JPS6133672A - ハイパーサーミア用加温装置 - 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Ｖｏ１．２２．　Ｎａ１Ｏ）。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°Ｃ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、生体内の深部加温については、生体機能
の特殊性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℃前後の一定範囲の温度に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、生体表面に熱傷を起こし易く、従って、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、上記従来技術を勘案し、生体内の所定の深さ
の加温箇所を所定の温度に継続して一定時間加温するこ
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タと、このアプリケータの電磁波照
射開口部に装備され内部に冷却液を流通せしめる冷却機
構と、前記電磁波発生手段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、前記電磁波発生手段とアプリケー
タとの間に、方向性結合器を介装するとともに、この方
向性結合器の出力信号に基づいて前記電磁波発生手段の
出力レベルの最大値を設定し且つこの設定された出力レ
ベル以下に前記電磁波発生手段を駆動制御する最大レベ
ル制御手段を装備し、前記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直ちに作動して前
記冷却機構の冷却液の流量増を図るポンプ及びポンプ駆
動制御手段を装備するという構成を採り、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、加温部の内部温度の最大値は、その位置が
電磁波の出力レベルの大小により左右される。このため
、より深部の加温に際しては出力レベルを下げるととも
に加温時間を長く設定する。かかる制御は最大レベル制
御手段により成される。この結果、この最大レベル制御
手段の作用により、生体内の深部の加温位置を比較的容
易に設定することができるようになっている。同時に、
前記加温部の温度が温度計測手段により一定時間をおい
て常時計測されており、必要以上の加熱に対しては直ち
にポンプ及びポンプ駆動制御手段が機能して冷却機構の
冷却液の流量増を図ることから、生体表面の熱傷は確実
に防止され、生体内部の加温療法を患者の苦痛を伴うこ
となく効率よく長時間行い得るようになっている。

〔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、電磁波発生手段としてのマ
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ット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
された電磁波はダイオード１２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ｒＡ／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Ｉ８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、この結果から前記マグネトロン８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３２へ照射するアプリケータ２０と、この
アプリケータ２０を開口部側すなわち生体３２の表面を
冷却するための冷却機構３４とによって構成され、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。そして、冷
却機構３４には、当該冷却機構３４に流通する冷却液の
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２
２と、このポンプ２２を駆動制御するためのポンプ駆動
制御手段としてのポンプコントローラユニット２４と、
前記冷却液の流量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サー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。

これを更に詳述すると、まず、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内
に電磁波を照射し、目的の癌組織を加温するためのアン
テナである。このため、このアプリケータ２０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、前述した冷却機構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が装
備されており、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、当該冷却機構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３２の表面を冷却している。一方、ポンプ２２０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
って水の流量を変化させ、生体３２の表面の温度を調整
している。また、冷却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３
８を介して主制御部１８へ送られ、前記ポンプ２２の回
転数を制御するための１つの基準値となる。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３２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で行われるよ
うになっている。

前記主制御部１８は、本実施例では、前記マグネトロン
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の出力を中断制御する第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２
２の回転数を制御する第３の制御手段とを備え、これら
各制御手段が後述するように入力信号に応じて遠心的に
作動するようになっている。

すなわち、前記主制御部１８内では、上記各センサー１
２，２６．２８．３０で得られた情報をＡ／Ｄ変換器１
６．３８，４０．４２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４４とからの情報に基づ
いて癌組織の温度と生体３２の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。ここで、アプリケータ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、流量センサー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５
２．５４）。そして、この後オペレータが癌組織の深部
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、一般的に加温
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２４５０ＭＦＩ２の所定レベルの
マイクロ波を、生体に近似したファントムモデルに対−
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得られる温度分布を示し
、Ｂは前記基準量に対し３ｄＢ出力を減じた場合を示す
。３ｄＢ出力を減じた温度分布（Ｂ）の方が約０．２５
　　（ω〕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、生体の血流による冷却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１８で行わ
れる。即ち、該方向性結合器ｌＯ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３２の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３２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３２０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値（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ット２４ヘボンプ２
２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）、流量を増やすことで生体３２の表面
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３２の表面を冷却しすぎないようにポ
ンプ２２の回転数を１ステップ下げ（但し水流の最小循
環を下まわることはない）（同図６８）、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・−ルユニ
ソト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ｔ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、
総て前記主制御部１８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ステップ下げた後、ポンプ２
２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け
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。したからで、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
設定値を越え、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℃以下になるまで計測を続け（第６
図中ＢＣ）、この間に次に照射すべきマイクロ波の設定
が行われる。したがって、ＣＤ間ではＡＢ間に対して傾
きが下がっている。また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のステップ７２で示した
ように次の計測期間（例えば図中ＦＧ）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℃付近では上昇率が１７２
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−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、加温箇所の深度が異なるものに対しても、これに
対応して深度設定が容易となり、かつ生体表面の過熱に
対しては迅速に冷却せしめることができ、従って生体表
面に熱傷をおこさせることなく比較的長い時間継続して
加温療法を成し得るとともに、冷却液の液温制御を採用
していることから大量の冷却液が不要となり、従って装
置全体の小型化を図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全体的系統図、第２図
はアプリケータの使用状態を示す斜視図、第３図は第１
図の動作例を示すフローチャート、第４図ないし第７図
は各々第１図の動作を説明する線図である。 ８・・・・・・・電磁波発生手段としてのマグネトロン
、ｉ　ｏ−−−−−・・方向性結合器、１８−・−最大
レベル制御手段を含む主制御部、２ｏ−・・−アプリケ
ータ、２２−−−−−−−ポンプ、２４−・・・〜ポン
プ駆動制御手段としてのポンプコントローラユニット、
３　（Ｌ−−−−−一温度計測手段としての温度センサ
ー、３４・・−曲冷却機構。

Claims (1)

【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、このアプリケータの電磁波照射開口部に装
   備され内部に冷却液を流通せしめる冷却機構と、前記電
   磁波発生手段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、前記電磁波発生手段とアプリケータとの間に、
   方向性結合器を介装するとともに、この方向性結合器の
   出力信号に基づいて前記電磁波発生手段の出力レベルの
   最大値を設定し且つこの設定された出力レベル以下に前
   記電磁波発生手段を駆動制御する最大レベル制御手段を
   装備し、 前記温度計測手段が予め設定した温度以上の生体温度を
   検知した場合に直ちに作動して前記冷却機構の冷却液の
   流量増を図るポンプ及びポンプ駆動制御手段を具備した
   ことを特徴とするハイパサーミア用加温装置。