JPS6236710B2 - - Google Patents

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［「ハイパーサーミア」ともい
う］を用いた治療法が脚光を浴びている。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.No.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いる。そして、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ことが立証されている。
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、長い間放置されていた。

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
一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、このことは同時に莫大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ことのでき
る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、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、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有し、この
温度計測手段の出力に応じて前記各電磁波発生手
段の出力レベルを各別に切換え制御する主制御部
を装備しするとともに、この主制御部が、当該主
制御部内に予め設定した設定温度より高い値の温
度を前記温度計測手段が検出した場合には、電磁
波発生手段の出力レベルを１ステツプ降下せしめ
且つ当該電磁波発生手段の出力を一定時間停止せ
しめる第１の制御機能と、前記設定温度より低い
温度を前記温度計測手段が検出した場合には、電
磁波発生手段の出力レベルを最大レベルの範囲内
にて１ステツプ上昇せしめるとともに当該電磁波
発生手段を稼働状態に設定し若しくはこれを維持
する第２の制御機能とを備えているという構成を
採用し、これによつて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１０
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
電気的ブロツク図である。このハイパサーミア用
加温装置は、電磁波発生手段としてのマイクロ波
発生部２と、主制御部を含む制御手段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、方向性結
合器１０と、ダイオード１２と、パワーコントロ
ールユニツト１４とからなる。この内、パワーコ
ントロールユニツト１４は、サイリスタによる制
御で前記マグネトロン８のアノード電圧を変化さ
せ、マグネトロン８の出力を調整する制御回路で
ある。また、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る。この方
向性結合器１０で取り出された電磁波は、前記ダ
イオード１２で検波され、電圧変換された後、
Ａ／Ｄ変換器（図示せず）を介して主制御部１８
へ送出されるようになつている。この主制御部１
８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、その結果に基づいて前記マグネトロ
ンの出力を調整するという機能を備えている。

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へ照射するアプリケータ２０
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用の冷却装置２１と、
該冷却装置で冷却された冷却液を循環させるポン
プ２２と、該冷却液を各アプリケータ２０へ供給
するための分岐回路２３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２０、
センサ等は省略してある。

前記アプリケータ２０は、第２図に示すように
生体３２に装着して、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
る。そして、このアプリケータ２０には、生体３
２との接触面には皮膚部分での誘電損失による過
熱によつて皮膚に熱傷が起きないようにする必要
性から、冷却部３４が設けられている。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が設けられている。
そして、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、冷却部３４内を
通過させることでアプリケータ２０の開口面すな
わち生体表面を冷却している。

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
報をもとにして、前記マグネトロン８の出力調整
が主制御部１８で行なわれるようになつている。

一方、前記制御手段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４４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
１８とからなつている。

この主制御部１８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系統からの情報が
主制御部内のソフトスイツチにより順次切り換え
入力され、３系統が１台のＡ／Ｄ変換器および
Ｄ／Ａ変換器（図示せず）で処理できるようにな
つている。

つまり、主制御部１８は、上記３名の患者の各
センサ１０，３０で得られた情報をソフトスイツ
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Ｄ／Ａ変換器を介しソフ
トスイツチにより順次切り換えながら、マグネト
ロン８の出力レベルを順次切りえ制御する。そし
て、主制御部１８は、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
するようになつている。

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、アプリ
ケータ２０と接触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、この後オペレータが各患者の
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）。
このようにマグネトロン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こと
から、各患者に適した値に設定する必要があるか
らである。第６図は2450MHzのマイクロ波をある
基準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つて得られる温度
分布Ｂとの比較を示す。かかる周波帯は加温療法
用としては最も周波数の高い領域であり、従つて
加温深さは表層に限定されている。それにもかか
わらず出力を減じた方が約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より多くの時間
を要する。第７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で行なわれる。即ち、該方向性結合器１
０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
ペレータによつ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、
この場合予めフアントムモデルを使つて最大出力
の設定を行なつておいてもよい。また、ここでの
各患者に対する最大出力をそれぞれ、P₁，P₂，P₃
とする。

このようにして、マグネトロン８の最大出力が
設定された後は、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５６）。
これも、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５
８）。この詳細なフローチヤートは第４図に示し
てある。

ところで、この第４図のシステムソフトウエア
は、第５図に示す主制御部１８内のシステムクロ
ツクに同期して、行なわれるようになつている。

即ち、システムクロツク（例えば１）が入力さ
れると図に示す「Δｈ」とい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、次のマイク
ロ波照射時のマグネトロンの出力の決定がなされ
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ツク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つて患者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
クロツク２またはシステムクロツク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つて
いる。

ここで、第４図のフローチヤートを具体的に説
明する。上述したシステムクロツク（例えば１）
が入力されると、まず、第３の制御機能が作動し
て癌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６０，６２）。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５６参照）に到達したか否かを判断
し（第４図６４）、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
のステツプに移る（同図６６、第３図８２）。即
ち、主制御部１８におけるソフトスイツチの切換
えを行ない、主制御部１８の入出力ポートを他の
患者の温度センサ３０、コントロールユニツト１
４に切換え（第３図８２）、他の患者に対する処
理を行なう。

一方、加温時間が到達していない場合は、先に
計測した内部温度（癌組織の温度）がオペレータ
によつ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６８）。

ここで内部温度がオペレータによつて入力され
た内部温度設定値よりも低いとき、主制御部１８
は、第２の制御機能を作動させて前記パワーコン
トロールユニツト１４に指示を与え、これによつ
て、マグネトロン８の出力設定を上げる。但しこ
の場合、最初に設定した最大入力パワーを超えな
いようにする（同図７０，７２）。そして、この
設定値に基づいてマイクロ波の照射を行い（同図
７４）、次のシステムクロツク（例えば第５図に
おけるシステムクロツク１）が来るまで加温を続
ける。即ち、癌組織の温度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、シ
ステムクロツクに同期して行なわれる計測時を利
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つて、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
より高くなつた場合は、第１の制御機能に基づい
て癌組織の温度が設定値より下がるまでマイクロ
波の照射を行なわず（同図７８）、計測時を利用
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７６）、次の照射時のための出力設
定を行なう。

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℃付近の温度になつ
てからの時間によつて左右される。したがつて、
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（同図８０）、上述した
ようにオペレータによつ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６４，６６）。

第８図は患者一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と、マ
グネトロンの出力状態とを示している。

この第８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
ムクロツ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
つている（第４図６０参照）。図中Ｂ点はマグネ
トロンの最大出力P₁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
まつ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７８参
照）、さらに、この間（図中BC間）間に次に照射
すべきマグネトロンの出力の設定をし直し、内部
温度が43.5℃以下になつた時点で再びマイクロ波
の照射が行なわれる（図中CD間）。このBC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。一方、CD間では、BC間においてマグネ
トロンの出力設定が下げられたことから、AB間
に対して傾きが下がつている。また、マグネトロ
ンの出力設定値を下げすぎてしまつたため、次の
照射時で温度が43.5℃に達しなかつた場合（例え
ば図中EF）は、第４図のフローチヤート７２で
示したように次の計測期間（例えば図中FG）で
出力のアツ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
返しによつて、各患者に対しほとんどリツプルの
ない温度制御が得られる。

一方、第９図は比較的深部に癌組織があるた
め、マグネトロン８の最大出力を低く設定した場
合P₂の癌組織の温度状態を示している。このよう
な病状をもつ患者に対しては、例えば第５図に示
したシステムクロツク２に同期して治療が行なわ
れる。

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）はシステムクロツクを第１０図１のように変
更すればよい。一方、このクロツクの周期をコン
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。したがつて、第１０図２のよう
にクロツ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）も元来
短時間に設定されていることから治療に支障をき
たすことはない。また、マグネトロン自体は比較
的安価であるため、患者数が増えてもほとんど価
格に影響されない。

なお、深部加温を行な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
グネトロンのかわりに低い周波数のマイクロ波の
発振を行な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。パワーの可変は、マグネ
トロンを制御した場合と同様にサイリスタによる
制御で、発振器のパワー又はリニアアンプの増幅
率すなわち利得を変化させて行なう。但し、この
場合は、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、複数の患者を同時に治療すること
ができ、医師に対し負担の軽減を図ることができ
るとともに、各患者の患部に対してはリツプルの
少ない一定の加温温度を比較的長時間印加しこれ
を維持することができ、単一の主制御部で全体制
御を可能としたことから、設備の投資を少なくす
ことができ、且つ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ブロツク図、
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
フローチヤート、第５図は第１図の動作例を示す
システムタイムチヤート、第６図ないし第９図は
各々第１図の動作説明図、第１０図は患者数を増
やした場合における説明図である。 ８……電磁波発生手段としてのマグネトロン、
１８……主制御部、２０……アプリケータ、３０
……温度計測手段としての温度センサ。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 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、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有し、この温度計測手段の
   出力に応じて前記各電磁波発生手段の出力レベル
   を各別に切換え制御する主制御部を装備し、 この主制御部が、当該主制御部内に予め設定し
   た設定温度より高い値の温度を前記温度計測手段
   が検出した場合には、電磁波発生手段の出力レベ
   ルを１ステツプ降下せしめたのち当該電磁波発生
   手段の出力を一定時間停止せしめる第１の制御機
   能と、前記設定温度より低い温度を前記温度計測
   手段が検出した場合には、電磁波発生手段の出力
   レベルを最大レベルの範囲内にて１ステツプ上昇
   せしめるとともに当該電磁波発生手段を稼働状態
   に設定して若しくはこれを維持する第２の制御機
   能とを備えていることを特徴とするハイパサーミ
   ア用加温装置。