JPS6131173A - 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νｏｌ。

２２、＆１０）、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、長い間装置されてお
り、僅かになされている研究成果としては、例えば第１
２図に示すように電磁波発生手段のオン・オフ（ＯＮ−
ＯＦＦ）制御のみによる生体内部の加温を意図している
ものが多く、これがため、一応の進歩は認められても狭
い温度範囲での効率のよい温度制御をなすことができな
いという不都合があった。

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て迅速に治療をなし得るか
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。

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、各患者ごとに異
なる加温部表面の温度上昇を当該各患部ごとに最適な冷
却制御を行い、これによって各患者の苦痛を緩和し、さ
らに装置全体の単純化を図っ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。

〔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、該電磁波発生手段をオン・オフせ
しめる駆動手段と、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！調整手段と、前記アプリケータ
により電磁波照射される生体の加温治療部の温度測定を
行う温度計測手段とを設け、この温度計測手段の出力に
より、前記各駆動手段とこれに対応する前記各流量調整
手段を切換え制御する主制御部を設ける等の構成を採用
し、これにより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、これを駆動制御する電源１０と
から成っており、主制御部１２の指令に基づいてコント
ロールされるスイッチ１３に付勢されて前記マグネトロ
ン８の出力がオン・オフ（ＯＮ・０ＦＦ）制御されるよ
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
ロ波を生体へ照射するアプリケーク１４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１６と、該冷却装置で冷却され
た冷却液を循環させるポンプ１８と、該冷却液を各アプ
リケータ１４へ供給するための分岐回路２０と、冷却液
の流量を調整するためのバルブ２２と、該バルブ２２を
制御するためのバルブコントローラニー’−７ト２４と
、冷却液の流量を検出する流量センサ２６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１４、各
種センサ等は省略しである。

前記アプリケータ１４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、該アプリケータ１
４には生体表面を冷却し生体の皮膚部分での誘１を損失
による過熱による熱傷の防止と、生体表面から癌組織へ
の熱伝導の調整とを図るべ（冷却部３４が装備されてい
る。

この冷却部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、前記
冷却装置１６で冷却された水を前記ポンプ１８で強制的
に循環させ、バルブ２２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１４の開口面
すなわち生体表面を冷却している。一方、バルブ２２の
開閉度はバルブコントロールユニット２４によって制御
されており、このバルブ２２の開閉度によって水の流量
を変化させ、生体表面を冷却し、マイクロ波によって加
温されている癌組織の温度を生体表面側から調整してい
る。水の流量は流量センサー２６によって検出され、こ
の検出された情報はＡ／Ｄ変換器（図示せず）を介して
主制御部１２へ送出され、前記バルブ２２の開閉度を制
御するための１つの基準値となる。

前記生体内温度センサ３０は、癌組織の温度を検出する
ためのセンサであり、ここで得られる情報を基にして、
前記バルブ２２の開閉度の調整とマグネトロン８のオン
・オフ制御が行なわれるようになっている。

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３８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１２とからなってい
る。

この主制御部１２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（図示せず）、Ｄ／Ａ変換器（図示せず）で処理でき
るようになっている。但し、前記スイッチ１３を制御す
るに際しＤ／Ａ変換器は必要ない。

つまり、主制御部１２は、上記３名の患者の各センサ２
６，３０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出力部３８からの情報とに基づ
いて癌組織の温度が所望の値に保たれるようＤ／Ａ変換
器を介しく但しスイッチ１３を制御するに際してはＤ／
Ａ変換器は必要ない）ソフトスイッチにより順次切り換
えながら、バルブ２２の開閉度とマグネトロン８のオン
・オフ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３８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、Ｍ　＆ＪＩ　１ｔｔｉ
に対しての加温を４３℃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２２の制御を行なう（同図５４
．５６）。そして、この後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５８）。これ
は、各患者の病状に合わせて治療時間を決める必要が有
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６０）、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、バルブ２２の開閉度と次のマイクロ波照射時
のマグネトロンの出力（オン・オフ）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１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、他の患者に対してはシ
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１）が入力されると、
まず、隔部の温度を計測するためにマグネトロン８の出
力が切られる（第４図６２゜６４）。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５８参照）に到達した
か否かを判断しく第４図６６）、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６８゜第３図８２）。一方、加
温時間が到達していない場合は、先に計測した生体内部
温度がオペレータによって入力された生体内部温度の設
定値（４３℃）より高いか否かが判断される（同図７０
）。

ここで内部温度が設定値より低い場合は、バルブを１ス
テップ閉Ｍ（同図７２）することによって生体表面温度
を上げ（但し、生体表面の熱傷を避けるため、水の流れ
が最小循環を下まわらないようにする）、マイクロ波の
照射によって加温されている癌＆ｌｌＩｗｉの温度が迅
速に設定位置に達するよう生体表面側から調整し、マグ
ネトロンの出力をオンにして（同図７４）、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センサ３０・各コントロールユ
ニット１３．２４に切換え（第３図８２）、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６２，６４．６６を介して再び生体内部温度（隔部の
温度）の判断が行なわれる（第４図７０）。この一定時
間の経過により、癌組織の温度が設定値より上がったな
らば、今度はバルブを１ステツプ開放することによって
生体表面温度を下げ（同図７６）、癌組織の温度が迅速
に設定温度に達するよう生体表面側より調整し、マグネ
トロンの出力はそのままオフ（同図７８）にして、他の
患者に対する処理を続けて行なう。

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°Ｃ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８０）、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６６．６８）。

第６図は本実施例を用いて加温を行なったときの患者−
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（図中Ａ）と、マグネトロンの出力状態（図中
Ｂ）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６２参照）。図中
Ｃ点は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℃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７８＝第６図
ＣＤ間参照）、内部温度が４３℃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ＤＥ間）。この
ＣＤ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。このように本実施例においては、上記した制
御方式を採用している点から、癌組織を目的の温度にま
で素早く上昇させることができる一方、目的温度を越え
ても生体表面を冷却することが可能であることから、癌
組織の温度を素早く下降させることができ目的部位の温
度をほぼ４３℃一定に保つことができる。

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７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７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
、特に問題はない。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。

次に第２実施例について第８図ないし第９図に基づいて
説明する。

第２実施例は、癌組織の温度に加えて生体表面温度をよ
り正確に制御できるよう意図したものである。

第８図は、本発明の第２実施例に係るハイパサーミア用
加温装置の電気的ブロック図であり、図に示すように生
体内部温度センサ３０のほかにアプリケータ１４の冷却
部３４の水の排出側に温度センサ４０を設け、これによ
って生体表面も計測し、ここからの情報をＡ／Ｄ変換器
（図示せず）を介して主制御部に入力させ、第９図に示
すシステムフローチャートに基づいて制御を行なうよう
になっている。その他の構成は第１実施例と同様であり
、第１実施例と同様な構成は同符号を用いである。

即ち、第２実施例では第１実施例と同様に初期値を設定
した後（第３図５０．５２，５４．５８参照）、システ
ムクロックに同期して第９図に示すシステムソフトの処
理を行なう。

次に、このシステムソフトについて説明する。

まず、第１実施例と同様にマグネトロン８の出力を切り
（第９図１００）、温度センサ３０によって癌＆ＩＩ織
の温度を温度センサ４０によって生体表面温度を計測し
く同図１０２）、加温時間を調べた後（同図１０４，１
０６）、生体内部温度の判断に入り（同図１０８）、内
部温度が設定値より低いと判断されたときは、前記温度
センサ４０によって計測された生体表面温度の判断を行
う（同図１１０）。ここで生体表面温度が設定値より低
い場合はバルブ２２を１ステツプ閉鎖してマグネトロン
８の出力をオンとしく同図１１２，１１４　）、逆に設
定値より高い場合はバルブ２２を１ステツプ開放してマ
グネトロンの出力をオフとする（同図１１６．１１８）
。第２実施例ではこのような制御方式を採用することに
よって、隔部の温度と生体表面温度を一定に保っている
。

次に第３実施例について第１０図ないし第１１図に基づ
いて説明する。

第３実施例は、隔部が特に生体表面近く又は生体表面に
存在する場合（例えば皮膚癌など）の治療に好適な装置
を示したものである。

第１０図は本発明の第３実施例に係るハイパサーミア用
加温装置の電気的ブロック図であり、図に示すようにア
プリケータ１４の冷却部３４の水の排出側に温度センサ
４０を設け、これによって生体表面温度を計測し、ここ
からの情報をＡ／Ｄ変換器（図示せず）を介して主制御
部１２に入力させ、第１１図に示すシステムフローチャ
ートに基づいて制御を行なうようになっている。その他
の構成は第１実施例と同様であり、第１実施゛例と同様
な構成は同符号を用いである。

即ち、本システムでは隔部が生体表面近く又は生体表面
に存在することから無侵襲（生体内部に温度センサ３０
を挿入する必要がないこと）で、治療ができるようにな
っている。これは、隔部が生体表面近く又は生体表面に
存在する場合は、隔部の温度と生体表面温度がほぼ等し
いと考えてよいからである。したがって上述したように
生体内に挿入した温度センサ３０の代わりに、生体表面
温度センサ４０からの情報に基づいてスイッチ１３とバ
ルブ２２の制御を行なうようになっている。

また、このような場合は、温度センサ４０がマイクロ波
の影響を受けないことから、温度計測時にマグネトロン
の出力を切る必要はない。したがって、第１１図に示す
ようにマグネトロン８の出力を切らずに、生体表面温度
計測にはいり（同図２００）、そして加温時間が到来し
たか否かを判断した後（同図２０２）、生体表面温度が
設定値より高いか否かを判断しく同図２０４）、表面温
度が設定値より低い場合はバルブを１ステツプ閉鎖して
マグネトロンの出力をオンとしく同図２０６゜２０８　
）　、逆に高い場合はバルブを１ステツプ開放してマグ
ネトロンの出力をオフとする（同図２０１゜２１２）。

第３実施例では、このような制御方式を採用することに
よって、隔部が生体表面近くに存在する場合の治療を施
している。

〔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、該電磁波発生手段
をオン・オフせしめる駆動手段と、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
記アプリケータにより電磁波照射される生体の加温治療
部の温度測定を行う温度計測手段とを設け、この温度計
測手段の出力により、前記各駆動手段とこれに対応する
前記各流量調整手段を切換え制御する主制御部を設ける
等の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
維持することのでき、電磁波照射面が効果的に冷却され
るので患者の苦痛を緩和することができ、電磁波発生手
段に複雑な制御手段を使用していないことから構成が単
純化され、従って比較的安価に入手し得るばかりでなく
取扱い易い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プロ・ツク図、第２図
はアプリケーク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図は第１図の動作説明図、第７図は患者数を増やし
た場合における説明図、第８図は他の実施例を示すプロ
・ツク図、第９図は第８図の動作を示すシステムフロー
チャート、第１０図はその他の実施例を示すプロ・ツク
図、第１１図は第１Ｏ図の動作を示すシステムフローチ
ャート、第１２図は従来例による電磁波発生手段による
加温例を示す線図である。 ８−・−電磁波発生手段としてのマグネトロン、１２−
主制御部、１３　　駆動手段としての主要部をなすスイ
ッチ、１４　　アプリケータ、２２−一−流量調整手段
として主要部をなすバルブ、３０．４０−一　温度計測
手段、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 ／′°− 第３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をオン・オフせ
   しめる駆動手段と、前記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、前記アプリケータによ
   り電磁波照射される生体の加温治療部の温度測定を行う
   温度計測手段とを設け、この温度計測手段の出力により
   前記各駆動手段とこれに対応する前記各流量調整手段と
   を切換え制御する主制御部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。