JPS6131174A - 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Ｖｏｌ−２２１Ｌ１０）。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、装置全体の小型
化および各加温部表面の迅速な冷却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用の冷却液を所定温度に冷
却する複数の液冷却装置と、前記アプリケータが当接さ
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、前記駆動手段
とこれに対応する前記各液冷却装置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凹に基づい
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タ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ｌ６と、該冷却装置１６を制御
して冷却液の冷却調整を行う冷却制御回路２８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、
癌組織の温度を検出する温度センサ２０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２２
に密着して、該生体２２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電損失に
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く冷却部２４が装備されている
。

この冷却部２４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２６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、該冷却部２４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、前記水の温度は、冷却制御回路２Ｂによって制御
されており、水温の変化によって生体表面を冷却し、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。

前記生体内温度センサ２０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、
前記冷却装置１６の出力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３０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名の患者のセンサ２０
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３０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
、冷却装置１６の出力とマグネトロン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３０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、癌組織に対しての加温
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、ポンプを始動させる（同図５２）。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５４）。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５６）。

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、冷却装置１６の出力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−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５８゜６０）。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２０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５４参照）に到達した
か否かを判断しく第４図６２）、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６４゜第３図７８）。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（隔部の温度）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６６）。ここで内部温度が設定値より低い場
合は、冷却装置１６の出力（冷却効果）を１ステツプダ
ウン（同図６８）することによって生体表面温度を上げ
（この場合冷却装置１６の出力がオフとなってもよい；
ポンプ１８によって水が循環されていることから生体の
表層に熱傷が生ずることがないからである）、マイクロ
波の照射によって加温されている癌組織の温度が迅速に
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７０）、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２０・各コントロールユニッ
ト１３．２８に切ｍ工（第３図７８）、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ｌ）が
入力されたときに、ステップ５８，６０゜６２を介して
再び生体内部温度の判断が行なわれる（第４図６６）。

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、今度は冷却装置１６の出力（冷却効果
）を゛１ステ、７ブ上げることによって生体表面温度を
下げ（同図７２）、癌ｍ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７４）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＆［ｌ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７６）、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６２．６４）。

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５８参照）、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７４：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ｌは、例えば第５図に示す時間ｌ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ｍｓ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
、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。

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２０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によって癌組織の
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１０４，１０
６）、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
場合は冷却装置１６の出力（冷却効果）を１ステツプダ
ウンしてマグネトロン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冷却装置１６の
出力（冷却効果）を１ステンブアソプしてマグネトロン
８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に存在するこ
とから無侵襲（生体内部に温度センサ２０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２０の代わりに、生体表面温度センサ４０からの情報
に基づいて冷却装置１６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１実施例と同様
に初期値を設定した後（第３図参照）は、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）、そして加温時間に至っ
たか否かを判断した後（同図２０２ｊ　、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冷却装置の出力（冷却効果
）を１ステンブダウンしてマグネトロンの出力をオンと
しく同図２０６．２０８）、逆に高い場合は冷却装置の
出力（冷却効果）を１ステンプアソプしてマグネトロン
の出力をオフとする（同図２１０，２１２）。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
のアプリケークと、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用の冷却液
を所定温度に冷却する複数の液冷却装置と、前記アプリ
ケータが当接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
、前記駆動手段とこれに対応する前記各液冷却装置を切
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
磁波の照射面が効果的に冷却されるので患者の苦痛を軽
減することができ、更に液冷却手段の装備により少ない
冷却液で加温部表面を効率よく冷却し得ることとなり、
従って全体的に装置の小型化および治療の迅速化を図る
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且つ比較的安価に入
手し得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ブロッ
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ブロック図、第
１１図は第１０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・−ｍ−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、１６−　液冷却
装置としての冷却装置、２０゜４０−一温度計測手段、
２４−冷却手段としての冷却部。 第４図 （７θ） 第１ｆ図 （７Ｂ） 第１２図 （ｙｎＩｎ）

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用の冷却液を所定温度に冷却す
   る複数の液冷却装置と、前記アプリケータが当接される
   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液冷却装置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。