JPS625366A - 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〕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時間の関連続加温するとと
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、隘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
には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。

〔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。

かかる不都合を改善するため、発明者らは、先に生体内
の所定の患部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）。

しかしながら、患部の加温治療は４３℃前後という高精
度であることから患部周囲の正常ｍ織への悪影響もあり
、その防止策については、依然として完全なものは存在
していないのが現状である。

〔発明の目的〕

本発明は、かかる従来技術及びその後の動向を勘案し、
生体内患部の加温治療に際し、とくに患部以外の正常組
織に対する異常加温を防止するとともに、この異常加温
を検知した場合は直ちに電磁波の照射を迅速に停止せし
めることのできる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
波発生手段とアプリケータとの間に電磁波を吸収するダ
ミーロードを装備した電磁波切換手段を設け、前記アプ
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
定を行う第１の温度計測手段と、前記アプリケータの当
接部における生体表面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設けるとと
もに、前記第１および第２の各温度計測手段からの温度
情報に基づいて前記アプリケータからの電磁波出力を増
減制御する主制御部を装備し、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、前記主制御部の
制御によって前記電磁波切換手段を作動せしめて電磁波
の伝送先をダミーロード側に切換え制御し、前記生体へ
の・マイクロ波照射を一時的に中断制御するという構成
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各々上昇する。この場合、前記生
体表面、その直下の生体内中間部および生体内患部の温
度が各部に設けた温度計測手段により所定時間ごとに常
時計測されているので、例えば生体表面の必要以上の過
熱に対しては、前記主制御部の作用により電磁波発生手
段が降下制御され、同時に冷却機構の冷却効果と併合し
、生体表面の熱傷が有効に防止される。一方、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、主制
御部の指示により直ちに電磁波切換手段がダミーロード
側に切換制御され、生体に対する電磁波の照射が所定時
間中断制御される。

このため、かかる点において少なくともこの第３の温度
計測手段が装備された部分の正常組織は熱破壊等をおこ
すことなく有効に保護される。そして、当該生体内中間
部の温度が設定値より下降した場合は再び前記電磁波切
換手段が主制御部により切換制御されて直ちに電磁波を
アプリケータ側へ送るように作動し、これによって患部
への加温治療が迅速に再開される。

〔発明の実施例〕

以下、本発明の一実施例を第１図ないし第８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
磁波出力部としてのマイクロ波出力部２と、主制御部を
含む制御手段４と、アプリケータを含むマイクロ波照射
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、この発振器
８より出力されるマイクロ波をアプリケータ２０側又は
ダミーロードＤＭＩ側に切換える電磁波切換手段として
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１７
と、方向性結合器１Ｂと、ダイオード１９とから構成さ
れている。

前記発振器８から出力されるマイクロ波は、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２０を介して隔部に供給される一方、後述するように
生体内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
の調整は主制御部２５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１日は、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１９で検
波され、電圧変換された後、Ａ／Ｄ変換器１６を介して
主制御部２５へ送出されるようになっている。この主制
御部２５は、取り出された入射波のパワーレベル値から
反。

耐波のパワーレベル値を引き、後述するアプリケータ２
０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、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３２へ照射するアプリケータ２０と、この
アプリケータ２０を開口部側すなわち生体３２０表面を
冷却するための冷却機構３４とによって構成されている
。３０は、加温治療部である癌組織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を示し、また、３
１は生体表面と前記癌組織とのほぼ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を示す。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ラユニ
ット２４と、前記冷却液の流量を検出する流量センサ２
６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２８と、前記冷却装置２１を制御し、冷
却水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に当接して該生体３２内
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２１で冷却された水を
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
転数の増減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はＡ／Ｄ変換器３８を介して主制
御部２５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３２０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は前述したように、加温治療部とし
ての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３２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、前記減衰器１４の減
衰量の調整が主制御部２５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の入
出力部４４と、プログラムメモリ及びデータメモリに基
づいて、入出力装置等を制御・管理する本システムの中
枢となる主制御部２５とからなる。この主制御部２５は
、本実施例では減衰器１４の減衰量を制御する第１の制
御手段と、同軸スイッチ１２を切換制御する第２の制御
手段と、マイクロ波発振器８を「オン」・「オフ」制御
する第３の制御手段と、ポンプコントロールユニット２
４を介してポンプ２２の回転数を制御する第４の制御手
段と、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
５の制御手段とを備え、上記各センサ１９．２６，２８
，３０゜３１で得られた情報をアナログ・デジタル変換
器（以下、単にｒＡ／Ｄ変換器」という）１６゜３８．
４０，４１．４２を介して人力し、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゛温度及び生体表面温度が
所望の値に保たれるように、ポンプ２２の回転数と冷却
装置２１の出力と減衰器１４の減衰量と同軸スイッチ１
２の切換えと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。なお、アプリケータ２ｏと接触する生体表
面温度を２０’ｃ、生体内中間部温度を４０℃、癌組織
に対しての加温を４３．５℃とする。

まず、冷却装置２１及びポンプ２２を始動させ（同図５
０）、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主制御部２５内の第４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５４．５６）。そして、この後
オペレータが癌）ｊｌ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ビニクが
表面近くになるのに対して、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（ＭＨ２）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）出力を滅じた場合のマイク
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療法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でい
る。それにもかかわらず出力を滅じた方が約０．　２５
　（ｃｍ）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２５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。最小減衰量の設定が行
われた後、この最小減衰量に基づいてマイクロ波照射を
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２５の第２の制
御手段により前記同軸スイッチ１２がダミーロードＤＭ
ｌ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（４
０℃）以上に加温された状態で、これ以上マイクロ波を
′ｍ続照射すると、たとえマイクロ波出力を降下制御し
たとしても、生体内中間患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為に行なって
いる。

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２５の第１の制御手段は減衰器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２０側に切換え、生体３２に対するマイクロ波照
射を再開しく同図７２゜７４）再び図中ステップ６２に
戻り温度計測を行う。

一方、生体内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、生体
３２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７６）。表面温度が設定値より高い場合、主制御
部２５内の第４の制御手段は、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２．５内の第５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、
生体表面温度が設定値より下がるまでポンブセ２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７８）、水温を下げることで生体表面の
冷却を行う。この結果、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２
２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８０）、その後、生体
内患部温度の調整にはいる（同図８６）。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３
２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、患部温度がオペレータによって入力された温度
設定値（４３，５℃）よりも低いとき、主制御部２５内
の第１の制御手段は減衰器１４の減衰量を１ステツプダ
ウンし、マイクロ波の照射出力を上げる。但し、この場
合、最初に設定した最小減衰量（同図５８参照）を下ま
わることはない（同図８８．９０）。そして加温終了か
否かを判断しく同図９２）１．Ｍ了ならば全ての治療を
終了しく同図９４）、終了でなければ直ちにこの減衰量
に基づいてマイクロ波の照射を行い、同図６２に戻り温
度計測を行い、癌組織が設定温度よりも高くなるまで、
減衰器１４の減衰量を１ステツプ毎ダウンし、マイクロ
波の照射がなされる。

この結果、癌組織の温度が設定値以上になったならば、
初めて設定値を越えたかどうか判断しく同図８１）、初
めてならば主制御部２５は加温時間の測定を開始しく同
図８２）、図中８４に進み、そうでなければ、そのまま
図中８４に進む。即ち癌！ｌｊｌ織の温度が患部温度設
定値より高くなった場合は、主制御部２５内の第１の制
御手段は減衰器１４の減衰量を１ステツプ毎アツプしく
同図８４）、次に第４及び第５の制御手段によりポンプ
コントロールユニット２４及び冷却制御回路２３を介し
て、それぞれポンプ２２の回転数及び冷却装置２１の出
力を１ステツプ毎アツプする（同図７８）。

これは、図中８０でポンプ２２の回転数及び冷却装置２
１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
８２）、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９４）。

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
は内部温度が４３．５℃以下になるまでマイクロ波出力
降下制御を碑ける（図中ＢＣ）。従って、ＢＣ間ではＡ
Ｂ間に対して傾きが下がっている。また減衰器１４の減
衰量を上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９０で示したようにただちに減
衰量を下げ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ｍ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１／２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
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の癌組織の温度状態を示
している。

第８図は中間部温度が設定値以上の温度を検出した場合
にマイクロ波を継続照射したとき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ｋａ続照射すると
、そのマイクロ波の強弱に関係なく、生体内中間部は大
幅に設定温度を越え（図中Ｂ′点）でしまう。すなわち
このような状態になると、生体内中間部の正常組織が正
常組織に悪影響を及ぼす温度に加温されてしまうので、
すみやかにマイクロ波の照射を中断しなければならない
。

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イクロ波発振器の
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、減衰器１４により減衰量を制御し
て行う。但し、この場合反射波による影響をなくすため
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
るようにしてもよい。更に、生体表面を冷却するために
、ポンプ２２の回転数及び冷却装置２１の出力を可変制
御し冷却水温を調整しているが、これはどちらか一方を
制御するようにして冷却水温の調整を行ってもよい。

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、この第９図においては、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
９図１００）、その後同軸スイッチ１２をＤＭＩ側に切
換えてマイクロ波の照射を中断（同図１０１）Ｌ、生体
表面、生体内中間部、患部の温度計測を行い（同図１０
２）、生体中間部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ステツプアツプするように設
定して、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９
図では、表面温度及び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１０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。

このように、本実施例では、主制御部においてマグネト
ロンの出力制御及び冷却機構の出力制御を行っているの
で、加温箇所の深部が異なる加温治療法に対しても、こ
れに対応して各加温設定値を主制御部に入力れは容易に
加温療法が実施できると共に、生体表面及び生体内中間
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、生体内中間部の正常組織に対する異常過熱を事前
に防止できるので、高精度な加温治療法が実施できる。

また、ヤイクロ波の照射出力を減衰器により可変制御し
ているので、構造が簡単であるとともに、マイクロ波の
照射中断制御時も単に同軸スイッチでダミーロード側に
切換え制御するだけなので信頼性が高く、しかも温度計
測時にマイクロ波の出力を中断制御しないのでエネルギ
ー損失を少なくすることができる。

なお、上記実施例では、とくに減衰器１４を使用した場
合を例示したが、本発明はこの減衰器１４を使用しない
場合にも、そのまま適用されるものである。

〔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、とくに、主制御部の働きにより、電磁波発生手段
を止めることなく電磁波切換手段を制御するだけで電磁
波がアプリケータ側に送られるのを一時的に且つ迅速に
中断制御することができ、これがため、生体表面の過熱
はもとより生体内中間部分の正常組織の過熱をも有効に
防止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図は生体に対す
るマイクロ波の最大出力レベル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
度状態とマイクロ波の照射出力状態とを示す説明図、第
８図は生体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イクロ波の照射出力状態とを示す
説明図でるる。 ８・・・・・・電磁波発生手段としてのマイクロ波発振
器、１２・・・・・・電磁波切換手段としての同軸スイ
ッチ、２０・・・・・・アプリケータ、２５・・・・・
・主制御部、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、３２・・・・・・生体、３４
・・・・・・冷却機構、ＤＭＩ・・・・・・ダミーロー
ド。 特許出願人　　菊　　地　　　眞（外３名）第２図 一／゛− 第５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とアプリケータとの間に、電磁波を
   吸収するダミーロードを装備した電磁波切換手段を設け
   、 前記アプリケータが当接される部分の生体内加温治療部
   の温度測定を行う第１の温度計測手段と、前記アプリケ
   ータの当接部における生体表面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設
   けるとともに、前記第１及び第２の各温度計測手段から
   の温度情報に基づいて前記アプリケータからの電磁波出
   力を増減制御する主制御部を装備し、 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、前記主制御部の制御によって前記電磁波切換手
   段を作動せしめて電磁波の伝送先をダミーロード側に切
   換え制御し、前記生体へのマイクロ波照射を一時的に中
   断せしめることを特徴とするハイパーサーミア用加温装
   置。