JPS625362A - 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、特に複
数の患者に対し、個々に好適な治療ができるように構成
された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〕を用
いた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Ｖｏ　ｌ　、　２２、寛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
されており、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。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
にばあ・まり害を与えないような狭い範囲に生体を保た
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、長い間装置されてい
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
ーサーミア用加温装置を提案している（特願昭５９−４
０７９３号）。

〔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−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
期に且つ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的確に操作して
各患者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２機器特有の課題があり、また、加温療法における
患部治療中に、いかにしてその患部周囲の正常組織を保
護するかという技術的課題が残されている。これがため
、設備投資を極力抑えるとともに複数の加温装置をいか
にして迅速に管理し、且ついかにして多くの患者に対し
て正常組織を保護しながら迅速に治療をなし得るかが、
従来より加温療法に課せられた重要な課題とされていた
。

〔発明の目的〕

本発明は、上記事柄に鑑み成されたものであり、複数の
患者を効率よく個々に独立管理して治療するとともに、
これら各患者に対する並行治療に際しての電磁波発生手
段の設備投資を抑え且つ患部周囲の正常組織の保護を図
っ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〕

ぞこで、本発明では単一の電磁波発生手段と、この電磁
波発生手段から出力される電磁波を複数の出力部に分岐
する電磁波分岐手段と、この複数の出力部に対応して装
備される複数のアプリケータと、この各アプリケータに
装備される生体表面冷却用の冷却機構とを有するハイパ
ーサーミア用加温装置において、前記各アプリケータと
前記電磁波分岐手段の各出力部との間にそれぞれ電磁波
切換機構を設け、前記各アプリケータが当接される部分
の生体内加温治療部の温度測定を行なう第１の温度計測
手段と、前記各アプリケータが当接する生体表面部分の
温度測定を行う第２の温度計測手段と、前記各加温治療
部と前記生体表面との間の生体内中間部の温度測定を行
う第３の温度計測手段とをそれぞれ各アプリケータごと
に具備し、この各温度計測手段からの出力信号によって
これに対応する前記複数の電磁波切換機構を各別に制御
する複数の独立した主制御部を装備するとともに、前記
第３の温度計測手段が所定温度以上の温度を検出した場
合には、これに対応する前記主制御部の制御によって、
対応する前記電磁波切換機構を予め電磁波吸収用として
装備されたダミーロード側に切換え制御し前記生体へ照
射される電石葺波を一時的に中断せしめるという構成を
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〕

各アプリケータを各患者の加温部の表面に当接したのち
、電磁波発生手段より電磁波分岐手段を介して電磁波を
照射すると、この当接部分Ｇこお番する生体表面、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。この場合、生体表面、その直下の生
体内中間部および生体内患部の温度は、これら各部に設
けた温度計測手段により所定時間ごとに常時計測され、
各患者に対する個々の情報が対応する個々の主制御部に
送られて処理される。そして、各患者に対する加温制御
は個別的に装備された主制御部により各別に独立して行
われる。例えば、各患者の生体表面の温度が必要以上に
上昇した場合はこれＧこ対応する主制御部が機能して電
磁波発生手段の出力を中断制御する。この場合、特に生
体表面は冷却機構の作用により常時冷却されているので
、該表面の熱傷は有効に防止される。また、生体内中間
部における設定値以上の加温状態においては、対応する
主制御部の指示により直ちに対応する電磁波切換機構が
ダミーロード側に切換え制御され、これによって電磁波
の照射が一定時間の間、中断制御される。このため、本
発明では、複数の患者に対する生体内患部の加温治療が
、生体内中間部の正常組織を保護しながら、患者が苦痛
を伴うことなく、それぞれ個々の主制御部に管理され、
各別に継続して長時間安全に行われる。

〔発明の実施例〕

以下、本発明の一実施例を第１図ないし第９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全体的系
統図である。この実施例におけるハイパーサーミア用加
温装置は、電磁波出力部２と、複数の主制御部を含む制
御手段４と、表面冷却部６と、加温治療部に対する電磁
波照射部としての複数のアプリケータ２４とから構成さ
れている。

前記電磁波出力部２は、電磁波発生手段としてのマイク
ロ波発振器（以下「発振器」という）８と、複数人の患
者（本実施例では３人）に同時にマイクロ波を照射でき
るように前記発振器８から出力されるマイクロ波を３方
向に分岐する電磁波分岐手段としての分岐回路１０と、
この分岐回路１０より分岐されたマイクロ波の出力をア
プリケータ２４側又はダミーロードＤＭＩ側に切換える
電磁波切換機構としての同軸スイッチ１２と、該同軸ス
イッチ１２を介して供給されるマイクロ波の出力を調整
する電磁波可変減衰手段としての減衰器１４と、反射波
が分岐回路１０に混入しないように反射波の影響を防止
するアイソレータ１６と、さらにこれらに対応して装備
された方向性結合器１８及びダイオード２０とから構成
されている。

前記分岐回路１０は、発振器８から出力されるマイクロ
波を本実施例では３方向に分岐するものであるが、この
分岐する比率は、分岐回路１０の構造によって特定され
たものとなる。そして、この分岐回路１０で分岐された
マイクロ波は、各患者の治療状況に合わせて前記各減衰
器１４で調整され各アプリケータ２４を介して加温治療
部に個別的に供給される一方、後述するように、生体内
の中間部温度が設定値を越えた時等における同軸スイッ
チ１２の切換えによりダミーロードＤＭＩ側に供給され
、生体への照射を中断できるようになっている。この同
軸スイッチ１２の切換えと前記減衰器１４の減衰量の調
整は、これに対応して各別に装備された主制御部２２か
らの情報により逐次行なわれるようになっている。

また、前記方向性結合器１８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マ
イクロ波は前記ダイオード２０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、対応する
−の主制御部２２へ送出されるようになっている。この
主制御部２２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との差をとり、後述するアプリ
ケータ２４に有効に供給されるマイクロ波のパワーを算
出して、この結果から前記減衰器１４の減衰量を調整す
る機能を備えている。

一方、表面冷却部６は、本実施例では各アプリケータ２
４の開口部側すなわち生体裏面部冷却用の冷却液を冷却
する複数の冷却装置２６と、この各冷却装置２６の出力
（冷却能力）を各別に調整する複数の冷却制御回路３０
とを有している。そして、これらに各々対応して、該冷
却装置２６で冷却された冷却液を後述するアプリケータ
２４に併設された冷却機構４４に循環させるポンプ２８
と、冷却液の流量を調整するためのバルブ３２と、該バ
ルブ３２を制御するためのバルブコントロールユニット
３４と、冷却液の流量を検出する流量センサ３６とが併
設され、更に冷却液の温度を検出する第２の温度計測手
段としての温度センサ３８と、加温治療部である癌組織
（生体内患部）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４０と、生体表面と癌組織の間すなわ
ち生体内中間部の温度を検出する第３の温度計測手段と
しての温度センサ４２とが装備されている。

なお、この第１図において、他の２人の患者におけるア
プリケータ、各種センサ、各種コントローラ、主制御部
、同軸スイッチ等は省略しである。

また、アプリケータ２４は、第２図に示すように生体４
６に当接して、該生体４６にマイクロ波を照射し、目的
の癌組織を加温するためのアンテナであり、生体４６と
の接触面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、各アプリ
ケータ２４ごとに冷却機構４４が設けられている。該冷
却機構４４には、本実施例で冷却液として使用している
水を通すためのバイブ４９が設けられており、前記冷却
装置２６で冷却された水を前記ポンプ２８で強制的に循
環させ、バルブ３２によって流量を調整し、該冷却機構
４４内を通過させることでアプリケータ２４の開口面に
位置する生体表面を冷却している。一方、バルブ３２の
開閉度はバルブコントロールユニット３４によって制御
されており、このバルブ３２の開閉度によって冷却水の
流量を変化させるとともに、冷却制御回路３ｏを介して
、冷却装置２６の出力（冷却能力）の調整を行い、該冷
却液の水温を調整することにより生体４６の表面の温度
調整をしている。水の流量は流量センサー３６によって
検出されており、この検出された情報はＡ／Ｄ変換器（
図示せず）を介して主制御部２２へ送出され、前記バル
ブ３２の開閉度を制御するための１つの基準値となる。

また、前記冷却機構４４の水温を検出するための温度セ
ンサー３８が当該冷却機構４４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２４と接触している生体４６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バルブ３２の開閉
度及び前記冷却装置２６の出力を調整するためのメイン
情報となる。

前記温度センサ４０は、前述したように癌組織の温度を
検出するためのセンサであり、また前記温度センサ４２
は生体表面と癌組織の間の生体内中間部の温度を検出す
るためのセンサで、これら各センサで得られる情報を基
にして、前記減衰器１４の減衰量の調整が主制御部２２
で行われるようになっている。

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に各
患者ごとに設けられた複数の入出力部４８と、この各入
出力部に対応して設けられプログラムメモリ及びデータ
メモリに基づいて入出力装置などを制御・管理し本シス
テムの中枢となる複数の主制御部２２とからなっている
。

即ち、主制御部２２は、各センサ２０．３６゜３Ｂ、４
０．４２で得られた情報をＡ／Ｄ変換器（図示せず）を
介して入力し、こ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温度が所望の値に保たれるように
バルブ３２の開閉度と冷却装置の出力と減衰器１４の減
衰量と同軸スイッチ１２の切換え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４８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、アプリケータ２４と接触する生体表
面温度を２０℃、その直下の生体内中間部温度４０℃、
癌組織に対しての加温を４３．５℃とする。

まず、冷却装置２６を始動させ（第３図５０）、十分に
水が冷却された後、ポンプ２８を始動させ（同図５２）
、流量センサ３６から検出される情報によって、冷却水
が最小循環されるようにバルブ３２の制御を行なう（同
図５４．５６）。そして、この後、オペレータが患者の
癌組織の深部に合わせて入力した発振器８の出力レベル
値を減衰器１４の最小減衰量として設定する（同図５８
）。

このように減衰器１４の最小減衰量を癌ｍ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（この場合
、最小減衰量の値は小）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、マイクロ波の出力が小（最小
減衰量の値は大）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４図は２
４５０（ＭＨｚ）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３　（ｄＢ）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。かかる周波帯は加温治療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出力を減じた方が約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と、
生体の血流作用に影響されるからである。

上述した減衰器１４の最小減衰量の設定は、前記方向性
結合器１８からの情報に基づいて主制御部２２で行なわ
れる。即ち、該方向性結合器１８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２４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４８でオペレータによって設定された値に合わせるこ
とで減衰器１４の最小減衰量の設定が行われる。なお、
この場合、予めファントムモデルを使って最小減衰量の
設定を行なっておいてもよい。また、ここでの減衰器１
４の最小減衰量の設定に基づく各患者に対するマイクロ
波の最大出力をそれぞれ、Ｐｔ＋Ｐ、、Ｐ３とする。最
小減衰量の設定が行われた後、マイクロ波照射を開始し
く第３図６０）、生体各部の温度計測を行う（同図６２
）。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、マイクロ波照射における
生体の加温には、マイクロ波照射開始後ある程度時間が
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。

温度計測がなされた後は、まず生体内中間部の温度がオ
ペレータによって予め入力された′設定値（４０℃）よ
り高いか否かが判断される（同図６４）。そしてこの温
度が設定値より高い場合、直ちに主制御部２２の制御に
より前記同軸スイッチ１２がダミーロードＤＭＩ側に切
換えられ、生体に対するマイクロ波の照射を中断しく同
図６６）、再び生体内の中間部温度を計測した後、生体
内中間部温度が低レベル設定値に下るまで温度計測ルー
プを繰返す（同図６８．．７０）。この場合、マイクロ
波照射を中断し、所定温度に下るまで次の処理に移らな
いのは、生体内中間部が設定値（４０℃）以上に加温さ
れた状態で、これ以上マイクロ波を継続照射すると、た
とえマイクロ波の照射レベルを降下制御したとしても、
生体内中間部の温度が上昇し続け、正常組織に悪影響を
及ぼす温度に容易に、到達することが実験的に明らかな
ので、これを事前に防止するためである（第８図参照）
。

そしてこの温度が低レベル設定値まで下ったならば、主
制御部２２は、減衰器１４の減衰量を１ステツプ上げる
とともに、前記同軸スイッチ１２をアプリケータ２４側
に切換え、生体に対するマイクロ波照射を再開しく同図
７２．７４）再び同図中のステップ６２に戻り温度計測
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設定
値（４０℃）よりも低い場合は当該中間部の正常ａ織は
完全であることから、次に生体表面温度がオペレータに
よって予め入力された設定値（２０℃）より高いか否か
が判断される（第３図７６）。そして表面温度が高い場
合には、主制御部２２の制御によりバルブコントロール
ユニット３４を介してバルブ３２が１ステツプ開放され
るとともに、冷却制御回路３０を介して冷却装置２６の
出力が１ステツプアツプされ（同図７８）、図中ステッ
プ６２に戻り処理を続ける。すなわち、ここで生体表面
温度が設定値以下になるまで、バルブ３２の開度を１ス
テツプ毎上げると同時に冷却装置２６の出力を１ステツ
プ毎アンプすることにより、冷却水の温度を下げること
で生体表面の冷却を行う。そして、これによって表面温
度が設定値以下になったならば、生体４６の表面を冷却
しすぎないようにバルブ３２の開度を１ステツプ閉鎖す
る（但し、冷却水が最小循環量を下まわることはない）
と同時に冷却装置２６の出力を１ステップ下げ（同図８
０）、その後、生体内患部（癌組織）の温度調整にはい
る（同図８６）。この場合、ポンプ２８によって水が循
環されていることから、生体４６の表層に熱傷が生ずる
ことがないため冷却装置２６の出力を「オフ」としても
よい。

ここで、生体内患部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℃）よりも高いか否かが判
断され（同図８６）、低いときは主制御部２２の制御に
より減衰器１４の減衰量が１ステツプダウンされ、生体
へ照射されるマイクロ波の電磁波エネルギーの出力設定
値を上げる。

但し、この場合最初に設定した最小減衰量を上回らない
ようにする（同図８８．９０）。即ち、癌組織が設定値
よりも高くなるまで減衰器１４の減衰量を１ステツプ毎
ダウンさせることによって、マイクロ波の出力設定値を
徐々に上げて生体に対する照射がなされる。この結果、
癌組織の温度が患部設定温度を初めて越えたかどうか判
断しく同図８１）、初めて越えたならば加温時間の測定
を開始（同図８２）して図中８４に進む。即ち、癌組織
の温度が初めて患部設定温度を越えた時より加温時間の
測定を開始し、次に主制御部２２の制御により減衰器１
４の減衰量を１ステツプ毎アツプして（同図８４）、主
制御部２２はバルブコントロールユニット３４を介して
バルブ３２を１ステツプ開放すると同時に冷却制御回路
３０を介して冷却装置２６の出力を１ステツプアツプし
く同図７８）、再び温度計測を行う（同図６２）。これ
は第３図中８０でバルブ３２を１ステツプ閉鎖すると同
時に冷却装置２６の出力を１ステツプダウンしたことを
填補するためである。つまり癌組織の温度が設定値より
高くなった時は、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表面を冷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
組織が初めて設定値を越えた時点から加温時間を計測し
く同図８２）、上述したように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該当する患者に対する
加温を終了する（同図９２．９４）。

第６図は、各マイクロ波照射時と温度計測時の癌組織の
温度状態と、マイクロ波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、温度分布が下降している間隔がマ
イクロ波出力降下時である。図中Ａ点は減衰器１４の最
小減衰量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
の後は患部温度が４３．５℃以下になるまで減衰量の開
放制御を続ける（図中ＢＣ）。したがって、ＢＣ間では
ＡＢ間に対して傾きが下がっている。またＤ点では減衰
器１４の減衰量を開放し過ぎてしまったため、早急に温
度が４３．５”Ｃ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９０で示した
ようにただちに減衰量のダウン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
ように減衰器１４の最小減衰量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
名。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
上昇し易く、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。

一方第７図は比較的深部に癌組織があるため、減衰器１
４の最小減衰量を高く設定した場合、即ちマイクロ波の
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。

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
の生体内患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ａｍ照射すると、そのマイクロ波の強弱に関係な
く、生体内中間部は大幅に許容温度（４３，５℃）を越
え（図中Ｂ′点）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。

このように、上記実施例においては、複数（３つ）の出
力段を備えた分岐回路１０を装備し、個々の患者に対応
した複数（３つ）の主制御部２２をもつことから、複数
（２〜３人）の患者に対して１つのマイクロ波発振器を
使用して同時に加温治療をなし得ることができ、前記複
数の主制御部２２がそれぞれ独自に対応する患者に対す
る各マイクロ波出力部２ごとに出力レベル調整及び冷却
液の温度調整等を行っているので、加温温度のリップル
の少ない安定した治療状態を比較的長い時間維持するこ
とができ、表面冷却部６の作用により患者の苦痛を大幅
に緩和することができるとともに、生体内中間部温度を
常に計測しているので、隔部に対する異常加温を防止で
き、更に、生体各部の温度計測時においてマイクロ波の
照射を中断しないためエネルギー損失が少ないという利
点がある。

ここで、上述した実施例においては、生体表面の温度を
冷却水の温度を検出することにより判断していたが、本
発明はこれに限らず、生体表面を直接計測できる温度計
測手段を用いてもよい。

なお、本実施例における生体加温治療は、実際上第９図
に示すように、主制御部が予めマイクロ波照射の為の最
低基準時間を定めたソフトウェアによる基本クロックを
もち、この基本クロックに従うて上述した第３図に示す
フローチャートを実効するようになっている。即ち、生
体に対する最低マイクロ波照射一温度計測間隔をｈとす
れば、本実施例では、２ｈ間隔で温度計測を行い△ｈの
間に第３図のフローチャートを処理し、この間に次のマ
イクロ波出力レベルを決定し、Ｈ時間の間、このマイク
ロ波出力レベルで照射し、再び温度計測を行い、次のマ
イクロ波出力レベルを決定するという処理を加温時間終
了まで繰返し行い治療を行う。

また、第１０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、減衰器１４の最小減衰量設定後
、一定時間マイクロ波を生体に対して照射しく第１０図
１００）、その後同軸スイッチ１２をＤＭＩ側に切換え
（同図１０１）、生体表面、中間部、患部の温度計測を
行い（同図１０２）、生体中間部温度が設定値より高い
場合は、該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しく同図１０４．１０５）、
下ったならば、減衰器１４の減衰量を１ステツプアンプ
するように設定し、再び一定時間マイクロ波照射を行う
ようにする（同図１００）。一方、中間部温度が設定値
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内患部
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１Ｏ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減
衰器１４の減衰量に従って図中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。

以上のように構成しても、第１１図に示すように癌組織
の加温に対し、多少立上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。

なお、上記各実施例では、電磁波用の減衰器１４を用い
てマイクロ波の出力レベルを制御する場合を例示したが
、同軸スイッチ１２の切換え制御を有効に使用すること
により減衰器１４を削除しても略同等の作用効果を得る
ことができる。

〔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、複数の患者に対して個々に独立管理して電磁波照
射を必要に応じて切換制御し、並行して治療することが
できるばかりでなく、各患者に適応して電磁波の照射を
個別的に中断したり継続したりすることができ、電磁波
発生手段として単一のものを共同使用し得るため設備投
資を抑えることができ、しかも治療中における患者の正
常組織を保護することができるという従来にない優れた
バイパーサ゛−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図ないし
第４図は各々第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（１
）　（２）は各々実際の治療におけるマイクロ波照射時
と温度計測を示すタイムチャート、第１０図はその他の
実施例を示すフローチャート、第１１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
度状態とマイクロ波の照射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イクロ波発振
器、１０・・・・・・電磁波分岐手段としての分岐回路
、１２・・・・・・電磁波切換機構としての同軸スイッ
チ、２２・・・・・・主制御部、２４・・・・・・アプ
リケータ、３８・・・・・・第２の温度計測手段として
の温度センサ、４０・・・・・・第１の温度計測手段と
しての温度センサ、４２・・・・・・第３の温度計測手
段としての温度センサ、４４・・・・・・冷却機構、４
６・・・・・・生体、ＤＭＩ・・・・・・ダミーロード
。 特許出願人　　　菊　　地　　　眞（外３名）第２図 、／−＝

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. （１）、単一の電磁波発生手段と、この電磁波発生手段
   から出力される電磁波を複数の出力部に分岐する電磁波
   分岐手段と、この複数の出力部に対応して装備される複
   数のアプリケータと、この各アプリケータに装備される
   生体表面冷却用の冷却機構とを有するハイパーサーミア
   用加温装置において、 前記各アプリケータと前記電磁波分岐手段の各出力部と
   の間に、それぞれ電磁波切換機構を設け、前記各アプリ
   ケータが当接される部分の生体内加温治療部の温度測定
   を行なう第１の温度計測手段と、前記各アプリケータが
   当接する生体表面部分の温度測定を行う第２の温度計測
   手段と、前記各加温治療部と前記生体表面との間の生体
   内中間部の温度測定を行う第３の温度計測手段とをそれ
   ぞれ各アプリケータごとに具備し、 この各温度計測手段からの出力信号によってこれに対応
   する前記複数の電磁波切換機構を各別に制御する複数の
   独立した主制御部を装備するとともに、 前記第３の温度計測手段が所定温度以上の温度を検出し
   た場合に、これに対応する前記主制御部の制御によって
   、対応する前記電磁波切換機構を予め電磁波吸収用とし
   て装備されたダミーロード側に切換え制御して前記生体
   へ照射される電磁波を一時的に中断せしめることを特徴
   としたハイパーサーミア用加温装置。