JPS625361A - 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、ハイパー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
るためのハイパー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）によ
る治療法が胆光を浴びており、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．　！１ｈｌＯ）。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
ちハイパーサーミアでは、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。

一方、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
パーサーミア用加温装置を提案している（特願昭５９−
４０７９３号）。

この提案に係る技術は、生体深部の加温療法につき実効
性充分な種々の試みを開示したものであるが、一方、生
体内の患部周囲の正常組織に対する保護に立脚すると必
ずしも十分なものとなっていない。

〔発明の目的〕

本発明は、上記従来技術等を勘案し、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
とともに、特に生体内の加温治療部以外の正常組織に対
する異常加温を防止し、該正常組織を保護する制御機能
を備えたハイパー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
射開口部側に装備される生体表面冷却用の冷却機構とを
備えたハイパー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生体内の加温治療部の温度
測定を行う第１の温度計測手段と、前記加温治療部の生
体表面側の温度測定を行う第２の温度計測手段と、前記
加温治療部と生体表面との間に位置する中間部分の温度
測定を行う第３の温度計測手段とを設け、前記第１の温
度計測手段又は第２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、当該
第１の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上
昇制御する出力上昇制御手段と、前記第３の温度計測手
段が予め設定した温度以上の温度を検知した場合に当該
生体温度が所定温度に下るまで前記電磁波発生手段の出
力を一時的に中断せしめる出力中断制御手段とを有する
主制御部を備え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治療部の表面側に当接したのち電磁
波発生手段より電磁波を出力すると、当接面における生
体表面、その直下の生体内中間部および加温治療部であ
る生体内患部の温度が上昇する。一方、前記生体表面、
生体内中間部および生体内患部の温度は、各部に設けた
第１ないし第３の温度計測手段によって所定時間ごとに
常時計測されている。そして、これら全情報が主制御部
に送られているので、生体各部の必要以上の過熱に対し
ては、主制御部の指示により、電磁波発生手段の出力が
降下制御される。このため、生体表面の熱傷が有効に防
止され、生体内患部の温度が略加温設定温度に維持され
、また、生体内中間部における設定温度以上の加温状態
においては、直ちに前述した電磁波発生手段の出力が出
力中断制御手段によって所定時間の間中断制御されるの
で、生体中間部の正常組織を有効に保護しながら、生体
内患部の加温療法を患者の苦痛を伴うことなく効率よく
長時間安全に行い得る。

〔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、ハイパーサーミア用加温装置は、
電磁波発生部２と、第１ないし第６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。

前記電磁波発生部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
ル値と反射波のパワーレベル値との差をとり、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、これに基づいて前記マグネトロン８の出力
を増減制御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
クロ波を集束しながら生体３２内へ照射伝播せしめるア
プリケータ２０と、このアプリケータ２０の開口部側に
装備され前記生体３２の表面を冷却する機能を備えた冷
却機構３４とによって構成され、さらに加温治療部の温
度を検出する第１の温度計測手段としての温度センサ３
０と、前記生体表面とこの加温治療部とのほぼ中間部の
温度、すなわち生体内中間部温度を検出する第３の温度
計測手段としての温度センサ３１を装備した構成となっ
ている。

そして、前記冷却機構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２２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ルユ
ニット２４と、前記冷却液の流量を検出する流量センサ
２６と、前記冷却機構３４から流出する冷却液の温度を
検出して間接的に生体表面の温度を特定するための第２
の温度計測手段としての温度センサ２８と、前記冷却装
置２１を制御して冷却液の冷却調整を行う冷却制御回路
２３とが各々が第１図に示すように連結装備されている
。

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治療するための
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３
４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２Ｉで冷却された水（
以下冷却水という）を前記ポンプ２２で強制的に循環さ
せている。このポンプ２２の回転数は前記ポンプコント
ロールユニット２４によって一定流量に制御されており
、必要に応じてこの回転数により冷却水の流量を変化さ
せるとともに、この冷却水の温度を前記冷却装置２１に
より制御し、これら冷却水の流量及び水温の変化により
冷却水の温度を調整して生体３２の表面温度を調整して
いる。また、冷却水の流量は流量センサ２６によって検
出され、この検出された情報↓よＡ／Ｄ変換器３８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つの基準値となっている。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の回転数及び前記冷
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３０は加温治療部である癌組織の温度を
検出するためのセンサであり、一方前記温度センサ３１
は癌組織と生体表面との間の生体内中間部の温度を検出
するセンサであり、これら各センサ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、同
じくマグネトロン８の出力を上昇制御する第３の制御手
段と、同じくマグネトロン８の最大出力を設定する第４
の制御手段と、前記ポンプコントロニルユニット２４を
介してポンプ２２の回転数を制御する第５の制御手段と
、前記冷却制御回路２３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
６の制御手段とを備え、これらの各制御手段が、後述す
るように入力信号に応じて速応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１２
．２６．２Ｂ、３０．３１で得られた情報をＡ／Ｄ変換
器１６．３Ｂ、４０．４１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、生体内中間部及び生体表面の各
温度が所望の値に保たれるように、まず、第５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ないし第４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℃、その直下に位置する生体内中間部の
温度を４０℃、癌組織に対しての加温すなわち生体内患
部温度を４３．５℃とする。

まず、冷却装置２１及びポンプ２２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２６から
検出される情報によって第５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の回転数制御を行
う（同図５１．５２）。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５３）。

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ことに起因する。

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２４５０（ＭＨｚ）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３（ｄＢ）出力を滅じた場
合を示す。３　（ｄＢ）出力を減じた温度分布（Ｂ）の
方が約０．２５　　（ａｎ）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
温度に上昇せしめ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ｌＯからの情報に基づいて主制御部１８で行わ
れる。即ち、前記方向性結合器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
定を行ってもよい。マグネトロン８の最大出力の設定が
行われた後、マイクロ波照射を隋始しく第３図５４）、
生体各部の温度計測を行う（同図５５）。この場合、オ
ペレータが予め入力した所定時間経過後に温度計測に入
る。これは、マイクロ波照射中、ある程度時間が経過し
ないと生体各部が設定値近くまで加温されないためであ
る。

但し、中間部温度計測については常に作動状態にあり、
設定値より高くなった場合は、当該中間部の正常組織を
保護するため優先的にマグネトロン８の出力を中断して
加温を休止する。

この温度計測は、生体３２の表面温度を計測するための
温度センサ２８と、癌組織の温度を計測するための温度
センサ３０と、生体３２の表面と癌組織のほぼ中間にあ
たる生体内中間部の温度を計測するための温度センサ３
１によってなされる。

この場合、温度計測時においてもマイクロ波は照射継続
の状態となっている。

温度計測がなされた後は、まず生体３２内の前記中間部
の温度がオペレータによって予め入力された設定値（４
０℃）より高いか否かが判断される（同図５６）。そし
て、この温度が設定値より高い場合、主制御部１８内の
第２の制御手段は、直ちに前記パワーコントロールユニ
ット１４に信号を送り、マグネトロン８の出力を中断す
る（同図８０）。その後、前記中間部の温度が温度セン
　　′す３１により計測され、この温度がオペレータに
より予め入力された低レベル設定値に下がるまで温度計
測ループを繰り返す（同図８１．８２）。

この場合、マグネトロン８の出力を中断すれば、前述し
たように冷却機構３４が機能しているので、比較的短時
間の内に当該中間部の温度は低下する。

そしてこの温度が低レベル設定値まで下がったならば、
主制御部１８内の第１の制御手段は、パワーコントロー
ルユニット１４に信号を与えマグネトロン８の出力レベ
ル設定値を１ステップ下げ（同図８３）、次に主制御部
１８内の第２の制御手段がリセット信号をパワーコント
ロールユニット１４に与え、マグネトロン８の出力中断
を解除（同図８４）し、再び同図５５に戻り生体３２各
部の温度計測を行う。

一方、中間部温度がオペレータによって入力された中間
部温度設定値（４０℃）よりも低い場合は、次に、生体
３２の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（２０℃）より高いか否かが判断される
（第３図５７）。表面温度が設定値より高い場合は主制
御部１８内の第５の制御手段が機能してポンプコントロ
ールユニット２４ヘポンプ２２の回転数を上げるべく指
示を与えるとともに、主制御部１８内の第６の制御手段
は冷却制御回路２３へ冷却水の水温を下げるべく指示を
与え、生体３２の表面温度が設定値より下がるまでポン
プ２２の回転数及び冷却装置２１の出力（冷却効果）を
１ステツプごとに上げ（同図７３）、水温を下げること
で生体３２の表面の迅速冷却を行う。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
る（但し水流の最小循環を下まわることはない）ととも
に冷却装置２１の出力（冷却効果）を１ステップ下げ（
同図５８）、その後、加温治療部の温度調整にはいる（
同図５９）。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３２０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、加温治療部の温度がオペレータによって入力さ
れた患部温度設定値（４３，５℃）よりも低いとき、主
制御部１８内の第３の制御手段は、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
した最大出力パワーを越えることはない（同図６０）。

そして、直ちにこの出力設定値に基づいてマイクロ波の
照射レベルが調整される。即ち、加温治療部である癌組
織が設定温度よりも高くなるまで、マグネトロン８の出
力設定値を１ステツプごとに高くし、マイクロ波の照射
がなされる。この結果、初めて高くなったかどうか判断
しく同図７０）、高くなった場合は加温時間の測定を開
始しく同図７１）図中７２に進む。即ち癌組織の温度が
患部設定温度より高くなった場合は、主制御部１８内の
第１の制御手段はパワーコントロールユニット１．４に
指示を与え、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７２）、その後主制御部１８内の第５及
び第６の制御手段は、ポンプコントロールユニット２４
及び冷却制御回路２３に指示を与え、ポンプ２２の回転
数及び冷却装置２１の出力を１ステツプごとに上げる（
冷却効果を上げる）。

これは第３図中５８でポンプ２２のの回転数及び冷却装
置２１の出力を１ステップ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
うに生体３２の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
７１）、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６２）。

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
波出力上昇時であり、温度分布が下陣している間隔がマ
イクロ波出力降下時である。図中Ａ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、患部温度が
初めて設定温度を超えたことから、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、この後は患部温度が４３．５℃以下になるま
でマイクロ波出力降下制御が続けられる（図中ＢＣ）。

したがって、８０間ではＡＢ間に対して傾きが下がって
いる。またマグネトロン８の出力設定値を下げすぎてし
まったため、早急に温度が４３．５℃に達しなかった場
合（例えば図中ＣＤ）は、第３図のフローチャートのス
テップ６０で示したように直ちにマイクロ波の出力のア
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ＤＥ）。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、正常組織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３図中５８）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図のときのものと比べて遅れている。

なお、患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１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。

また上述した実施例においては特に生体表面の温度計測
を冷却機構３４の水温を検出して判断していたが、本実
施例はこれに限らず、生体表面を直接温度センサで計測
するように構成してもよい。

更に冷却能力の調整の為に、ポンプ２２の回転数及び冷
却装置２１の出力を可変制御しているが、これはどちら
か一方を制御し、冷却水温を調整するようにしてもよい
。

第８図に中間部温度が設定値以上の温度を検出した場合
の生体深部の温度状態を示す。この図において仮にＡ′
点において中間部温度が設定値を越えた場合、マイクロ
波を継続照射すると、そのマイクロ波の強弱に関係なく
、生体内中間部は正常組織に悪影響を及ぼす温度（図中
Ｂ′点）に達してしまうので、このような場合は直ちに
、マイクロ波の照射を中断しなければならない。

ここで、第９図は、上記実施例において、生体各部の温
度計測時にマイクロ波の照射を中断した場合のフローチ
ャート（第３図のフローチャートの点線部分を変更した
ものである）を示す。即ち、マグネトロン８の最大出力
設定後、一定時間マイクロ波を生体に対して照射しく第
９図１００）、その後マグネトロン８の出力を「オフ」
としく同図１０１）、生体表面、中間部、患部の温度計
測を行い（同図１０２）、生体中間部の温度が設定値よ
り高い場合は、該生体中間部温度が低レベル設定値に下
るまで中間部温度計測ループを繰り返すとともに（同図
１０４．１０５）、当該中間部の温度が設定値まで下っ
たならば、マグネトロン８の出力を１ステツプダウンす
るように設定し、再び一定時間マイクワ波照射を行うよ
うにする（同図１００）。一方、中間部の温度が設定値
より低い場合は、前述した第３図に示すフローチャート
同様の処理がなされるが、生体表面温度又は生体患部温
度が設定値よりも高かった場合（同図１０７．１１０参
照）、それぞれの温度を下げるために温度計測ループ（
同図１１１．１１２，１１３．１０８参照）に入るが、
この時、第９図では、表面温度や患部温度が設定値に下
るまで温度計測ループを繰り返し、前記これらの温度が
設定値以下に下ったならば、再びこの間に調整したマグ
ネトロン８の出力レベルに従って図中１００に戻り一定
時間マイクロ波を照射する。その他の構成は、第３図と
同様である。

このように構成しても、第１０図に示すように癌組織の
加温に対し、多少立上がり時間が長くなるが、はぼ第３
図のものと同様の効果が得られ、特に高い周波数の電磁
波を使用する加温治療に有利となる。

以上のように本実施例では、主制御部においてマグネト
ロン８の出力制御及び冷却装置２１の出力制御を行って
いるので、加温箇所の深度が異なる加温治療に対しても
、これに対応して各加温設定値を主制御部１８に入力す
れば容易に加温治療が実施できると共に、生体表面及び
生体患部を必要以上に過熱することが少なく、しかも過
熱時には冷却水の流量及び液温制御を同時に行うので冷
却効果が大きい。更に生体中間部の温度を常時計測して
いるので、生体内正常組織の異常過熱を事前に防止でき
るので、高精度な加温治療が実施できる。また、温度計
測時にマグネトロン８の出力を中断制御しないので、オ
ン・オフに伴うエネルギー損失を少な（し且つ治療の迅
速化を図り得るようになった。

〔発明の効果〕

本発明は以上のように構成され作用するので、これによ
ると、主制御部の働きにより生体表面の過熱に対しては
直ちに電磁波の照射を停止せしめることにより当該生体
表面を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、とくに、第３の温度計測手
段と主制御部内の出力中断制御手段との作用により、患
部周辺の正常組織に対する必要以上の過熱を防止しこれ
を保護することができるという従来にない優れたハイパ
ー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図はマグネトロ
ンの最大出力を変えた場合の生体内における温度ピーク
の変化を示す説明図、第５図は各加温時における生体内
の温度分布上昇を示す説明図、第６図ないし第７図は各
マイクロ波照射時における癌組織の温度状態とマグネト
ロンの出力状態とを示す説明図、第８図は生体内中間部
の異常加温状態を示す説明図、第９図はその他の実施例
を示すフローチャート、第１０図はその他の実施例にお
けるマイクロ波照射時と温度計測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す説明図である。 ８・・・・・・電磁波発生手段としてのマグネトロン、
１０・・・・・・方向性結合器、１８・・・・・・主制
御部、２０・・・・・・アプリケータ、２８・・・・・
・第２の温度計測手段としての温度センサ、３０・・・
・・・第１の温度計測手段としての温度センサ、３１・
・・・・・第３の温度計測手段としての温度センサ、３
２・・・・・・生体、３４・・・・・・冷却機構。 第２図 ｊ斗　　Ｊ２

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側に
   装備される生体表面冷却用の冷却機構とを備えたハイパ
   ー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生体内の加温治療
   部の温度測定を行う第１の温度計測手段と、前記加温治
   療部の生体表面側の温度測定を行う第２の温度計測手段
   と、前記加温治療部と生体表面との間に位置する中間部
   分の温度測定を行う第３の温度計測手段とを設け、 前記第１の温度計測手段又は第２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、当該第１の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
   力レベルを上昇制御する出力上昇制御手段と、前記第３
   の温度計測手段が予め設定した温度以上の温度を検知し
   た場合に当該生体温度が所定温度に下るまで前記電磁波
   発生手段の出力を一時的に中断せしめる出力中断制御手
   段とを有する主制御部を備えたことを特徴とするハイパ
   ーサーミア用加温装置。