JPS6133668A - ハイパーサ−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。

〔従来の技術〕

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
℃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り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νｏ１．２２．　ｔｌｈｌｏ）。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
あま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
温度を保たなければならない。

〔発明が解決しようとする問題点〕 しかしながら、従来技術においては、生体内の深部加温
については、生体機能の特殊性たと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。　　　　　　　
゛〔発明の目的〕 本発明は、かかる従来技術を勘案し、生体内の所定の加
温箇所の温度を電磁波を照射しながら予め定めた所定の
温度以下に常に維持するようにし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クとを備えたハイパサーミア用加温
装置において、前記電磁波発生手段の出力に対応して加
温箇所の温度を一定時間ごとに検出する温度計測手段を
設け、この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
を降下制御する出力降下制御手段を装備する等の構成を
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。

〔作　用〕

アプリケータを加温部の表面に当接したのち電磁波発生
手段の出力を徐々に上昇させると、当接面における生体
表面および生体内部の電磁波照射部分の温度が上昇する
。この場合、温度計測手段が生体表面もしくは生体内部
の温度を一定時間ごとに常時測定するようになっている
。そして、この加温部の温度が所定温度たとえば４３．
５℃を越えた場合は、直ちに出力降下制御手段がその情
報を検知して電磁波発生手段の出力を例えば１ステ。

プづつ降下させ、これによって必要以上の加熱を自動的
に防止せんとしている。

〔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全体的系統図である。

この第１図において、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、電磁波発生手段どしてのマ
グネトロン８と、このマグネトロン８の出力側に装備さ
れた方向性結合器１０と、この方向性結合器１０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ー
としてのダイオード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ｙ　Ｉ〜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Ｉ２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ｒ
　Ａ　／　ｐ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てい′
る。

この主制御部１８では、取り出された入射波のパワーレ
ベル値と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ク２０に有効に供給されるマイク
ロ波のパワーを算出し、この結果に基づいて当該主制御
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８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
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
を検出する温度計測手段としての温度センサー３０を装
備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、冷却装置２１で冷却され
た水をポンプ２２で強制的に循環させ、当該冷却機構３
４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３２の表面を冷却している。

前記生体３２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、前記マグネトロン日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．．３’Ｏ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組織
の温度が所望の値に保たれるようポンプ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、癌組織に対しての加温を
４３．５℃とする。

ここで、この実施例においては、以下に説明するように
、第１の制御手段が出力膝下制御手段として、第２の制
御手段が出力中断制御手段として、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
冷却液流量制御ｎ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）。

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、２４５０ＭＨｚのマイクロ波をある基＄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
。かかる周波数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３ｄＢ出力を減じた温度分布（Ｂ
）の方が約０．２５ｃｍ奥で温度ピークに達しているこ
とがわかる。但し、出力を減じると癌組織を目的の温度
にするのにが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け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
部１８内の第４の制御手段により行われる。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の最大出力の設定が行われる。なお、この場合、予
めファントムモデルを使って所定レベルに出力の設定を
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８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、生体内に挿入された前記温度セ
ンサー３ｏがマイクロ波の影響を受けて、誤差が生ずる
からである。従って、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。

温度計測がなされた後は、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内では、直ちに
第３の制御手段が機能して前記パワーコントロールユニ
ット１４に指示を与え、マグネトロン８の出力設定値を
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
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、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でマイクロ波の照射を中
断し、温度計測ループを繰り返す。かかる制御は総て前
記主制御部１８でなされる。一方、この間を利用して更
に前記主制御部１８では第１制御手段を機能させ、マグ
ネトロン８の出力設定値を１ステツプごと下げ（同図６
８）、次の照射時のための出力設定を行う。

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℃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７２）。

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（第３図６６）。そ
して、この後は内部温度が４３．５°Ｃ以下になるまで
計測を続け（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トロン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Ｃ
Ｄ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８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）で出力のアンプが図られることか
ら、傾きが再び上昇する（同図中ＧＴ（）。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°Ｃ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℃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
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、上記実施例で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８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〕

本発明は以上のように構成され機能するので、これによ
ると、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
しに起因して前述した降下制御手段の作用により、生体
内の加温部における過熱状態の発生を効果的に抑えるこ
とができ、これがため生体の性質に応じた最適出力を設
定する。

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。

また、特許請求の範囲第２項では、加温部の温度が設定
値よりも下がった場合には、出力上昇制御手段が作用し
て電磁波の照射パワーが上げられてバランスがとられる
という操作がなされ、これによって加温部が最適治療温
度に長時間維持されるという利点がある。

【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図の実施例における作用および動作を示す線図であ
る。 ８−−−−−−一電磁波発生手段としてのマグネトロン
、１８−−−−−一出力降下制御手段および出力上昇制
御手段としてｍ能する主制御部、２０−・−アプリケー
タ、３０−−−−ニ一温度計測手段としての温度センサ
ー。 第２図 ／＝ 第３図

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. （１）、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
   リケータとを備えたハイパサーミア用加温装置において
   、 前記電磁波発生手段の出力に対応して加温箇所の温度を
   一定時間ごとに検出する温度計測手段を設け、 この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
   制御する出力降下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。
2. （２）、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
   リケータとを備えたハイパサーミア用加温装置において
   、 前記電磁波発生手段の出力に対応して加温箇所の温度を
   一定時間ごとに検出する温度計測手段を設け、 この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
   制御する出力降下制御手段と、前記温度計測手段が予め
   設定した温度以下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増大方向に制御する出力上昇
   制御手段と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。