグ
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図ないし第５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、アプリケータ２０と接
触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、冷却装置を始動させ（第３図５０）、充分に水が
冷却された後、ポンプを始動させ（同図５２）、流量セ
ンサ２６から検出される情報によって、冷却水が最小循
環されるように各バルブ２４の制御を行なう（同図５４
．５６）。そして、この後オペレータが各患者の癌組織
の深部に合わせて入力した値をマグネトロン８の最大出
力として設定する（同図５８）。このようにマグネトロ
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徐々に
深部へ浸透するように温度ピークが深部へ移行すること
から、各患者に適した値に設定する必要があるからであ
る。第６図は２４５０ＭＨｚ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（Ａ＞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得られる温度分布（Ｂ）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約出力を減じた方が０．２５
Ｃ１１奥で温度ピークに達していることがわかる。但し
、出力を減じると癌＆ＩＩ織を目的の温度にするのによ
り多くの時間を要する。第７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Ｉ８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求め、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
を行なっておいてもよい。また、ここでの各患者に対す
る最大出力をそれぞれ、Ｐ、、Ｐ、、Ｐ３とする。

このようにして、マグネトロン８の最大出力が設定され
た後は、オペレータから入力された各患者に対する加温
時間を設定する（第３図６０）。

これも、各患者の病状に合わせて治療時間を決める必要
があるからである。

以上のように初期値が設定された後は、各患者に対して
マイクロ波照射が行なわれる（同図６２）この詳細なフ
ローチャートは第４図に示しである。

ところで、この第４図のシステムソフトウェアは、第５
図に示す主制御部内のシステムクロックに同期して、行
なわれるようになっている。

即ち、システムクロック（例えば１）が入力されると図
に示すΔｈと言うわずかな時間で第４図に示すシステム
ソフトの処理がなされ、このシステムソフトにおける判
断により、次のマイクロ波照射時のマグネトロンの出力
等の決定がなされる。

そして、これに基づいて一定時間（図中Ｈ）マイクロ波
の照射が行われた後（システムソフトの判断によりマイ
クロ波照射を行なわない場合も当然ある）、次に来るシ
ステムクロックｌに同期して、再びシステムソフトの処
理が行なわれる。つまり、この一連の処理によって患者
１人の治療が行なわれ、他方、他の患者に幻してはシス
テムクロック２またはシステムクロック３に同期してシ
ステムソフトの処理が行なわれ、複数人の患者を１つの
制御部で同時に治療できるようになっている。

次に、第４図のフローチャートを具体的に説明する。上
述したシステムクロック（例えばｌ）が入力されると、
まず、生体表面温度、隔部の温度を計測するためにマグ
ネトロン日の出力が切られる（第４図６４．６６）、こ
のように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温度センサー３０がマイク
ロ波の影響を受け、誤差が生ずるからである。温度計測
がなされた後は、先に設定した加温時間（第３図６０参
照）に到達したか否かを判断しく第４図６８）、到達し
ている場合は、その患者の治療のみを終了し、他の患者
を治療するためのステップに移る（同図７０．第３図９
２）。一方、加温時間が到達していない場合は、先に計
測した生体表面温度がオペレータによって入力された表
面温度の設定値（２０℃）より高いか否かが判断され（
同図７２）、表面温度が設定値より高い場合主制御部１
８は、生体表面温度を下げるためにバルブコントロール
ユニット２５ヘバルブの開度ヲ上げるべく指示を与え（
同図７４）、マグネトロン８の出力はオフのままにして
（同図７６）、主制御部におけるソフトスイッチの切換
えを行ない、主制御部の入出力ボートを他の患者の各セ
ンサー２８．３０・各コントロールユニット１４．２５
に切換え（第３図９２）、他の患者に対する処理を続け
て行なう。そして、上述した次のシステムクロック（例
えば１）が入力されたときに、ステップ６４，６６．６
８を介して再び表面温度の判断が行なわれる（第４図７
２）。この一定時間の経過により、表面温度が設定値よ
り下がったならば、生体表面を冷却しすぎないようにバ
ルブを１ステツプ閉鎖しく但し、水の流れが最小循環を
下まわらないようにする）、内部温度（癌ｍ織の温度）
の調整にはいる（同図７８．８０）。

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
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超えない
ようにする（同図８２．８４）。そして、この設定値に
基づいてマイクロ波の照射を行い（同図８６）、次のシ
ステムクロック（例えば１）が来るまで加温を続ける。

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（但し、表面温度が設定値を越
えた場合は、マグネトロンの出力は切られる）、システ
ムクロックに同期して行なわれる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、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、計測
時を利用してマグネトロン８の出力設定値を１ステップ
毎下げ（同図９０）、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
、バルブを１ステツプ毎に開放（同図７４）しているの
は、図中７８でバルブを１ステツプ閉鎖したことを填補
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
近づけるように表面温度を冷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
織が初めて設定値を越えた時点から加温時間を計測しく
同図８８）、上述したように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該当する患者に対する加
温を終了する（同図６８．７０）。

第８図は患者−人に対する各マイクロ波照射時。

非照射時と温度計測時（第４図に示したシステムソフト
の処理時）の癌組織の温度状態と、マグネトロンの出力
状態とを示している。

この第８図において、温度分布が上昇している間隔がマ
イクロ波照射時であり、温度分布が下降しているΔｈ間
隔が第５図に示したようにシステムクロックに同期して
行なわれる温度計測時である。温度計測時にはマグネト
ロンの出力は零となっている（第４図６４参照）、図中
Ｂ点はマグネトロンの最大出力Ｐ、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℃
以下になるまで温度計測時においてマグネトロン出力オ
フの判断をし続け（第４図７６参照）、さらに、この間
（図中ＢＣ間）に次に照射すべきマグネトロンの出力の
設定をし直し、内部温度が４３．５℃以下になった時点
で再びマイクロ波の照射が行なわれる（図中ＣＤ間）。

このＢＣ間における時間Ｉは、例えば第５図に示す時間
Ｉに該当する。一方、ＣＤ間では、ＢＣ間においてマグ
ネトロンの出力設定が下げられたごとから、へＢ間に対
して傾きが下がっている。また、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４
３．５℃に達しなかった場合（例えば図中ＥＦ）は、第
４図のフローチャート８４で示したように次の計測期間
（例えば図中ＦＧ）で出力のアン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、各患者に対しほとんどリップ
ルのない温度制御が得られる。

一方、第９図は比較的深部に癌組織があるため、マグネ
トロン８の最大出力を低く設定した場合（Ｐ２）の癌組
織の温度状態を示している。このような病状をもつ患者
に対しては、例えば第５図に示したシステムクロック２
に同期して治療が行なわれる。

ところで、上述した実施例では、３名の患者を対象とし
たが、患者数が増える場合（例えば５人）はシステムク
ロックを第１０図（１）のように変更すればよい。一方
、このクロックの周期をコントロールすることで、各装
置の１回の温度計測から温度計測までのマイクロ波の照
射時間を決定することができる。したがって、第１Ｏ図
（２）のようにクロックの周期を短縮すれば、当然温度
計測から温度計測までのマイクロ波の照射間隔が短くな
ることから、より多数の患者の同時治療を行うことが可
能となり、温度計測時間（Δｈ）もほとんど無視できる
ため、問題も全くない。また、マグネトロン自体安価で
あるため、患者数が増えてもほとんど価格に影響されな
い。

なお、深部加温を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
わりに低い周波数のマイクロ波の発振を行なうのに適し
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
の増幅率すなわち利得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
いる必要がある。

〔発明の効果〕

以上のように、本発明によると、複数の患者に対応して
装備された複数の電磁波発生手段と、これらの各電磁波
発生手段から出力される電磁波を生体へ照射せしめる複
数のアプリケータと、この各アプリケータに装備された
生体冷却用の冷却手段と、これらの各冷却手段に使用さ
れる冷却液の流量を個別的に調整する流量調整手段と、
前記アプリケータが当接される生体の各加温治療部の温
度測定を行う第１の温度計測手段と、前記各冷却手段の
冷却液流出段に装備される第２の温度計測手段とを設け
、前記第１および第２の各温度計測手段の出力により、
前記各電磁波発生手段とこれに対応する流ｆｉ１ｍ整手
段とを各々一体内に切換えてその出力を同時に制御する
主制御部を設けるという構成を採用したので、複数の患
者を同時に治療することができ、各患者に対しては一定
の加温温度を長時間維持することができ、電磁波照射面
の温度上昇が患者の治療部ごとに制御されて効果的に冷
却されるので患者の苦痛を迅速に軽減することができる
という従来にない優れたハイパサーミア用加温装置を提
供することができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例を示すブロック図、第２図は
アプリケータの使用状態を示す斜視図、第３図ないし第
４図は各々第１図の動作例を示すフローチャート、第５
図は第１図の動作例を示すシステムタイムチャート、第
６図ないし第９図は各々第１図の動作説明図、第１０図
は患者数を増やした場合における説明図である。 ８−−−電磁波発生手段としてのマグネ］・ロン、ｌ８
　　主制御部、２０−一−−アプリケータ、２４流量調
整手段として主要部をなすノ＜ルプ、２８　　第２の温
度計測手段としての温度センサ、３０　　第１の温度計
測手段としての温度センサ、３４　　冷却手段としての
冷却部。 特許出願人　　菊　地　　眞（ほか３名）第２図 ／°゛− １ｊ４　　　　ｊＺ 第５図

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. （１）、複数の患者に対応して装備された複数の電磁波
   発生手段と、これらの各電磁波発生手段から出力される
   電磁波を生体へ照射せしめる複数のアプリケータと、こ
   の各アプリケータに装備された生体冷却用の冷却手段と
   、これらの各冷却手段に使用される冷却液の流量を個別
   的に調整する流量調整手段と、前記アプリケータが当接
   される生体の各加温治療部の温度測定を行う第１の温度
   計測手段と、前記各冷却手段の冷却液流出段に装備され
   る第２の温度計測手段とを設け、前記第１および第２の
   各温度計測手段の出力により、前記各電磁波発生手段と
   これに対応する流量調整手段とを各々一体的に切換えて
   その出力を同時に制御する主制御部を設けたことを特徴
   とするハイパサーミア用加温装置。