JPS6133673A - 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ζ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ｊ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Ｖｏｌ、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℃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２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、生体内の所定の加温
箇所を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
を装備するとともに、前記冷却機構に、当該冷却機構用
の冷却液の温度を調整する液温調整手段を装備するとと
もに、前記温度計測手段が予め定めた設定値と異なる生
体温度を検知した場合に直ちに前記液温調整手段を稼働
せしめて前記冷却液の温度を上昇もしくは下降制御する
冷却制御回路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。

〔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。かかる制御が最大レベル制
御手段により成される。この結果、生体内の深部の加温
位置を比較的容易に設定し若しくは移動させることがで
きるようになっている。同時に、前記加温部の温度が温
度計測手段によって一定時間をおいて常時計測定されて
おり、必要以上の過熱に対しては冷却制御回路および液
温調整手段が作用して冷却機構用の冷却液を急冷せしめ
、これによって、生体表面を遠心的に冷却せしめて熱傷
を防止し、長時間効率よく加温療法をなし得るようにな
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でのマ
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】０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、一本実施例ではマ
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の開口部側すなわち生体３２の表面
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２１を制御し水の冷却調整を行う冷却制御回路
２４と、該冷却装置２１で冷却された水を循環させるポ
ンプ２２と、水の温度を検出する温度センサー２８と、
癌組織の温度を検出する温度センサー３０とから構成さ
れる。

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との当接
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、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、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。

冷却水の温度は冷却制御回路２４によって制御されてお
り、水温の変化によって、生体３２の表面の温度を調整
している。水温は前記冷却機構３４の水の排出側に設け
られた温度センサー２日によって検出され、ここで検出
された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の表面温度が求められる。この表面温度は
前記冷却装置２１の水温を調整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。

また前記主制御部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、
前記冷却制御回路２４を介して冷却装置２１を駆動し前
記冷却機構３４に流通する冷却液の液温を制御する第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は、上記各センサー１２，
２８．３０で得られた情報をＡ／Ｄ変換器１６，４０．
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とからの情報とに基づいて、癌組織の
温度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を介して冷却装置２１の出力
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（同図５０）、十分に水
が冷却された後、ポンプ２２の始動を行う　（同図５２
）。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ように温度ピーク
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図において、曲線Ａ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が
比較的表層となる２４５０（ＭＨ２）のマイクロ波を所
定の基準量に基づいて照射した場合に得られる温度分布
を示し、曲線Ｂは、曲＆’ＪＡの場合のマイクロ波の基
準量に対し３　（ｄＢ）出力を減じた場合に得られる温
度分布を示す。３　（ｄＥ）出力を減じた温度分布の方
が約０．２５　（■〕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１８で行わ
れる。即ち、該方向性結合器１゜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５６）、続いてマグネト
ロン８の出力を切り（同図５８）、温度計測にはいる（
同図６０）。

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２８と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わないのは、生体３
２内に挿入された前記温度センサー３０がマイクロ波の
影響を受けて、誤差が生ずるからである。

温度計測がなされた後は、まず生体３２の表面温度がオ
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る（同図６２）。表面温度
が設定値より高い場合主制御部１８は、冷却制御回路２
４へ水温を下げるべく指示を与え、表面温度が設定値よ
り下がるまで冷却装置２１の出力（冷却効果）を１ステ
ツプごとに上げ（同図６４）、水温を下げることで生体
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
ように冷却袋Ｎ２１の出力（冷却効果）を１ステップ下
げ（同図６６）、その後、内部温度の調整にはいる（同
図６８）。この場合、ポンプ２２によって水が循環され
ていることから、生体３２の表層に熱傷が生ずることが
ないため冷却装置２１の出力をオフとしてもよい。

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ζ主制御部１
８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の出力設定値を上げ
る。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７０）。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ステツプごと高くし、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ステツプごと下げ（同図７４）、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８の出力を１ステ
ップ下げた後、冷却装置２１の出力（冷却効果）を１ス
テツプごとに上げているのは図中６６で冷却装置２１の
出力（冷却効果）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く同図
７２）、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７８）。

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。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る（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７０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、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＆ｌｌ織の温度状態を示しており
、加温開始時が第６図のときのものと比べて遅れている
。

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、加温箇所の深度が異なるものに対しても最大レベ
ル制御手段の作用により深度設定が容易となり、また、
生体表面の必要以上の過熱に対しては当該温度を迅速且
つ高精度に降下制御するとこができ、しかも液温制御方
式を採用したことから生体表面の冷却に際しては冷却液
を多く要せず、従って装置全体の小型化も図り得るとい
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図は本発明におけるハイパサーミア用加温装置の一
実施例を示す全体的系統図、第２図は本実施例における
アプリケータの使用状態を示す斜視図、第３図は本実施
例におけるハイパサーミア用加温装置の全体的動作を示
すフローチャート、第４図ないし第７図は各々第１図の
動作を説明する線図である。 ８−−−−−−一電磁波発生手段としてのマグネトロン
、１０−−−−−一方向性結合器、１８−−−−−−一
最大しベル制御手段を含む主制御部、２０−＝−・−ア
プリケータ、２１−−−−−一液温調整手段としての冷
却装置、２４−−液温制御回路としての冷却制御回路、
２８゜３０−・−−−−一温度計測手段としての温度セ
ンサー、３４−−−−−一冷却機構。 第２図 ／パー 第３図

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すると
   ともに、前記冷却機構に、当該冷却機構用の冷却液の温
   度を調整する液温調整手段を装備するとともに、前記温
   度計測手段が予め定めた設定値と異なる生体温度を検知
   した場合に直ちに前記液温調整手段を稼働せしめて前記
   冷却部液の温度を上昇もしくは下降制御する冷却制御回
   路を設けたことを特徴とするハイパサーミア用加温装置
   。