WO2018212104A1 - 患部加熱システム、及び、腫瘍診断システム - Google Patents

患部加熱システム、及び、腫瘍診断システム Download PDF

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WO2018212104A1
WO2018212104A1 PCT/JP2018/018394 JP2018018394W WO2018212104A1 WO 2018212104 A1 WO2018212104 A1 WO 2018212104A1 JP 2018018394 W JP2018018394 W JP 2018018394W WO 2018212104 A1 WO2018212104 A1 WO 2018212104A1
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WO
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temperature
electric field
affected part
measuring device
living body
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PCT/JP2018/018394
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English (en)
French (fr)
Inventor
道雄 竹内
英之 長谷川
Original Assignee
株式会社立山科学デバイステクノロジー
国立大学法人富山大学
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Publication date
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/13—Tomography
    • A61B8/14—Echo-tomography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/06—Electrodes for high-frequency therapy

Definitions

  • the present invention relates to an affected area heating system for heating and treating an affected area in a living body, and a tumor diagnostic system for diagnosing the presence or absence of a tumor in the living body.
  • hyperthermia called hyperthermia is sometimes performed as a non-invasive treatment for cancer.
  • cancer cells are killed by heating the affected area, taking advantage of the fact that cancer cells are more susceptible to heat than normal cells.
  • Various methods have been proposed as heating methods in hyperthermia. For example, there are a method of applying a strong magnetic field to a human body, a method of applying a high-frequency current, a method of irradiating electromagnetic waves, and the like. However, it cannot be said that these heating systems are widespread for reasons such as low energy efficiency and inability to selectively heat cancer cells, which easily induces internal burns.
  • an electromagnetic heating element is arranged in an affected part in a living body, and the electromagnetic heating element is heated by irradiating electromagnetic waves to heat the affected part. A device is used.
  • Oncothermia utilizes the fact that the impedance of cancer cells is lower than that of normal cells in the ultra-high frequency region.
  • a high frequency current is applied to a living body containing a malignant tumor, the current is focused on the malignant tumor cell wall and heated to promote apoptosis of the malignant tumor cell.
  • Oncothermia is a cancer treatment method that does not involve surgery such as skin incision, is non-invasive, and has a malignant tumor selectivity in heating, and is attracting attention because of its low burden on the living body.
  • the inventors have also developed a tumor diagnosis system that makes use of the feature that a malignant tumor is selectively heated when a high-frequency current is passed through the living body by an oncothermia method, and determines the presence or absence of a malignant tumor by measuring the temperature in the living body.
  • a tumor diagnostic system that makes use of the feature that a malignant tumor is selectively heated when a high-frequency current is passed through the living body by an oncothermia method, and determines the presence or absence of a malignant tumor by measuring the temperature in the living body.
  • the present invention has been made in view of the above problems, and its purpose is to perform noninvasive hyperthermia and oncothermia by applying a high-frequency current to the human body.
  • An object is to provide a diseased part heating system capable of preventing cell destruction and a tumor diagnostic system using the principle of oncothermia.
  • An affected area heating system is an affected area heating system for heat-treating an affected area in a body, and includes a high-frequency power source and a pair of electrodes arranged so as to sandwich the affected area, and the pair of electrodes by the high-frequency power source
  • An electric field generator for generating an electric field in a region including the affected part by applying a voltage to the transmitter, a transmitter for generating an ultrasonic wave toward the affected part, a receiver for receiving an ultrasonic echo from the body, and
  • a temperature measurement device having a temperature calculation circuit that calculates temperature information (temperature or temperature change) in the living body based on echoes received by the receiver, and the affected part is at a predetermined temperature based on the temperature information measured by the temperature measurement device
  • a control device for controlling the voltage applied by the high-frequency power supply of the electric field generator.
  • the temperature measurement device receives an ultrasonic echo by the receiver, calculates temperature information in the living body based on the received echo, and based on this, the high-frequency power source of the electric field generator Therefore, it is not necessary to perform an operation or the like for placing the temperature measuring device in the body of the patient, and it is possible to prevent the temperature measuring device from becoming high temperature and destroying cells other than the malignant tumor.
  • the temperature measuring device calculates temperature or temperature change distribution in a plane or volume including the affected part passing through the affected part as temperature information.
  • the electric field generator can be controlled based on the entire temperature within the cross section or volume of the affected area, and the treatment of the entire affected area can be reliably heated to a predetermined temperature.
  • the temperature measurement device acquires an echo wave corresponding to each grid in a plane passing through the affected area, acquires a parameter by applying a distribution function to the intensity of the echo wave, and acquires the parameter. Based on this, the temperature or temperature change of each corresponding grid is estimated.
  • Malignant tumor C is heated to 42.5 degrees when cancer treatment is performed by oncothermia. Since body temperature is usually about 36 degrees, it is necessary to detect a slight change in temperature. On the other hand, according to the present invention having the above configuration, a slight temperature change can be detected.
  • the temperature measuring device is based on a ratio of a parameter acquired in the state where the electric field generator is operated to a parameter acquired in a state where the electric field generator is stopped. Is estimated. According to the present invention having the above configuration, the temperature of the affected area can be estimated more accurately.
  • the generation of the ultrasonic wave by the temperature measuring device and the reception of the ultrasonic echo are not performed, and the generation of the electric field by the electric field generator is stopped. In the meantime, generation of ultrasonic waves and reception of ultrasonic echoes are performed by the temperature measuring device.
  • the affected area heating system of the present invention is an affected area heating system for heat-treating an affected area in a living body, and includes a high-frequency power source and a pair of electrodes arranged so as to sandwich the affected area.
  • An electric field generator that generates an electric field in a region including the affected area by applying a voltage to a pair of electrodes, a transmitter that generates ultrasonic waves toward the affected area, and a receiving wave that receives ultrasonic echoes from within the living body
  • a temperature measurement device having a temperature calculation circuit that calculates temperature information in the living body based on echoes received by the receiver, and while the electric field generation by the electric field generator is being performed, While the generation of the ultrasonic wave and the reception of the ultrasonic echo by the temperature measurement device are not performed, the generation of the ultrasonic wave by the temperature measurement device and the reception of the ultrasonic echo are stopped while the generation of the electric field by the electric field generation device is stopped.
  • Transmitters and receivers use piezoelectric elements to oscillate and receive ultrasonic waves and structurally have capacitance. Therefore, in situations where high-frequency electromagnetic waves are generated in the surroundings, noise from high-frequency electromagnetic waves is mixed. However, accurate measurement cannot be performed.
  • the generation of an electric field is generated in order to generate an ultrasonic wave and receive an ultrasonic echo by the temperature measurement device while the electric field generation by the electric field generation device is stopped. It is possible to prevent the influence of the apparatus on the transmitter and receiver and to perform accurate measurement.
  • an antenna is further provided to detect whether the generation of the electric field by the electric field generator is being performed or stopped using the antenna. According to the present invention having the above-described configuration, it is possible to reliably detect whether or not an electric field is generated by the electric field generator and perform an accurate measurement.
  • the tumor diagnostic system of the present invention is a tumor diagnostic system for diagnosing the presence or absence of a tumor in a living body, and includes a high-frequency power source and a pair of electrodes arranged so as to sandwich a diagnostic region of the living body.
  • An electric field generator that generates an electric field in a diagnostic region of a living body by applying a voltage to a pair of electrodes by a power source, a transmitter that generates ultrasonic waves toward the diagnostic region, and a receiver that receives ultrasonic echoes from the body.
  • a temperature measuring device having a temperature calculation circuit for calculating temperature information of the diagnostic region based on the echo received by the wave receiver and the temperature in the diagnostic region based on the temperature information measured by the temperature measuring device Or when there exists a part which becomes temperature rise, the diagnostic apparatus which determines the said part as a tumor is provided.
  • the temperature measuring device Based on the temperature information measured by the above, the presence or absence of a malignant tumor can be determined non-invasively.
  • the temperature measuring device calculates temperature or temperature change distribution in a plane or volume including the living body as temperature information. According to the present invention configured as described above, not only the presence or absence of a malignant tumor, but also the position and size of the malignant tumor can be detected.
  • the generation of the ultrasonic wave by the temperature measuring device and the reception of the ultrasonic echo are not performed, and the generation of the electric field by the electric field generator is stopped. In the meantime, generation of ultrasonic waves and reception of ultrasonic echoes are performed by the temperature measuring device.
  • non-invasive hyperthermia and oncothermia can be performed by applying a high-frequency current to the human body, and the affected part heating system capable of preventing the destruction of cells other than malignant tumors by the temperature measuring device, and oncothermia
  • a tumor diagnostic system using the principle can be provided.
  • FIG. 1 It is a block diagram which shows the structure of the affected part heating system of 1st Embodiment.
  • the structure of the electric field generator in the affected part heating system shown in FIG. 1 is shown, (A) is an elevation view seen from the side of the patient, and (B) is an affected part sectional view.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration of an affected part heating system according to the first embodiment.
  • the affected part heating system 1 includes a control device 3, an electric field generation device 2 connected to the control device 3, and a temperature measurement device 4 connected to the control device 3.
  • the temperature measuring device 4 is a device that calculates temperature information in a patient's living body including a malignant tumor (cancer cell), and the electric field generator 2 is a device that generates an electric field in the patient's living body.
  • the control device 3 includes a display device 5 such as a liquid crystal display, for example.
  • the control device 3 receives temperature information in the living body from the temperature measuring device 4, and the control device 3 controls the voltage applied to the electrodes by the high frequency power source of the electric field generating device 2 based on the temperature information.
  • FIG. 2 shows the configuration of the electric field generator in the affected part heating system shown in FIG. 1, (A) is an elevational view seen from the side of the patient, and (B) is a sectional view of the affected part.
  • the electric field generator 2 includes one electrode 12 disposed on the medical table 15 and the other electrode 14 placed at a position corresponding to a malignant tumor (cancer cell) C in the abdomen of the patient P.
  • a high-frequency power source 10 connected to one and the other electrodes 12 and 14.
  • the one and the other electrodes 12 and 14 are arranged so as to sandwich a malignant tumor (cancer cell) C in the abdomen of the patient P from above and below.
  • oncothermia which is a principle for treating a malignant tumor by the affected part heating system of the present embodiment, will be described.
  • a high frequency current of 13.56 MHz is passed through the cancer cell, the high frequency energy is selectively absorbed by the cancer cell membrane.
  • Cancer cells die themselves (apoptosis) when the temperature exceeds a predetermined temperature (about 42.5 degrees). By heating only the malignant tumor, the malignant tumor can be treated without damaging cells other than the malignant tumor.
  • the tissue damaged by the malignant tumor has low impedance with respect to the high frequency in the ultrashort wave region, and the high frequency current of 13.56 MHz tends to flow through the cancer cells.
  • a pair of electrodes 12 and 14 are arranged so as to sandwich the malignant tumor C of the patient P, and a voltage is applied to the pair of electrodes 12 and 14 by the high-frequency power source 10, whereby a high-frequency current flows in the living body of the patient P.
  • This high-frequency current is focused on the malignant tumor C and flows as shown in FIG. Thereby, the cancer cells of the malignant tumor C can be selectively heated, and the malignant tumor C can be killed.
  • FIG. 3 is a diagram showing a configuration of a temperature measuring device in the affected part heating system shown in FIG.
  • the temperature measurement device 4 includes a measurement terminal 16 and an ultrasonic probe 20 connected to the measurement terminal 16.
  • a plurality of transducers 22 are arranged at equal intervals in the width direction below the ultrasonic probe 20. In FIG. 3, only 13 rows of transducers 22 are shown because of the illustrated relationship, but a larger number of transducers may be arranged. Also, a two-dimensional array type probe for three-dimensional measurement may be used.
  • Each transducer 22 includes a transmitter for transmitting ultrasonic waves in a direction perpendicular to the inspection surface or inspection volume of the ultrasonic probe 20 and a receiver for receiving ultrasonic echoes from the living body of the patient. Contains.
  • the ultrasonic echo received by the receiver of the transducer 22 is sent to the temperature calculation circuit 18 of the measurement terminal 16.
  • the temperature measuring device 4 measures the temperature in each grid G of a predetermined diagnostic region R in a plane perpendicular to the inspection surface of the ultrasonic probe 20 shown in FIG.
  • an ultrasonic wave is transmitted from each transducer 22 of the ultrasonic probe 20 toward the diagnostic region R, and an ultrasonic echo is received by each transducer 22 of the ultrasonic probe 20.
  • the ultrasonic echoes received by each transducer 22 are sent to the measurement terminal 16.
  • the measurement terminal 16 creates an ultrasonic echo and a temperature detection waveform corresponding to each grid G in the diagnosis region R including the malignant tumor C.
  • the temperature detection waveform corresponding to each grid G can be created as follows, for example. First, a plurality of lines of ultrasonic echo signals received by a plurality of transducers 22 positioned above each grid G are divided according to a time axis, and a plurality of divided ultrasonic echoes are divided into the depth of each grid. Correspond to each grid accordingly. By applying a process such as Hilbert transform to the received ultrasonic echo signal to obtain an envelope of the echo signal, a temperature detection waveform corresponding to each grid G can be created.
  • FIG. 4 shows an example of a temperature detection waveform created in this way.
  • FIG. 5 is a bar graph showing an example of the frequency distribution data of the temperature detection waveform thus created.
  • the Nakagami distribution is applied to the frequency distribution data of each grid G, and the Nakagami parameter m of each grid is calculated.
  • the Nakagami distribution is a distribution function represented by the following equation (1).
  • ⁇ (m) is a gamma function
  • U (r) is a unit step function
  • ⁇ is a scale parameter
  • ⁇ E (R 2 ).
  • the Nakagami parameter m can be calculated by the following equation (2).
  • the Nakagami parameter m that approximates the frequency distribution data of each grid G is calculated.
  • the Nakagami distribution corresponding to the Nakagami parameter m calculated in this way is superimposed on the frequency distribution data.
  • FIG. 6 is a graph showing the relationship between the average value of the Nakagami parameter m in the diagnosis region obtained by the inventors through experiments and the temperature.
  • the sensor probe was embedded in a substance simulating a living body, the temperature was measured by the sensor probe, and the Nakagami parameter m of each grid at each temperature was calculated as described above.
  • the Nakagami parameter m has a predetermined relationship in which the pseudo-biological material is larger as the temperature is lower and is smaller as the temperature is higher.
  • the inventors calculated the ARCN calculated by the following equation (3), where the Nakagami parameter m at the reference temperature TR is m TR and the Nakagami parameter m at each measured temperature is m T.
  • the reference temperature TR is set to 22 degrees.
  • FIG. 7 is a graph showing the relationship between the average value of ARCN in the diagnostic region obtained by the inventors through experiments and the temperature. As shown in FIG. 7, ARCN and temperature have a relationship that ARCN increases as the temperature increases.
  • FIG. 8 is a figure which shows the value of ARCN of each grid in the medical treatment area
  • the relationship between the ARCN and the temperature is approximated by an approximate expression, for example, and the temperature of each grid is estimated from the ultrasonic echo using this approximate expression to diagnose the in vivo of the patient.
  • the temperature distribution in the region R can be measured.
  • the relationship between ARCN and temperature is used.
  • this relationship is approximated by an approximate expression, for example.
  • the temperature distribution of the diagnostic region R in the patient's living body may be measured by estimating the temperature of each grid from the ultrasonic echo using an approximate expression.
  • you may analyze the statistic of an ultrasonic echo amplitude using distribution functions other than Nakagami distribution.
  • the rate of change RCN of the Nakagami parameter m obtained by the following equation (4) also naturally has a predetermined relationship with the temperature, and may be used instead of ARCN.
  • FIG. 9 is a flowchart showing a flow of a treatment method using the affected part heating system of the first embodiment.
  • an ultrasonic wave is transmitted from each transducer 22 of the ultrasonic probe 20, and an ultrasonic echo is received by each transducer 22 of the ultrasonic probe 20 (S1).
  • the ultrasonic echoes received by each transducer 22 are sent to the measurement terminal 16.
  • the measurement terminal 16 creates a temperature detection waveform corresponding to each grid G of the diagnosis region R including the malignant tumor C based on the ultrasonic echo (S2).
  • the temperature detection waveform corresponding to each grid G can be created as described above.
  • the frequency calculation data of the temperature detection waveform of each grid G is created by the temperature calculation circuit 18 (S3).
  • the temperature calculation circuit 18 applies the Nakagami distribution to the frequency distribution data of each grid G, and calculates the Nakagami parameter m TR at the reference temperature TR of each grid G (S4).
  • the electric field generator 2 is driven by the control device 3 and a high frequency current is applied between the electrodes 12 and 14 by the high frequency power source 10 ( S5). Thereby, the current is focused on the malignant tumor C of the patient P, and the malignant tumor C generates heat.
  • steps S6 to S13 are performed at predetermined time intervals, the temperature of each grid is calculated, and the voltage applied between the electrodes 12 and 14 by the high frequency power supply 10 is controlled based on the temperature information relating to the calculated temperature. .
  • an ultrasonic wave is transmitted from each transducer 22 of the ultrasonic probe 20, and an ultrasonic echo is received by each transducer 22 of the ultrasonic probe 20 (S6).
  • the ultrasonic echoes received by each transducer 22 are sent to the measurement terminal 16.
  • the temperature calculation circuit 18 causes the measurement terminal 16 to create a temperature detection waveform corresponding to each grid G of the diagnosis region R including the malignant tumor C based on the ultrasonic echo (S7).
  • the frequency calculation data of the temperature detection waveform of each grid G is created by the temperature calculation circuit 18 (S8).
  • the temperature calculation circuit 18 applies the Nakagami distribution to the frequency distribution data of each grid G, and calculates the Nakagami parameter m T at the temperature T of each grid G (S9).
  • the ARCN of each grid G is calculated by the temperature calculation circuit 18 using the above equation (3) (S10).
  • the temperature calculation circuit 18 calculates the temperature of each grid G using an approximate expression that defines the relationship between ARCN and temperature, and creates temperature information related to the temperature of each grid G (S11). The created temperature information is sent to the control device 3. Next, the control device 3 compares the temperature included in the temperature information with the heating target temperature (S12). The target heating temperature is set to about 42.5 degrees, which is the temperature at which cancer cells die themselves.
  • the control apparatus 3 continues the state which applied the voltage between the electrodes 12 and 14 by the high frequency power supply 10 to the electric field generator 2.
  • FIG. 13 When the temperature included in the temperature information exceeds the heating target temperature, the control device 3 lowers the voltage applied between the electrodes 12 and 14 by the high-frequency power source 10 for the electric field generator 2 (S13).
  • the control device 3 may display the temperature distribution of the diagnostic region R on the display device 5.
  • the temperature measuring device 4 receives an ultrasonic echo by the transducer 22, calculates temperature information in the living body based on the received echo, and based on this, calculates the electric field. Since the voltage applied by the high-frequency power supply 10 of the generator 2 is controlled, it is not necessary to perform an operation or the like for placing the temperature measuring device 4 in the patient's body, and the temperature measuring device becomes hot and cells other than malignant tumors. Can be prevented.
  • the temperature measuring apparatus 4 controls the electric field generator 2 based on the whole temperature in the cross section of the malignant tumor C.
  • the malignant tumor C can be reliably treated.
  • the temperature measuring device 4 acquires echo waves corresponding to each grid in a plane or volume including the malignant tumor C, and applies the distribution function to the amplitude distribution of the echo waves.
  • the parameters are acquired and the temperatures of the corresponding grids G are estimated based on the acquired parameters, a slight change in temperature can be detected.
  • the temperature measuring device 4 has a ratio of the parameter m T acquired when the electric field generator 2 is operated to the Nakagami parameter m TR acquired when the electric field generator 2 is stopped. Based on this, the temperature of each corresponding grid G is estimated, and the temperature of the malignant tumor C can be estimated more accurately.
  • the temperature of each grid is calculated based on ARCN.
  • the present invention is not limited to this, and as described above, the temperature can also be estimated from RCN or Nakagami parameter m. .
  • the temperature of the grid may be obtained directly from the Nakagami parameter m in S11.
  • FIG. 10 is a block diagram illustrating a configuration of a tumor diagnosis system according to the second embodiment.
  • the tumor diagnosis system 101 includes a diagnosis device 103, an electric field generation device 2 connected to the diagnosis device 103, and a temperature measurement device 4 connected to the diagnosis device 103.
  • the configurations of the electric field generator 2 and the temperature measurement device 4 are the same as those of the electric field generator 2 and the temperature measurement device 4 of the affected part heating system according to the first embodiment.
  • the diagnostic device 103 includes a display device 105 such as a liquid crystal display.
  • the diagnostic device 103 applies an electric current to the living body by the electric field generator 2, and when a predetermined time elapses, temperature information in the living body is input from the temperature measuring device 4, and the presence or absence of a malignant tumor is diagnosed based on this temperature information.
  • FIG. 11 is a flowchart showing a flow of diagnosing the presence or absence of a malignant tumor by the tumor diagnosis system according to the second embodiment.
  • an ultrasonic wave is transmitted from each transducer 22 of the ultrasonic probe 20, and an ultrasonic echo is received by each transducer 22 of the ultrasonic probe 20 (S101).
  • the ultrasonic echoes received by each transducer 22 are sent to the measurement terminal 16.
  • the measurement terminal 16 creates a temperature detection waveform corresponding to each grid G of the diagnosis region R including the malignant tumor C based on the ultrasonic echo (S102).
  • the temperature detection waveform corresponding to each grid G can be created as described above.
  • the frequency calculation data of the temperature detection waveform of each grid G is created by the temperature calculation circuit 18 (S103).
  • the temperature calculation circuit 18 applies the Nakagami distribution to the frequency distribution data of each grid G, and calculates the Nakagami parameter m TR at the reference temperature TR of each grid G (S104).
  • the electric field generator 2 is driven by the diagnostic device 103 and a high frequency current is applied between the electrodes 12 and 14 by the high frequency power source 10 ( S105).
  • the current is focused on the malignant tumor C, and the malignant tumor C generates heat.
  • the processes of S106 to S113 are performed, the temperature of each grid is calculated, and the presence or absence of a malignant tumor is diagnosed based on the temperature information regarding the calculated temperature. Specifically, first, an ultrasonic wave is transmitted from each transducer 22 of the ultrasonic probe 20, and an ultrasonic echo is received by each transducer 22 of the ultrasonic probe 20 (S106). The ultrasonic echoes received by each transducer 22 are sent to the measurement terminal 16.
  • the measurement terminal 16 creates a temperature detection waveform corresponding to each grid G in the diagnosis region R based on the ultrasonic echo (S107).
  • the temperature calculation circuit 18 creates frequency distribution data of the temperature detection waveform of each grid G (S108).
  • the temperature calculation circuit 18 applies the Nakagami distribution to the frequency distribution data of each grid G, and calculates the Nakagami parameter m T at the temperature T of each grid G (S109).
  • the ARCN of each grid G is calculated by the temperature calculation circuit 18 using the above equation (3) (S110).
  • the temperature calculation circuit 18 calculates the temperature of each grid G using an approximate expression that defines the relationship between ARCN and temperature, and creates temperature information related to the temperature of each grid G (S111). The created temperature information is sent to the diagnostic device 103.
  • the diagnosis apparatus 103 determines whether or not there is a temperature in the diagnosis region R that is a predetermined temperature or a temperature rise (S112). And when there exists a part which becomes more than predetermined temperature or temperature rise in the diagnostic area
  • the electric field generator 2 since the electric field generator 2 generates an electric field in the diagnostic region R of the living body, when there is a malignant tumor in the diagnostic region R, the malignant tumor is selectively heated. Based on the temperature information measured by the device 4, the presence or absence of a malignant tumor can be determined non-invasively.
  • the temperature measurement device 4 calculates the temperature or the spatial distribution of the temperature change in the plane or volume including the living body, not only the presence or absence of the malignant tumor, but also the position and size of the malignant tumor. Can be detected.
  • the temperature of each grid is calculated based on ARCN.
  • the present invention is not limited to this, and as described above, the temperature or temperature change can be estimated from RCN or Nakagami parameter m. It is. Further, a distribution function other than the Nakagami distribution may be used for the analysis of the amplitude frequency distribution of the ultrasonic echo signal and the estimation of the temperature information.
  • FIG. 12 is a block diagram illustrating a configuration of an affected area heating system according to the third embodiment.
  • the affected part heating system 201 is connected to the control device 3, the electric field generator 202 connected to the control device 3, the temperature measurement device 204 connected to the control device 3, and the temperature measurement device 4.
  • the antenna 206 is provided.
  • the electric field generator 202 and the temperature measuring device 204 are connected via an interface 207.
  • the configurations of the electric field generating device 2, the control device 3, and the temperature measuring device 4 are the same as those of the electric field generating device 2 and the temperature measuring device 4 of the affected part heating system of the first embodiment.
  • the antenna 206 is provided, for example, in a region where an electric field is generated by the electric field generator 2 such as in the vicinity of an affected part of a patient, and can detect electromagnetic waves.
  • FIG. 13 is a flowchart showing the flow of a treatment method using the affected part heating system of the third embodiment.
  • an ultrasonic wave is transmitted from each transducer 22 of the ultrasonic probe 20, and an ultrasonic echo is received by each transducer 22 of the ultrasonic probe 20 (S201).
  • the ultrasonic echoes received by each transducer 22 are sent to the measurement terminal 16.
  • the temperature calculation circuit 18 causes the measurement terminal 16 to create a temperature detection waveform corresponding to each grid G of the diagnosis region R including the malignant tumor C based on the ultrasonic echo (S202).
  • the temperature detection waveform corresponding to each grid G can be created as described above.
  • the frequency calculation data of the temperature detection waveform of each grid G is created by the temperature calculation circuit 18 (S203).
  • the temperature calculation circuit 18 applies the Nakagami distribution to the frequency distribution data of each grid G, and calculates the Nakagami parameter m TR at the reference temperature TR of each grid G (S204).
  • the electric field generator 2 is driven by the control device 3 and a high frequency current is applied between the electrodes 12 and 14 by the high frequency power source 10 ( S205). Thereby, the current is focused on the malignant tumor C of the patient P, and the malignant tumor C generates heat.
  • steps S206 to S215 are performed at predetermined time intervals, the temperature of each grid is calculated, and the voltage applied between the electrodes 12 and 14 by the high frequency power supply 10 is controlled based on the temperature information relating to the calculated temperature. .
  • the temperature measuring device 4 detects whether an electric field is generated by the electric field generator 2 or whether the electric field generator 2 stops generating an electric field (S214). Specifically, the detection of the generation of the electric field by the temperature measuring device 4 can be performed based on, for example, whether the antenna 206 detects an electromagnetic wave having a predetermined threshold value or more. When the electric field of the electromagnetic wave detected by the antenna 206 has a predetermined intensity or more, it is determined that the electric field is generated by the electric field generator 2, and the electric field of the electromagnetic wave detected by the antenna 206 has a predetermined intensity. If smaller than this, it can be determined that the generation of the electric field by the electric field generator 2 is not performed. Further, by detecting the driving state of the electric field generator 2 via the interface 207, it may be determined whether the electric field generation by the electric field generator 2 is being performed or stopped.
  • an ultrasonic wave is transmitted from each transducer 22 of the ultrasonic probe 20, and an ultrasonic echo is received by each transducer 22 of the ultrasonic probe 20 (S206).
  • the generation of the electric field by the electric field generator 2 is temporarily stopped.
  • the apparatus 2 automatically stops the generation of the electric field, the apparatus 2 waits until the electric field generation apparatus 2 stops the generation of the electric field.
  • the transmission of the ultrasonic wave and the reception of the ultrasonic echo are performed. You may make a wave.
  • the measurement terminal 16 creates a temperature detection waveform corresponding to each grid G of the diagnosis region R including the malignant tumor C based on the ultrasonic echo (S207).
  • the temperature calculation circuit 18 creates frequency distribution data of the temperature detection waveform of each grid G (S208).
  • the temperature calculation circuit 18 applies the Nakagami distribution to the frequency distribution data of each grid G, and calculates the Nakagami parameter m T at the temperature T of each grid G (S209).
  • the ARCN of each grid G is calculated by the temperature calculation circuit 18 using the above equation (3) (S210).
  • the temperature calculation circuit 18 calculates the temperature of each grid G using an approximate expression that defines the relationship between ARCN and temperature, and creates temperature information related to the temperature of each grid G (S211). The created temperature information is sent to the control device 3. Next, the control device 3 compares the temperature included in the temperature information with the heating target temperature (S212). The target heating temperature is set to about 42.5 degrees, which is the temperature at which cancer cells die themselves.
  • the control apparatus 3 continues the state which applied the voltage between the electrodes 12 and 14 by the high frequency power supply 10 to the electric field generator 2.
  • FIG. When the temperature included in the temperature information exceeds the heating target temperature, the control device 3 lowers the voltage applied between the electrodes 12 and 14 by the high frequency power supply 10 for the electric field generator 2 (S213).
  • the control device 3 may display the temperature distribution of the diagnostic region R on the display device 5.
  • the ultrasonic probe 20 uses a piezoelectric element for oscillating and receiving ultrasonic waves and structurally has capacitance. Therefore, in a situation where high-frequency electromagnetic waves are generated in the surroundings, noise due to high-frequency electromagnetic waves is mixed and accurate. Measurement cannot be performed.
  • the electric field generator 2 it is detected whether the electric field generator 2 generates an electric field, and when the electric field generator 2 does not generate an electric field, the temperature measurement device 4 transmits ultrasonic waves. Waves and ultrasonic echoes are received. It is possible to prevent the electric field generator 2 from affecting the ultrasonic probe 20 and perform accurate measurement.
  • the generation of the electric field by the electric field generator 2 is temporarily stopped, but such control is also applied to the tumor diagnosis system of the second embodiment. It can. That is, either an antenna or an interface is provided in the tumor diagnosis system, and after S105, whether the electric field generation by the electric field generator 2 is performed or stopped is detected via the antenna or the interface, and the electric field is generated. Is implemented, the generation of the electric field by the electric field generator 2 may be temporarily stopped.

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Abstract

高周波電流を人体に印加することで非侵襲的なハイパーサーミアやオンコサーミアを施術することができ、温度測定装置による悪性腫瘍以外の細胞の破壊を防止できる患部加熱システムを提供する。　体内の患部を加熱治療するための患部加熱システムは、高周波電源、及び、患部を挟むように配置された一対の電極を有し、高周波電源により一対の電極に電圧を印加することにより悪性腫瘍Ｃを含む領域に電場を発生させる電場発生装置と、患部に向けて超音波を発生し、体内からの超音波エコーを受波するトランスデューサ２２、及び、トランスデューサ２２が受波したエコーに基づき生体内の温度情報を算出する温度算出回路１８を有する温度測定装置１６と、温度測定装置が測定した温度情報に基づき、患部が所定の温度になるように電場発生装置の高周波電源が印加する電圧を制御する制御装置と、を備える。

Description

患部加熱システム、及び、腫瘍診断システム
　本発明は、生体内の患部を加熱治療するための患部加熱システム、及び、生体内の腫瘍の有無を診断するための腫瘍診断システムに関する。
　近年、癌の非侵襲的な治療法として、ハイパーサーミアという温熱療法が施術されることがある。このハイパーサーミアでは、癌細胞が正常細胞よりも熱に弱いことを利用し、患部を加熱することで癌細胞を死滅させる。ハイパーサーミアにおける加熱手法としてこれまで色々な方法が提案されている。例えば、強磁場を人体に印加する方式、高周波電流を印加する方式、電磁波を照射する方式などである。しかしながら、これらの加熱方式は、エネルギー効率が悪い、癌細胞を選択的に加熱することが出来ないため体内火傷を誘発しやすい等の理由から、普及しているとは言えない。ハイパーサーミアを行うための装置としては、例えば、特許文献１に記載されているように、生体内の患部に電磁発熱体を配置し、電磁発熱体に電磁波を照射することにより発熱させ、患部を加熱する装置が用いられている。
　これに対して、近年、非特許文献１に記載されているように、オンコサーミアという癌の温熱治療が施術されることがある。オンコサーミアでは、超短波領域で癌細胞のインピーダンスが正常な細胞に比べて低いことを利用している。悪性腫瘍が含まれる生体に 高周波電流を印加すると悪性腫瘍細胞壁に電流が集束し加熱されることで悪性腫瘍細胞のアポトーシスを促す。オンコサーミアは、皮膚の切開等の手術を伴わず、非侵襲的であり、加熱に悪性腫瘍選択性がある癌治療法であり、生体への負担が少ないことから注目されている。
特開２０１１－２５１０４２号公報
サース・アンドラーシュ、盛田常夫著、「腫瘍温熱療法　オンコサーミア　ハイパーサーミアのパラダイム転換　医術から医学へ」、日本評論社、２０１２年６月
　ここで、ハイパーサーミアやオンコサーミアにより治療を行う場合には、悪性腫瘍を約４２．５度まで加熱する必要があるため、悪性腫瘍の温度を測定する必要がある。現実的には，患部周辺を切開しＮＴＣサーミスタなどの測温抵抗体温度センサや熱電対温度センサプローブを埋め込み温度を測定する方法が考えられる。しかしながら、センサプローブを埋め込んでしまうと、非侵襲的な治療法という温熱治療の特徴が失われてしまう。また、温度測定装置を生体内に埋め込んだ状態で生体に電磁波を照射したり、強磁場や高周波電流を印加すると、温度測定装置が発熱してしまい、悪性腫瘍以外の細胞も破壊してしまうおそれがある。
　また、発明者らは、オンコサーミア方式で生体に高周波電流を流すと悪性腫瘍が選択的に加熱される特徴を活かし、生体内の温度を測定することで悪性腫瘍の有無を判定する腫瘍診断システムを開発している。しかしながら、このような腫瘍診断システムにおいても、同様な問題が生じてしまう。
　本発明は、上記の問題に鑑みなされたものであり、その目的は、高周波電流を人体に印加することで非侵襲的なハイパーサーミアやオンコサーミアを施術することができ、温度測定装置による悪性腫瘍以外の細胞の破壊を防止できる患部加熱システム、及びオンコサーミアの原理を用いた腫瘍診断システムを提供することである。
　本発明の患部加熱システムは、体内の患部を加熱治療するための患部加熱システムであって、高周波電源、及び、患部を挟むように配置された一対の電極を有し、高周波電源により一対の電極に電圧を印加することにより患部を含む領域に電場を発生させる電場発生装置と、患部に向けて超音波を発生する送波器、体内からの超音波エコーを受波する受波器、及び、受波器が受波したエコーに基づき生体内の温度情報（温度もしくは温度変化）を算出する温度算出回路を有する温度測定装置と、温度測定装置が測定した温度情報に基づき、患部が所定の温度になるように電場発生装置の高周波電源が印加する電圧を制御する制御装置と、を備えることを特徴とする。
　上記構成の本発明によれば、温度測定装置が受波器により超音波エコーを受波し、この受波したエコーに基づき生体内の温度情報を算出し、これに基づき電場発生装置の高周波電源が印加する電圧を制御するため、温度測定装置を患者の体内に配置するための手術等を行う必要がなくなるとともに、温度測定装置が高温になり悪性腫瘍以外の細胞を破壊するのを防止できる。
　本発明において、好ましくは、温度測定装置は、患部を通る患部を含む平面もしくは体積における温度もしくは温度変化の分布を温度情報として算出する。
　上記構成の本発明によれば、患部の断面もしくは体積内の全体の温度に基づき、電場発生装置を制御することができ、患部全体の治療を確実に所定の温度に加熱することができる。
　本発明において、好ましくは、温度測定装置は、患部を通る平面における各グリッドに対応するエコー波を取得し、エコー波の強度に分布関数を適用することにより、パラメータを取得し、取得したパラメータに基づき対応する各グリッドの温度もしくは温度変化を推定する。
　オンコサーミアにより癌治療を行う際に悪性腫瘍Ｃを４２．５度まで加熱するが、通常体温は３６度程度であるため、わずかな温度の変化を検知する必要がある。これに対して、上記構成の本発明によれば、わずかな温度の変化を検知することができる。
　本発明において、好ましくは、温度測定装置は、電場発生装置を停止した状態で取得したパラメータに対する、電場発生装置を稼働した状態で取得したパラメータの比に基づき、対応する各グリッドの温度もしくは温度変化を推定する。
　上記構成の本発明によれば、より正確に患部の温度を推定することができる。
　本発明において、好ましくは、電場発生装置による電場の発生が実施されている間は、温度測定装置による超音波の発生及び超音波エコーの受波を行わず、電場発生装置による電場の発生が停止されている間に、温度測定装置による超音波の発生及び超音波エコーの受波を行う。
　また、本発明の患部加熱システムは、生体内の患部を加熱治療するための患部加熱システムであって、高周波電源、及び、患部を挟むように配置された一対の電極を有し、高周波電源により一対の電極に電圧を印加することにより患部を含む領域に電場を発生させる電場発生装置と、患部に向けて超音波を発生する送波器、生体内からの超音波エコーを受波する受波器、及び、受波器が受波したエコーに基づき生体内の温度情報を算出する温度算出回路を有する温度測定装置と、を備え、電場発生装置による電場の発生が実施されている間は、温度測定装置による超音波の発生及び超音波エコーの受波を行わず、電場発生装置による電場の発生が停止されている間に、温度測定装置による超音波の発生及び超音波エコーの受波を行う、ことを特徴とする。
　送波器及び受波器は、超音波の発振及び受信に圧電素子を用いており、構造的にキャパシタンスを有するため、周囲で高周波電磁波が生じているような状況では、高周波電磁波による雑音が混入し正確な測定を行うことができない。これに対して、上記構成の本発明によれば、電場発生装置による電場の発生が停止されている間に、温度測定装置による超音波の発生及び超音波エコーの受波を行うため、電場発生装置による送波器及び受波器への影響を防ぎ、正確な測定を行うことができる。
　本発明において、好ましくは、さらに、アンテナを備え、アンテナを用いて、電場発生装置による電場の発生が実施されているか停止されているかを検知する。
　上記構成の本発明によれば、電場発生装置により電場が生じているか否かを確実に検知して、正確な測定を行うことができる。
　本発明の腫瘍診断システムは、生体内の腫瘍の有無を診断するための腫瘍診断システムであって、高周波電源、及び、生体の診断領域を挟むように配置された一対の電極を有し、高周波電源により一対の電極に電圧を印加することにより生体の診断領域に電場を発生させる電場発生装置と、診断領域に向けて超音波を発生する送波器、体内からの超音波エコーを受信する受波器、及び、受波器が受信したエコーに基づき診断領域の温度情報を算出する温度算出回路を有する温度測定装置と、温度測定装置が測定した温度情報に基づき、診断領域に所定以上の温度もしくは温度上昇となる部分がある場合には、当該部分を腫瘍と判定する診断装置と、を備えることを特徴とする。
　上記構成の本発明によれば、電場発生装置により生体の診断領域に電場を発生させることにより、診断領域内に悪性腫瘍がある場合には悪性腫瘍が選択的に加熱されるため、温度測定装置により測定された温度情報に基づき、悪性腫瘍の有無を非侵襲的に判定することができる。
　本発明において、好ましくは、温度測定装置は、生体を含む平面もしくは体積における温度もしくは温度変化の分布を温度情報として算出する。
　上記構成の本発明によれば、悪性腫瘍の有無のみならず、悪性腫瘍の位置及び大きさを検知することができる。
　本発明において、好ましくは、電場発生装置による電場の発生が実施されている間は、温度測定装置による超音波の発生及び超音波エコーの受波を行わず、電場発生装置による電場の発生が停止されている間に、温度測定装置による超音波の発生及び超音波エコーの受波を行う。
　本発明によれば、高周波電流を人体に印加することで非侵襲的なハイパーサーミアやオンコサーミアを施術することができ、温度測定装置による悪性腫瘍以外の細胞の破壊を防止できる患部加熱システム、及びオンコサーミアの原理を用いた腫瘍診断システムを提供することができる。
第１実施形態の患部加熱システムの構成を示すブロック図である。 図１に示す患部加熱システムにおける電場発生装置の構成を示し、（Ａ）は患者の側方から見た立面図であり、（Ｂ）は患部断面図である。 図１に示す患部加熱システムにおける温度測定装置の構成を示す図である。 温度検出用波形の一例を示す図である。 温度検出用波形の頻度分布データの一例及び仲上分布関数でのフィッティングを示すグラフである。 発明者が実験により得た、診断領域内の仲上パラメータｍの平均値と、温度との関係を示すグラフである。 発明者が実験により得た、診断領域内の仲上パラメータｍの変化率の絶対値ＡＲＣＮの平均値と、温度との関係を示すグラフである。 発明者が実験により得た複数の温度における診療領域内のＡＲＣＮの値を濃淡で示す図である。 第１実施形態の患部加熱システムを用いた治療方法の流れを示すフローチャートである。 第２実施形態である腫瘍診断システムの構成を示すブロック図である。 第２実施形態である腫瘍診断システムにより悪性腫瘍の有無を診断する流れを示すフローチャートである。 第３実施形態である患部加熱システムの構成を示すブロック図である。 第３実施形態の患部加熱システムを用いた治療方法の流れを示すフローチャートである。
　以下、本発明の第１実施形態である患部加熱システムを図面を参照しながら、詳細に説明する。
　図１は、第１実施形態の患部加熱システムの構成を示すブロック図である。同図に示すように、患部加熱システム１は、制御装置３と、制御装置３に接続された電場発生装置２と、制御装置３に接続された温度測定装置４と、を有する。温度測定装置４は悪性腫瘍（癌細胞）を含む患者の生体内の温度情報を算出する装置であり、電場発生装置２は患者の生体に電場を発生する装置である。制御装置３は、例えば、液晶ディスプレイなどの表示装置５を有する。制御装置３は温度測定装置４から生体内の温度情報が入力され、制御装置３はこの温度情報に基づき電場発生装置２の高周波電源が電極に印加する電圧を制御する。
　図２は、図１に示す患部加熱システムにおける電場発生装置の構成を示し、（Ａ）は患者の側方から見た立面図であり、（Ｂ）は患部断面図である。図２に示すように、電場発生装置２は、診療台１５上に配置された一方の電極１２と、患者Ｐの腹部の悪性腫瘍（癌細胞）Ｃに当たる位置に載置された他方の電極１４と、一方及び他方の電極１２、１４に接続された高周波電源１０と、を有する。一方及び他方の電極１２、１４は、患者Ｐの腹部の悪性腫瘍（癌細胞）Ｃを上下から挟み込むように配置されている。
　ここで、本実施形態の患部加熱システムにより悪性腫瘍を治療する原理であるオンコサーミアについて説明する。癌細胞に１３．５６ＭＨｚの高周波電流を流すと、高周波のエネルギーは癌細胞膜に選択的に吸収される。癌細胞は所定の温度（約４２．５度）を超える温度になると自死（アポトーシス）する。悪性腫瘍のみを加熱することにより、悪性腫瘍以外の細胞を損傷することなく、悪性腫瘍を治療することができる。
　ここで、悪性腫瘍で損傷した組織は超短波域の高周波に対してインピーダンスが低く、１３．５６ＭＨｚの高周波電流は癌細胞を流れやすい。患者Ｐの悪性腫瘍Ｃを挟むように一対の電極１２、１４を配置し、これら一対の電極１２、１４に高周波電源１０により電圧を印加することにより、患者Ｐの生体内を高周波電流が流れるが、この高周波電流は図２に示すように悪性腫瘍Ｃに集束して流れる。これにより、悪性腫瘍Ｃの癌細胞を選択的に加熱することができ、悪性腫瘍Ｃを自死させることができる。
　図３は、図１に示す患部加熱システムにおける温度測定装置の構成を示す図である。図３に示すように、温度測定装置４は、測定用端末１６と、測定用端末１６に接続された超音波プローブ２０と、を備える。超音波プローブ２０の下部には、複数のトランスデューサ２２が幅方向に等間隔で配列されている。なお、図３では、図示の関係からトランスデューサ２２は１３列のみしか示していないが、それ以上の数のトランスジューサを配列してもよい。また、3次元計測用の2次元配列型プローブを使用してもよい。それぞれのトランスデューサ２２は、超音波プローブ２０の検査面もしくは検査体積に垂直な方向に超音波を送波する送波器と、患者の生体内からの超音波エコーを受波する受波器とを含んでいる。トランスデューサ２２の受波器により受波された超音波エコーは、測定用端末１６の温度算出回路１８に送られる。温度測定装置４は、図３に示す超音波プローブ２０の検査面に垂直な平面の所定の診断領域Ｒの各グリッドＧにおける温度を測定する。
　ここで、本実施形態の患部加熱システムの温度測定装置４により患者の生体内の診断領域Ｒの温度分布を測定する方法について説明する。
　まず、超音波プローブ２０の各トランスデューサ２２から診断領域Ｒに向けて超音波を送波し、超音波プローブ２０の各トランスデューサ２２により超音波エコーを受波する。各トランスデューサ２２により受波された超音波エコーは測定用端末１６に送られる。
　次に、測定用端末１６は超音波エコーを、悪性腫瘍Ｃを含む診断領域Ｒの各グリッドＧに対応する温度検出用波形を作成する。各グリッドＧに対応する温度検出用波形は、例えば、以下のように作成することができる。まず、各グリッドＧの上方に位置する複数個のトランスデューサ２２により受波された複数ラインの超音波エコー信号を、時間軸に応じて分割し、分割した複数列の超音波エコーを各グリッドの深さに応じて各グリッドに対応づける。受信超音波エコー信号には、ヒルベルト変換などの処理を適用してエコー信号の包絡線を求めることにより、各グリッドＧに対応する温度検出用波形を作成することができる。図４は、このようにして作成した温度検出用波形の一例を示す。
　次に、各グリッドＧの温度検出用波形の頻度分布データを作成する。頻度分布データとは、温度検出用波形について、各振幅（amplitude）の範囲にどの程度の割合（密度）で含まれているかを示すものである。図５は、このようにして作成された温度検出用波形の頻度分布データの一例を、棒グラフにて示す。
　次に、各グリッドＧの頻度分布データに仲上分布を適用し、各グリッドの仲上パラメータｍを算出する。
　ここで、仲上分布とは、下記の式（１）で示される分布関数である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 　なお、上記式（１）におけるΓ（ｍ）はガンマ関数であり、Ｕ（ｒ）は単位ステップ関数であり、ΩはスケールパラメータでありΩ＝Ｅ（Ｒ2）である。
　また、仲上パラメータｍは以下の式（２）により算出することができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　具体的には、各グリッドＧの頻度分布データを近似するような仲上パラメータｍを算出する。なお、図５には、このようにして算出した仲上パラメータｍに対応する仲上分布を頻度分布データに重ねて示す。
　図６は、発明者が実験により得た診断領域内の仲上パラメータｍの平均値と、温度との関係を示すグラフである。本実験では、センサプローブを生体を模した物質内に埋設し、センサプローブにより温度を測定するとともに、上述のようにして各温度における各グリッドの仲上パラメータｍを算出した。図６に示すように、仲上パラメータｍは、擬似生体物質では温度が低いほど大きく、温度が高いほど小さくなる所定の関係があることが確認された。なお、このことは、B.GAMMION他著、ACT PHYSICA POLONICA Vol 128 "Temperature Measurement by Statistical Parameters of Ultrasound Signal Backscattered form Tissue Smples"、POLISH ACADEMY OF SCIENVES INSTITUTE OF PHYSICS、２０１５年（http://przyrbwn.icm.edu.pl/APP/PDF/128/a128z1ap13.pdf）にも示されている。
　さらに、発明者らは、参照温度ＴＲにおける仲上パラメータｍをｍTRとし、測定した各温度における仲上パラメータｍをｍTとし、下記数式（３）により算出されるＡＲＣＮを算出した。なお、本実験では、参照温度ＴＲを２２度としている。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　図７は、発明者が実験により得た診断領域内のＡＲＣＮの平均値と、温度との関係を示すグラフである。図７に示すように、ＡＲＣＮと温度とは、温度が上昇するに従い、ＡＲＣＮが増加するという関係がある。また、図８は、発明者が実験により得た複数の温度における診療領域内の各グリッドのＡＲＣＮの値を濃淡で示す図である。同図に示すように、３６度では、診療領域の各グリッドのＡＲＣＮは低い値であるが、温度の上昇とともにＡＲＣＮの値が高いグリッドが増え、４２度では、多くのグリッドのＡＲＣＮの値が高くなっている。なお、このことは、PO-Hsiang Tsui他著、Medical Physics May 2012 "Ultrasound temperature estimation based on probability variation of backscatter data"、２０１２年５月（https://www.researchgate.net/publication/224912194_Ultrasound_temperature_estimation_based_on_probability_variation_of_backscatter_data）にも示されている。
　本実施形態では、上述したように、ＡＲＣＮと温度との関係を例えば近似式などで近似し、この近似式を用いて、超音波エコーから各グリッドの温度を推定し、患者の生体内の診断領域Ｒの温度分布を測定することができる。
　なお、本実施形態では、ＡＲＣＮと温度の関係を用いているが、上述の通り各グリッドの仲上パラメータｍと温度とも所定の関係があるため、この関係を例えば近似式などで近似し、この近似式を用いて、超音波エコーから各グリッドの温度を推定し、患者の生体内の診断領域Ｒの温度分布を測定してもよい。また、仲上分布以外の分布関数を用いて、超音波エコー振幅の統計量を解析してもよい。
　また、下記の数式（４）によって得られる仲上パラメータｍの変化率ＲＣＮも当然温度と所定の関係を有するため、ＡＲＣＮに代えて用いてもよい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　以下、第１実施形態の患部加熱システム１を用いた治療方法を説明する。図９は、第１実施形態の患部加熱システムを用いた治療方法の流れを示すフローチャートである。
　まず、高周波電源１０により電極間に電圧を印加していない状態で、患者Ｐを診療台１５上に仰向けに寝かせ、温度測定装置４の超音波プローブ２０及び電場発生装置２の電極１４を腹部の患者Ｐの悪性腫瘍Ｃに相当する位置に配置する。そして、Ｓ１～Ｓ４により各グリッドＧの参照温度ＴＲにおける仲上パラメータｍTRを算出する。
　具体的には、まず、超音波プローブ２０の各トランスデューサ２２から超音波を送波し、超音波プローブ２０の各トランスデューサ２２により超音波エコーを受波する（Ｓ１）。各トランスデューサ２２により受波された超音波エコーは測定用端末１６に送られる。
　次に、温度算出回路１８により、測定用端末１６は超音波エコーに基づき、悪性腫瘍Ｃを含む診断領域Ｒの各グリッドＧに対応する温度検出用波形を作成する（Ｓ２）。なお、各グリッドＧに対応する温度検出用波形は、上述のように作成することができる。
　次に、温度算出回路１８により、各グリッドＧの温度検出用波形の頻度分布データを作成する（Ｓ３）。
　次に、温度算出回路１８により、各グリッドＧの頻度分布データに仲上分布を適用し、各グリッドＧの参照温度ＴＲにおける仲上パラメータｍTRを算出する（Ｓ４）。
　このようにして各グリッドＧの参照温度ＴＲにおける仲上パラメータｍTRを算出した後、制御装置３により電場発生装置２を駆動し、高周波電源１０により電極１２、１４間に高周波電流を印加する（Ｓ５）。これにより、患者Ｐの悪性腫瘍Ｃに電流が集束され、悪性腫瘍Ｃが発熱する。
　次に、所定の時間間隔で、Ｓ６～Ｓ１３の工程を行い、各グリッドの温度を算出し、この算出した温度に関する温度情報に基づき高周波電源１０により電極１２、１４間に印加する電圧を制御する。
　具体的には、まず、超音波プローブ２０の各トランスデューサ２２から超音波を送波し、超音波プローブ２０の各トランスデューサ２２により超音波エコーを受波する（Ｓ６）。各トランスデューサ２２により受波された超音波エコーは測定用端末１６に送られる。
　次に、温度算出回路１８により、測定用端末１６は、超音波エコーに基づき、悪性腫瘍Ｃを含む診断領域Ｒの各グリッドＧに対応する温度検出用波形を作成する（Ｓ７）。
　次に、温度算出回路１８により、各グリッドＧの温度検出用波形の頻度分布データを作成する（Ｓ８）。
　次に、温度算出回路１８により、各グリッドＧの頻度分布データに仲上分布を適用し、各グリッドＧの温度Ｔにおける仲上パラメータｍTを算出する（Ｓ９）。
　次に、温度算出回路１８により、各グリッドＧのＡＲＣＮを、上記の数式（３）を用いて算出する（Ｓ１０）。
　次に、温度算出回路１８により、ＡＲＣＮと温度との関係を規定する近似式により、各グリッドＧの温度を算出し、各グリッドＧの温度に関する温度情報を作成する（Ｓ１１）。作成された温度情報は、制御装置３に送られる。
　次に、制御装置３は、温度情報に含まれる温度と、加熱目標温度とを比較する（Ｓ１２）。加熱目標温度としては癌細胞が自死する温度である約４２．５度に設定されている。
　そして、温度情報に含まれる温度が加熱目標温度以下の場合には、制御装置３は、電場発生装置２を高周波電源１０により電極１２、１４間に電圧を印加した状態を継続する。また、温度情報に含まれる温度が加熱目標温度を超えた場合には、制御装置３は、電場発生装置２を高周波電源１０により電極１２、１４間に印加する電圧を低くする（Ｓ１３）。なお、制御装置３は、診断領域Ｒの温度分布を表示装置５に表示するとよい。
　以上の工程Ｓ６～Ｓ１３を所定の時間間隔で繰り返すことにより、悪性腫瘍Ｃを所定の温度に維持することができ、オンコサーミアによる治療を行うことができる。
　以上説明したように、上記実施形態によれば、温度測定装置４がトランスデューサ２２により超音波のエコーを受波し、この受波したエコーに基づき生体内の温度情報を算出し、これに基づき電場発生装置２の高周波電源１０が印加する電圧を制御するため、温度測定装置４を患者の体内に配置するための手術等を行う必要がなくなるとともに、温度測定装置が高温になり悪性腫瘍以外の細胞を破壊するのを防止できる。
　また、上記実施形態によれば、温度測定装置４は、患部を通る平面における温度分布を温度情報として算出するため、悪性腫瘍Ｃの断面内の全体の温度に基づき、電場発生装置２を制御することができ、悪性腫瘍Ｃの治療を確実に行うことができる。
　また、オンコサーミアにより癌治療を行う際に悪性腫瘍Ｃを約４２．５度まで加熱するが、通常体温は３６度程度であるため、わずかな温度の変化を検知する必要がある。これに対して、上記実施形態によれば、温度測定装置４が、悪性腫瘍Ｃを含む平面もしくは体積における各グリッドに対応するエコー波を取得し、エコー波の振幅分布に分布関数を適用することにより、パラメータを取得し、取得したパラメータに基づき対応する各グリッドＧの温度を推定しているため、わずかな温度の変化を検知することができる。
　また、上記実施形態によれば、温度測定装置４は、電場発生装置２を停止した状態で取得した仲上パラメータｍTRに対する、電場発生装置２を稼働した状態で取得したパラメータｍTの比に基づき、対応する各グリッドＧの温度を推定しており、より正確に悪性腫瘍Ｃの温度を推定することができる。
　なお、上記実施形態では、ＡＲＣＮに基づき各グリッドの温度を算出したが、本発明はこれに限定されず、上述の通り、ＲＣＮ、又は、仲上パラメータｍから温度を推定することも可能である。仲上パラメータｍから温度を推定する場合には、図９に示すＳ１～Ｓ５、Ｓ１０を行う必要はなくなり、また、Ｓ１１では、仲上パラメータｍから直接グリッドの温度を求めればよい。
　次に、本発明の第２実施形態である腫瘍診断システムについて説明する。
　図１０は、第２実施形態である腫瘍診断システムの構成を示すブロック図である。同図に示すように、腫瘍診断システム１０１は、診断装置１０３と、診断装置１０３に接続された電場発生装置２と、診断装置１０３に接続された温度測定装置４と、を有する。電場発生装置２及び温度測定装置４の構成は、第１実施形態の患部加熱システムの電場発生装置２及び温度測定装置４と同様の構成である。診断装置１０３は、例えば、液晶ディスプレイなどの表示装置１０５を有する。診断装置１０３は、電場発生装置２により生体に電流を印加し、所定の時間が経過すると温度測定装置４から生体内の温度情報が入力され、この温度情報に基づき悪性腫瘍の有無を診断する。
　以下、腫瘍診断システム１０１により悪性腫瘍の有無を診断する方法を説明する。図１１は、第２実施形態である腫瘍診断システムにより悪性腫瘍の有無を診断する流れを示すフローチャートである。
　まず、高周波電源１０により電極間に電圧を印加していない状態で、患者Ｐを診療台１５上に仰向けに寝かせ、温度測定装置４の超音波プローブ２０及び電場発生装置２の電極１４を腹部の患者Ｐの悪性腫瘍Ｃに相当する位置に配置する。そして、Ｓ１０１～Ｓ１０４により各グリッドＧの参照温度ＴＲにおける仲上パラメータｍTRを算出する。
　具体的には、まず、超音波プローブ２０の各トランスデューサ２２から超音波を送波し、超音波プローブ２０の各トランスデューサ２２により超音波エコーを受波する（Ｓ１０１）。各トランスデューサ２２により受波された超音波エコーは測定用端末１６に送られる。
　次に、温度算出回路１８により、測定用端末１６は超音波エコーに基づき、悪性腫瘍Ｃを含む診断領域Ｒの各グリッドＧに対応する温度検出用波形を作成する（Ｓ１０２）。なお、各グリッドＧに対応する温度検出用波形は、上述のように作成することができる。
　次に、温度算出回路１８により、各グリッドＧの温度検出用波形の頻度分布データを作成する（Ｓ１０３）。
　次に、温度算出回路１８により、各グリッドＧの頻度分布データに仲上分布を適用し、各グリッドＧの参照温度ＴＲにおける仲上パラメータｍTRを算出する（Ｓ１０４）。
　このようにして各グリッドＧの参照温度ＴＲにおける仲上パラメータｍTRを算出した後、診断装置１０３により電場発生装置２を駆動し、高周波電源１０により電極１２、１４間に高周波電流を印加する（Ｓ１０５）。これにより、患者Ｐの生体内に悪性腫瘍Ｃがある場合には、悪性腫瘍Ｃに電流が集束され、悪性腫瘍Ｃが発熱する。
　次に、所定の時間が経過した後、Ｓ１０６～Ｓ１１３の工程を行い、各グリッドの温度を算出し、この算出した温度に関する温度情報に基づき悪性腫瘍の有無を診断する。
　具体的には、まず、超音波プローブ２０の各トランスデューサ２２から超音波を送波し、超音波プローブ２０の各トランスデューサ２２により超音波エコーを受波する（Ｓ１０６）。各トランスデューサ２２により受波された超音波エコーは測定用端末１６に送られる。
　次に、温度算出回路１８により、測定用端末１６は超音波エコーに基づき、診断領域Ｒの各グリッドＧに対応する温度検出用波形を作成する（Ｓ１０７）。
　次に、温度算出回路１８により、各グリッドＧの温度検出用波形の頻度分布データを作成する（Ｓ１０８）。
　次に、温度算出回路１８により、各グリッドＧの頻度分布データに仲上分布を適用し、各グリッドＧの温度Ｔにおける仲上パラメータｍTを算出する（Ｓ１０９）。
　次に、温度算出回路１８により、各グリッドＧのＡＲＣＮを、上記の数式（３）を用いて算出する（Ｓ１１０）。
　次に、温度算出回路１８により、ＡＲＣＮと温度との関係を規定する近似式により、各グリッドＧの温度を算出し、各グリッドＧの温度に関する温度情報を作成する（Ｓ１１１）。作成された温度情報は、診断装置１０３に送られる。
　次に、診断装置１０３は、診断領域Ｒ内において所定以上の温度もしくは温度上昇となる部位があるかどうかを判定する（Ｓ１１２）。そして、診断領域Ｒ内において所定以上の温度もしくは温度上昇となる部分がある場合には、この部位に悪性腫瘍が存在する可能性があると判定する。これに対して、診断領域Ｒ内の温度分布が均一である場合には、診断領域Ｒ内には悪性腫瘍が存在しないと判定する。
　次に、診断装置１０３は、表示装置１０５により、２次元の温度分布とともに診断結果を表示する。
　上記実施形態によれば、電場発生装置２により生体の診断領域Ｒに電場を発生させることにより、診断領域Ｒ内に悪性腫瘍がある場合には悪性腫瘍が選択的に加熱されるため、温度測定装置４により測定された温度情報に基づき、非侵襲的に悪性腫瘍の有無を判定することができる。
　また、上記実施形態によれば、温度測定装置４により生体を含む平面もしくは体積における温度もしくは温度変化の空間分布を算出しているため、悪性腫瘍の有無のみならず、悪性腫瘍の位置及び大きさを検知することができる。
　なお、上記実施形態では、ＡＲＣＮ基づき各グリッドの温度を算出したが、本発明はこれに限定されず、上述の通り、ＲＣＮ、又は、仲上パラメータｍから温度もしくは温度変化を推定することも可能である。また、超音波エコー信号の振幅頻度分布の解析および温度情報の推定には、仲上分布以外の分布関数を使用してもよい。
　次に、本発明の第３実施形態である患部加熱システムについて説明する。
　図１２は、第３実施形態である患部加熱システムの構成を示すブロック図である。同図に示すように、患部加熱システム２０１は、制御装置３と、制御装置３に接続された電場発生装置２０２と、制御装置３に接続された温度測定装置２０４と、温度測定装置４に接続されたアンテナ２０６とを備える。電場発生装置２０２と温度測定装置２０４とはインターフェース２０７を介して接続されている。電場発生装置２、制御装置３及び温度測定装置４の構成は、第１実施形態の患部加熱システムの電場発生装置２及び温度測定装置４と同様の構成である。アンテナ２０６は、例えば、患者の患部近傍などの電場発生装置２により電場が発生される領域内に設けられており、電磁波を検知することができる。
　以下、第３実施形態の患部加熱システム２０１を用いた治療方法を説明する。図１３は、第３実施形態の患部加熱システムを用いた治療方法の流れを示すフローチャートである。
　まず、高周波電源１０により電極間に電圧を印加していない状態で、患者Ｐを診療台１５上に仰向けに寝かせ、温度測定装置４の超音波プローブ２０及び電場発生装置２の電極１４を腹部の患者Ｐの悪性腫瘍Ｃに相当する位置に配置する。そして、Ｓ２０１～Ｓ２０４により各グリッドＧの参照温度ＴＲにおける仲上パラメータｍTRを算出する。
　具体的には、まず、超音波プローブ２０の各トランスデューサ２２から超音波を送波し、超音波プローブ２０の各トランスデューサ２２により超音波エコーを受波する（Ｓ２０１）。各トランスデューサ２２により受波された超音波エコーは測定用端末１６に送られる。
　次に、温度算出回路１８により、測定用端末１６は超音波エコーに基づき、悪性腫瘍Ｃを含む診断領域Ｒの各グリッドＧに対応する温度検出用波形を作成する（Ｓ２０２）。なお、各グリッドＧに対応する温度検出用波形は、上述のように作成することができる。
　次に、温度算出回路１８により、各グリッドＧの温度検出用波形の頻度分布データを作成する（Ｓ２０３）。
　次に、温度算出回路１８により、各グリッドＧの頻度分布データに仲上分布を適用し、各グリッドＧの参照温度ＴＲにおける仲上パラメータｍTRを算出する（Ｓ２０４）。
　このようにして各グリッドＧの参照温度ＴＲにおける仲上パラメータｍTRを算出した後、制御装置３により電場発生装置２を駆動し、高周波電源１０により電極１２、１４間に高周波電流を印加する（Ｓ２０５）。これにより、患者Ｐの悪性腫瘍Ｃに電流が集束され、悪性腫瘍Ｃが発熱する。
　次に、所定の時間間隔で、Ｓ２０６～Ｓ２１５の工程を行い、各グリッドの温度を算出し、この算出した温度に関する温度情報に基づき高周波電源１０により電極１２、１４間に印加する電圧を制御する。
　具体的には、まず、温度測定装置４が、電場発生装置２による電場の発生が実施されているか、電場発生装置２が電場の発生を停止しているかを検知する（Ｓ２１４）。詳細には、温度測定装置４による電場の発生の検知は、例えば、アンテナ２０６により所定の閾値以上の電磁波が検出されるかどうかに基づき行うことができる。アンテナ２０６により検出された電磁波の電場が所定の強度以上である場合には、電場発生装置２による電場の発生が実施されていると判定し、アンテナ２０６により検出された電磁波の電場が所定の強度よりも小さい場合には、電場発生装置２による電場の発生が実施されていないと判定することができる。また、インターフェース２０７を介して、電場発生装置２の駆動状態を検知することにより、電場発生装置２による電場の発生が実施されているか停止しているかを判定してもよい。
　電場発生装置２による電場の発生が実施されていない場合（Ｓ２１４において、ＮＯ）には、超音波プローブ２０の各トランスデューサ２２から超音波を送波し、超音波プローブ２０の各トランスデューサ２２により超音波エコーを受波する（Ｓ２０６）。各トランスデューサ２２により受波された超音波エコーは測定用端末１６に送られる。これに対して、電場発生装置２による電場の発生が実施されている場合（Ｓ２１４において、ＹＥＳ）には、温度測定装置４はインターフェース２０７を介して電場発生装置２を制御し、少なくともＳ２０６において超音波の送受信を行っている間、一時的に電場発生装置２による電場の発生を停止させる（Ｓ２１５）。そして、超音波プローブ２０の各トランスデューサ２２から超音波を送波し、超音波プローブ２０の各トランスデューサ２２により超音波エコーを受波する（Ｓ２０６）。なお、本実施形態では、電場発生装置２による電場の発生が実施されている場合には、一時的に電場発生装置２による電場の発生を停止させることとしたが、これに限らず、電場発生装置２が自動的に電場の発生を一時停止させる場合には、電場発生装置２が電場の発生を停止するまで待機し、電場の発生が停止したら、超音波の送波及び超音波エコーの受波を行ってもよい。
　次に、温度算出回路１８により、測定用端末１６は、超音波エコーに基づき、悪性腫瘍Ｃを含む診断領域Ｒの各グリッドＧに対応する温度検出用波形を作成する（Ｓ２０７）。
　次に、温度算出回路１８により、各グリッドＧの温度検出用波形の頻度分布データを作成する（Ｓ２０８）。
　次に、温度算出回路１８により、各グリッドＧの頻度分布データに仲上分布を適用し、各グリッドＧの温度Ｔにおける仲上パラメータｍTを算出する（Ｓ２０９）。
　次に、温度算出回路１８により、各グリッドＧのＡＲＣＮを、上記の数式（３）を用いて算出する（Ｓ２１０）。
　次に、温度算出回路１８により、ＡＲＣＮと温度との関係を規定する近似式により、各グリッドＧの温度を算出し、各グリッドＧの温度に関する温度情報を作成する（Ｓ２１１）。作成された温度情報は、制御装置３に送られる。
　次に、制御装置３は、温度情報に含まれる温度と、加熱目標温度とを比較する（Ｓ２１２）。加熱目標温度としては癌細胞が自死する温度である約４２．５度に設定されている。
　そして、温度情報に含まれる温度が加熱目標温度以下の場合には、制御装置３は、電場発生装置２を高周波電源１０により電極１２、１４間に電圧を印加した状態を継続する。また、温度情報に含まれる温度が加熱目標温度を超えた場合には、制御装置３は、電場発生装置２を高周波電源１０により電極１２、１４間に印加する電圧を低くする（Ｓ２１３）。なお、制御装置３は、診断領域Ｒの温度分布を表示装置５に表示するとよい。
　以上の工程Ｓ２０６～Ｓ２１３を所定の時間間隔で繰り返すことにより、悪性腫瘍Ｃを所定の温度に維持することができ、オンコサーミアによる治療を行うことができる。
　超音波プローブ２０は、超音波の発振及び受信に圧電素子を用いており、構造的にキャパシタンスを有するため、周囲で高周波電磁波が生じているような状況では、高周波電磁波による雑音が混入し正確な測定を行うことができない。これに対して、本実施形態によれば、電場発生装置２が電場を発生しているどうかを検知し、電場発生装置２が電場を発生していない時に、温度測定装置４により超音波の送波及び超音波エコーの受波を行っている。電場発生装置２による超音波プローブ２０への影響を防ぎ、正確な測定を行うことができる。
　なお、上記の実施形態では、患部加熱システムにおいて、電場発生装置２による電場の発生が実施されているか、停止しているかをアンテナ２０６又はインターフェース２０７を介して検知し（Ｓ２１４）、電場の発生が実施されている場合（Ｓ２１４において、ＹＥＳ）には、一時的に電場発生装置２による電場の発生を停止させることとしたが、このような制御は、第２実施形態の腫瘍診断システムにも適用できる。すなわち、腫瘍診断システムにアンテナ及びインターフェースの何れかを設け、Ｓ１０５の後に、電場発生装置２による電場の発生が実施されているか、停止しているかをアンテナ又はインターフェースを介して検知し、電場の発生が実施されている場合には、一時的に電場発生装置２による電場の発生を停止させればよい。
１　患部加熱システム
２　電場発生装置
４　温度測定装置
５　表示装置
１０　高周波電源
１２、１４　電極
１５　診療台
１６　測定用端末
１８　温度算出回路
２０　超音波プローブ
２２　トランスデューサ
１０１　腫瘍診断システム
１０３　診断装置
１０５　表示装置
２０１　患部加熱システム
２０２　電場発生装置
２０４　温度測定装置
２０６　アンテナ
２０７　インターフェース

Claims (10)

  1. 　生体内の患部を加熱治療するための患部加熱システムであって、
    　高周波電源、及び、前記患部を挟むように配置された一対の電極を有し、前記高周波電源により前記一対の電極に電圧を印加することにより前記患部を含む領域に電場を発生させる電場発生装置と、
    　前記患部に向けて超音波を発生する送波器、生体内からの超音波エコーを受波する受波器、及び、前記受波器が受波したエコーに基づき前記生体内の温度情報を算出する温度算出回路を有する温度測定装置と、
    　前記温度測定装置が測定した温度情報に基づき、前記患部が所定の温度になるように前記電場発生装置の前記高周波電源が印加する電圧を制御する制御装置と、を備えることを特徴とする患部加熱システム。
  2. 　前記温度測定装置は、前記患部を通る平面もしくは体積における温度分布を前記温度情報として算出する、請求項１に記載の患部加熱システム。
  3. 　前記温度測定装置は、前記患部を通る平面における各グリッドに対応するエコー波を取得し、
    　前記エコー波の強度に分布関数を適用することにより、パラメータを取得し、
    　前記取得したパラメータに基づき対応する各グリッドの温度もしくは温度変化を推定する、
    　請求項２に記載の患部加熱システム。
  4. 　前記温度測定装置は、前記電場発生装置を停止した状態で取得した前記パラメータに対する、前記電場発生装置を稼働した状態で取得した前記パラメータの比に基づき、対応する各グリッドの温度もしくは温度変化を推定する、
    　請求項３に記載の患部加熱システム。
  5. 　前記電場発生装置による前記電場の発生が実施されている間は、前記温度測定装置による超音波の発生及び超音波エコーの受波を行わず、前記電場発生装置による前記電場の発生が停止されている間に、前記温度測定装置による超音波の発生及び超音波エコーの受波を行う、請求項１～４の何れか１項に記載の患部加熱システム。
  6. 　生体内の患部を加熱治療するための患部加熱システムであって、
    　高周波電源、及び、前記患部を挟むように配置された一対の電極を有し、前記高周波電源により前記一対の電極に電圧を印加することにより前記患部を含む領域に電場を発生させる電場発生装置と、
    　前記患部に向けて超音波を発生する送波器、生体内からの超音波エコーを受波する受波器、及び、前記受波器が受波したエコーに基づき前記生体内の温度情報を算出する温度算出回路を有する温度測定装置と、を備え、
    　前記電場発生装置による前記電場の発生が実施されている間は、前記温度測定装置による超音波の発生及び超音波エコーの受波を行わず、前記電場発生装置による前記電場の発生が停止されている間に、前記温度測定装置による超音波の発生及び超音波エコーの受波を行う、ことを特徴とする患部加熱システム。
  7. 　さらに、アンテナを備え、
    　前記アンテナを用いて、前記電場発生装置による前記電場の発生が実施されているか停止されているかを検知する、請求項５又は６に記載の患部加熱システム。
  8. 　生体内の腫瘍の有無を診断するための腫瘍診断システムであって、
    　高周波電源、及び、前記生体の診断領域を挟むように配置された一対の電極を有し、前記高周波電源により前記一対の電極に電圧を印加することにより前記生体の診断領域に電場を発生させる電場発生装置と、
    　前記診断領域に向けて超音波を発生する送波器、生体内からの超音波エコーを受波する受波器、及び、前記受波器が受波したエコーに基づき前記診断領域の温度情報を算出する温度算出回路を有する温度測定装置と、
    　前記温度測定装置が測定した温度情報に基づき、前記診断領域に所定以上の温度もしくは温度上昇となる部分がある場合には、当該部分を腫瘍と判定する診断装置と、を備えることを特徴とする腫瘍診断システム。
  9. 　前記温度測定装置は、前記生体を含む平面もしくは体積における温度もしくは温度変化の分布を前記温度情報として算出する、請求項８に記載の腫瘍診断システム。
  10. 　前記電場発生装置による前記電場の発生が実施されている間は、前記温度測定装置による温度情報の算出を行わず、前記電場発生装置による前記電場の発生が停止されている間に、前記温度測定装置による超音波の発生及び超音波エコーの受波を行う、請求項８又は９に記載の腫瘍診断システム。
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