JPS625363A - 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ご１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℃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、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（、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
資を抑えるとともに複数の加温装置をいかに迅速に管理
し、且ついかにして多（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、上記点に鑑みなされたものであり、複数の患
者を同時に並行して治療し得るとともに、装置全体の設
備投資を大幅に軽減し、とくに生体内患部の加温治療時
に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〕

そこで、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備えたハイパ
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各々電磁波切換
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集中制御する単
一の主制御部を装備するとともに、前記第３の温度計測
手段が予め設定した所定の温度以上の温度を検出した場
合に、前記主制御部の制御により、対応する前記電磁波
切換機構を予め電磁波吸収用に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出力される電磁波を、電磁波分岐
手段及び前記アプリケータを介して各患者の加温部に照
射すると、当接面における生体表面、その直下の生体中
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、各患者の全情報
が単一の主制御部に送られて切り換え処理される。そし
て、各患者に対する加温制御は、各別に順次行われる。

例えば、−の患者の生体表面の温度が必要以上に上昇し
た場合は、これに対応する電磁波切換手段がダミーロー
ド側へ切換え制御される。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、前述した生体内中間部
における設定値以上の加温状態においては、同様にして
主制御部の切換制御により各別に指令が発せられ、直ち
にこれに対応する電磁波切換手段がダミーロード側に切
換制御され、電磁波の照射が所定時間中断制御される。

このため、複数の患者に対する生体内患部の加温治療が
各患者の生体内中間部の正常組織を保護しながら、患者
の苦痛を伴うことなく、単一の主制御部に時系列的に集
中管理されて同時進行され、効率よくしかも長時間安全
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１１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、主制御部を含む単一の制
御手段４と、表面冷却部６と、電磁波照射用の複数のア
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とからな
り、これらが複数の各アプリケータごとに独立して使用
可能な構成となっている。

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の構造より特定されたもの
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減衰器１４で
調整されアプリケータ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
度が設定値を超えた時等における同軸スイッチ１２の切
換えによるダミーロード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、単一
の主制御部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値との差をとり、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、この結果から該当する前記各減衰器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を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
とを備えている。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、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とを備えた構成となっている。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２
４、各種センサ等は省略しである。

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
水を通すためのパイプ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３０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、前記冷却部４４の水温を検出するための温度セン
サー３８が当該冷却部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、これら各セッ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、オペレータがらの各情報を入
力し、また、治療状況をオペレータに知らせるための単
一の入出力部４８と、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
の中枢となる単一の主制御部２２とからなっている。

この主制御部２２には、本実施例では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）め情報
が入出力されており、この３系統からの情報を主制御部
２２内のマルチプレクサにより順次切り換え、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っている。

つまり、主制御部２２は、上記３名の患者の各センサ２
０，３６，３８，４０．４２で得られた情報をマルチプ
レクサ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４８
からの情報とに基づいて、加温治療部である癌ｍ織の温
度と、生体表面の温度と、生体内中間部温度とが所望の
値に保たれるように、Ｄ／Ａ変換器を介しマルチプサク
サにより順次切り換えながらパルプ３２の開閉度と冷却
装置２６の出力と減衰器１４の減衰量と同軸スイッチ１
２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２４と
接触する生体表面温度を２０℃。

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各バルブ３２の制御を行なう（
同図５４．５６）。そして、この後オペレータが各患者
の癌組織の深部に合わせて入力した値を減衰器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（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６図は２４５０（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　（ａｍ）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が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、Ｐ　Ｉ　＋Ｐｇ、Ｐｓ　とす
る。

このようにして、減衰器１４の最小減衰量が設定された
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６０）。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６２）。

ここで、図中６２では初期設定として図中５８で設定し
た最小減衰量に基づき予めオペレータによって設定され
た時間、マイクロ波を生体に照射することになっており
、その後は第４図に示すフローチャートにより、照射中
断の指示がない限り、加温時間終了まで、常に照射を行
う、この詳細なフローチャートは第４図に示しである。

ところで、この第４図のシステムソフトウェアは、第５
図に示す主制御部２２内のシステムクロックに同期して
、行なわれるようになっている。

即ち、システムクロック（例えば１）が入力されると、
図に示す△ｈなる僅かな時間で第４図に示すシステムソ
フトウェアの処理がなされ、このシステムソフトウェア
における判断により、生体各部の加温状態に対応した減
衰器１４の減衰量等の決定がなされる。そして、これに
基づいて一定時間（第５図中Ｈ）マイクロ波の照射が行
われた後（システムソフトウェア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
ムクロック１に同期して、再びシステムソフトウェアの
処理が行なわれる。つまり、この一連の処理によって患
者１人の治療が行なわれ、他方、他の患者に対してはシ
ステムクロック２またはシステムクロック３に同期して
システムソフトウェアの処理が行なわれ、複数人の患者
を１つの制御手段４で同時に治療できるようになってい
る。

次に、第４図のフローチャートを具体的に説明する。上
述したシステムクロック（例えば１）が入力されると、
まず生体表面温度、その直下の生体内中間部温度、及び
加温治療部である隔部の温度が計測される（第４図６４
）。温度計測がなされた後は、先に設定した加温時間（
第３図６０参照）に到達したか否かを判断しく第４図６
６）、到達している場合は、その患者の治療（システム
ソフトウェア）のみを終了し、他の患者を治療するため
のステップに移る（同図７０．第３図１００）。一方、
加温時間が到達していない場合は、同軸スイッチ１２が
ダミーロードＤＭＩ側に切換っていたかどうか判断しく
同図７２）、ＤＭＩ側に切換えられていた場合は、前記
生体内中間部の温度が低レベル設定値より高いか否かが
判断され（同図７４）、高い場合には他の患者を治療す
るためのステップに移る（第３図１００参照）。また低
い場合は、主制御部２２の制御により前記同軸スイッチ
１２がアプリケータ２４側に切換えられ（同図７６）、
同図７８の処理に移る。一方、同軸スイッチ１２がＤＭ
Ｉ側に切換っていなかった場合は、生体内中間部の温度
が設定値より高いか否かが判断され（同図７８）、高い
場合には直ちに前記主制御部２２は、前記減衰器１４の
減衰量を１ステツプアツプさせる（同図８０）とともに
、前記同軸スイッチ１２をＤＭＩ側に切換え（同図８２
）、生体４６に対するマイクロ波照射を中断せしめ、こ
れによって前記生体内中間部の正常組織を保護し、しか
るのち、他の患者を治療するためのステップに移る（第
３図１００参照）。

ここで前述した〔第４図６４ないし８４〕の処理は、マ
イクロ波照射中に生体内中間部の温度が予め設定された
設定値（本実施例では４０℃）を越えた場合に、それ以
上マイクロ波を継続照射すると、第１１図に示すように
中間部が、マイクロ波の出力を減じているにもかかわら
ず許容温度を越え、同図Ｂ′に示すように正常組織に悪
影響を及ぼす４５℃以上にまで加温されてしまうことが
実験的に明らかなので、これを事前に防ぐために行って
いる。

一方、生体内中間部温度が設定値より低い場合には、先
に計測した生体表面の温度がオペレータによって入力さ
れた生体表面の温度設定値（２０℃）より高いか否かが
判断され（同図８４）、生体表面温度が設定値より高い
場合、主制御部２２は、生体表面温度を下げるためにバ
ルブコントローラユニット３４ヘバルブ３２の開度を上
げるべく指示を与えるとともに冷却制御回路３ｏへ冷却
装置２６の出力を上げるように指示を与え（・同図８６
）、主制御部２２におけるマルチプレクサの切換えを行
ない、主制御部２２の入出力ポートを他の患者の各セン
サ２０，３６．３Ｂ、４０゜４２及び各コントロールユ
ニット１４．３０゜３４に切換え（第３図１００）、他
の患者に対する処理を続けて行なう。そして、上述した
次のシステムクロック（例えば１）が入力されたときに
、ステップ６４，６６．７２．．７８を介して再び生体
表面温度の判断が行なわれる（第４図８４）。

この一定時間の経過により、表面温度が下がったならば
、生体表面を冷しすぎないように主制御部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
ツプ閉鎖するとともに（但し、水の流れが最小循環を下
まわらないようにする）、冷却制御回路３０を介して冷
却装置２６の出力を１ステップ下げ、生体内患部（癌組
織の温度）の調整にはいる（同図８８．９０）。

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℃）よりも低いとき、主制
御部２２は減衰器１４の減衰量を１ステツプダウンさせ
、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まわらな
いようにする（同図９６．９！３）。そして、次のシス
テムクロック（例えば１）が来るまでこの出力設定値で
加温を続ける。即ち、癌組織の温度が設定値より高くな
るまで温度計測の値に基づいて減衰器１４の減衰量を１
ステツプ毎ダウンさせ（但し、生体内中間部温度が設定
値を越えた場合は、同軸スイッチ１２をＤＭＩ側に切換
えマイクロ波の照射を中断し、生体表面温度が設定値を
越えた場合は、減衰器１４の減衰量が上がりマイクロ波
出力が下がる）、この値に基づいてマイクロ波の照射が
なされる。この結果、癌組織の温度が生体内患部温度設
定値より高くなった場合（同図９０）、初めて患部温度
が設定値を越えたかどうか判断し、初めて越えた場合は
、主制御部２２は加温時間の測定を開始しく同図９２）
、次に減衰器１４の減衰量を１ステツプアツプした後（
同図９４）、図中８６に進む。即ち癌組織の温度が設定
値より高くなった場合は、システムクロックに同期して
行なわれる温度計測時を利用して減衰器１４の減衰量を
１ステップ毎上げ（第４図９４）、パルプ３２を１ステ
ツプ毎に開放するとともに冷却装置２６の出力を１ステ
ツプ毎に上げ、マイクロ波の照射出力調整を行う（同図
８６）。ここで減衰器１４の減衰量を１ステップ上げた
後、パルプ３２を１ステツプ毎に開放し、冷却装置２６
の出力を１ステツプ毎に上げているのはく同図８６）、
図中８８でパルプ３２を１ステツプ閉鎖し冷却装置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
に生体表面温度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９２）、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６６．７０）。

第８図は患者−人に対する各マイクロ波照射時と温度計
測時（第４図に示したシステムソフトウェアの処理時）
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
イクロ波出力上昇時であり、Δｈ間隔が第５図に示した
ようにシステムクロックに同期して行なわれる温度計測
時である。図中Ａ点は減衰器１４の最小減衰量に基づく
マイクロ波の最大出力（Ｐ、）の照射の結果、生体内患
部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（第４
図９２）。そして、この後は患部温度が４３．５℃以下
になるまで温度計測時において減衰器１４の減衰量を１
ステップ毎上げる判断をし続け（第４図９４参照）、そ
の都度照射すべきマイクロ波の出力の設定をし直し、患
部温度が４３．５℃以下になった時点で、減衰器１４の
減衰量を下げる（第４図９８参照）。図中ＣＤ間では、
ＢＣ間において減衰量が上げられたことから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
衰量を上げすぎてしまったので第４図のフローチャート
９８で示したように減衰量ダウンが図られることから、
再び傾きが上昇する（例えば第８図ＤＦ）。このような
制御の繰り返しによって、各患者に対しほとんどリップ
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、減衰器
１４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（Ｐｔ）の癌組織の温度
状態を示している。このような病状を持つ患者に対して
は、例えば第５図に示したシステムクロック２に同期し
て治療が行なわれる。

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を装備していることから複数
（２〜３）人の患者に対して同時に加温治療をなし得る
ことができ、出力のレベル調整及び冷却液の温度調整等
を主制御部２２にて各アプリケータ２４ごとに各別にな
し得るようになっているため、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の作用により各患者の苦痛を大幅に
緩和することができるという利点がある。

ここで、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
ックを第１０図（１）のように変更すればよい。一方、
このクロッ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時間を決定するの
である。したがって、第１θ図（２）のようにクロック
の周期を短縮すれば、当然温度計測から温度計測までの
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（△ｈ）もほとん
ど無視できるため特に問題ない。また、患者数を増やし
た場合、これに応じて分岐回路１０の分岐数を増やせば
よい。

なお、第１図に示したアイソレータ１６の代わりに、サ
ーキュレータとダミーロードを用いて反射波の混入を防
止するようにしてもよい。また、発振器８の制御はイン
バータによる制御であってもよい。

第５図におけるシステムクロック１に対する図中の■期
間は、第１１図におけるＡ’　Ｃ’間にあたる。すなわ
ち生体内中間部の温度が低レベル値に下るまでマイクロ
波の照射が中断されてい為。

また、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。

また、第１２図は上記実施例において生体各部の温度計
測時にマイクロ波を中断した場合のフローチャート（第
４図のフローチャートを一部変更したものである）を示
す。

これによると、各患者に対するシステムクロック、例え
ばシステムクロック１に同期して患者１人に対するシス
テムソフトの処理が第１２図に基づいて行われる。即ち
、まず最初に、前述した通り第３図に従って処理が進行
したのち、主制御部２２の指示によりマイクロ波の照射
中断のために同軸スイッチ１２がダミーロードＤＭＩ側
に切換えられ（第１２図２００）、次に生体各部の温度
計測を行い、加温時間終了か否かを判断し、第４図と同
様の処理を行う（第１２図６４．６６゜７０参照）。そ
して前の処理時に中間部温度が設定値より高かったかど
うか判断する（同図２０１）。

高ければ中間部温度が低レベル値より高いか否かが判断
され（同図７４）、高かったならば次の患者のシステム
ソフトの処理に移る（第３図１００参照）。低ければ図
中７８に進む。また前記ステップ２０１において中間部
温度が設定値より低かった場合は、直ちに中間部温度が
設定値より高いか否かを判断する（同図７８）。そして
高い時は第４図同様の処理がなされた後、次の患者の処
理に移る。一方、低い場合は第４図同様表面温度、患部
温度の調整に入り、表面温度又は患部温度が設定値より
高い場合（同図８４．８６．９０゜９１．９２．９４参
照）は、生体に対する冷却効果を高める処理をした後、
次の患者の処理に移る。

また、表面温度及び患部温度が設定値より低い場合（同
図８４．８８．９０，９６．９８参照）は生体に対する
マイクロ波照射出力レベルを高める処理をし、同軸スイ
ッチ１２をアプリケータ側に切換え（同図２０２）、マ
イクロ波の照射を再開して、次の患者の処理に移るよう
になっている。

このように上記フローチャートによると、第５図中のΔ
ｈの期間中マイクロ波の照射が中断され、システムソフ
トウェアの処理がなされ、減衰量の調整及び冷却能力の
調整等を行い、これに基づいて、次の温度計測までの時
間Ｈに最適なマイクロ波照射及び冷却制御を行うように
なっている。その他の構成は第４図と同様である。

以上のように構成しても、第１３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４
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である。

本実施例は以上のように構成されているので、１つの電
磁波出力部を装備することにより複数の患者を同時に治
療することができ、各患者に対する加温治療を−の主制
御部により集中的に制御しているので各患者に対して一
定の加温温度を長時間維持することができるとともに、
電磁波照射面の温度上昇が各患者の治療部ごとに制御さ
れて効果的に冷却されるので患者の苦痛を迅速に軽減す
ることができ、しかも生体各部の温度計測時においても
電磁波照射を行っているので、電磁波発生手段の断続作
動により生じていたエネルギー損失がなくなり、さらに
、生体内中間部の温度計測を行い必要に応じて電磁波の
出力を制御するので、生体内治療部を必要以上に加温す
ることを未然に防止できる。

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
により減衰器を削除しても略同等の作用効果が得られて
いる。

〔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並行して治療することができ
るばかりでなく、そのための設備の内、とくに電磁波発
生手段と主制御部とを各々単一としたので、設備投資を
著しく且つ大幅に抑えることができ、同時にオペレータ
の人員も制限することができ、更に患部周囲の正常組織
も保護され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
５図（１）　（２）　（３）は各々第１図の動作例を示
すシステムタイムチャート、第６図ないし第９図は各々
第１図の動作説明図、第１０図は患者数を増した場合に
おけるシステムクロック、第１１図は生体内中間部の異
常加温状態を示す説明図、第１２図はその他の実施例を
示すフローチャート、第１３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 一／＝− 第３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備えたハイパーサーミア
   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
   の間に各々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集中制御する単一の主
   制御部を装備するとともに、前記第３の温度計測手段が
   予め設定した所定の温度以上の温度を検出した場合に、
   前記主制御部の制御により、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。