JPH0239271B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、ハイパ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返
すことにより癌細胞の再生機能を阻害せしめ、同
時にその多くを致死せしめることができるという
研究報告が相次いでなされている（計測と制御
Vol.22，No.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、長い間放置されていた。僅か
になされている研究成果としては、例えば第１２
図に示すように電磁波発生手段のオン・オフ
（ON・OFF）制御のみによる生体内部の加温を
意図しているものが多い。これがため、一応の進
歩は認められても狭い温度範囲での効率のよい温
度制御をなすことができないという不都合があつ
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サーミア用加温装置を提案
している。

〔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
一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
を適確に操作して各患者の病状に対応した最適な
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
特有の課題が残されている。これがため、複数の
加温装置全体を混乱することなくいかにして迅速
に管理し、且ついかにして多くの患者に対して迅
速に治療をなし得るかが、加温療法に課せられた
重要な課題の一つとされていた。

〔発明の目的〕

本発明は、上記点に鑑みなされたものであり、
複数の患者を効率よく同時に治療するとともに、
各患者ごとに異なる加温部表面の温度上昇を当該
各患部ごとに最適な冷却制御を行い、これによつ
て各患者の苦痛を緩和し、さらに装置全体の単純
化を図つたハイパ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〕

本発明では、複数の患者に対応して装備された
複数の電磁波発生手段と、該電磁波発生手段をオ
ン・オフせしめる駆動手段と、これらの各電磁波
発生手段から出力される電磁波を生体へ照射せし
める複数のアプリケータと、この各アプリケータ
に装備された生体冷却用の冷却手段と、これらの
各冷却手段に使用される冷却液の流量を個別的に
調整する流量調整手段と、アプリケータにより電
磁波照射される生体の加温治療部の温度測定を行
う温度計測手段とを備えている。この温度計測手
段の出力により、各駆動手段とこれに対応する各
流量調整手段を必要に応じて一体的に切換えると
ともに駆動制御する主制御部が設けられている。

さらに、この主制御部が、予め定めたシステム
クロツクに従つて各患者の優先治療順位を定める
とともに、予め入力される各患者の異なつた加温
時間を許容しつつ同一のシステムソフトウエアを
実行して各部を駆動制御する、という構成を採つ
ている。これにより前述した目的を達成しようと
するものである。

〔発明の実施例〕

以下、本発明の一実施例を第１図ないし第７図
に基づいて説明する。

第１図は本発明の一実施例を示す一部省略した
電気的ブロツク図である。このハイパサーミア用
加温装置は、電磁波発生部としてのマイクロ波発
生部２と、制御手段を含む制御部４と、マイクロ
波照射部６とから構成されている。

マイクロ波発生部２は、複数人の患者（本実施
例では３人）に同時に電磁波を照射する電磁波発
生手段としてのマグネトロン８と、これを駆動制
御する電源１０とから成つており、主制御部１２
の指令に基づいてコントロールされるスイツチ１
３に付勢されてマグネトロン８の出力がオン・オ
フ（ON・OFF）制御されるようになつている。

一方、マイクロ波照射部６は、本実施例ではマ
イクロ波を生体へ照射するアプリケータ１４と、
このアプリケータの開口部側すなわち生体表面を
冷却するための冷却液を冷却する冷却装置１６
と、該冷却装置で冷却された冷却液を循環させる
ポンプ１８と、該冷却液を各アプリケータ１４へ
供給するための分岐回路２０と、冷却液の流量を
調整するためのバルブ２２と、該バルブ２２を制
御するためのバルブコントローラユニツト２４
と、冷却液の流量を検出する流量センサ２６と、
癌組織の温度を検出する温度センサ３０とにより
構成されている。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１４、各種センサ等
は省略してある。

アプリケータ１４は、第２図に示すように生体
３２に密着して、該生体３２に電磁波を照射し、
目的の癌組織を加温するためのアンテナである。
このアプリケータ１４には、生体表面を冷却し生
体の皮膚部分での誘電損失による過熱による熱傷
の防止と、生体表面から癌組織への熱伝導の調整
とを図るべく、冷却部３４が装備されている。

この冷却部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が設けら
れており、冷却装置１６で冷却された水を前記ポ
ンプ１８で強制的に循環させ、バルブ２２によつ
て流量を調整し、該冷却部３４内を通過させるこ
とでアプリケータ１４の開口面すなわち生体表面
を冷却している。

一方、バルブ２２の開閉度はバルブコントロー
ルユニツト２４によつて制御されており、このバ
ルブ２２の開閉度によつて水の流量を変化させ、
生体表面を冷却し、マイクロ波によつて加温され
ている癌組織の温度を生体表面側から調整してい
る。水の流量は流量センサー２６によつて検出さ
れ、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１２へ送出され、バルブ２
２の開閉度を制御するための１つの基準値とな
る。

生体内温度センサ３０は、癌組織の温度を検出
するためのセンサであり、ここで得られる情報を
基にして、バルブ２２の開閉度の調整とマグネト
ロン８のオン・オフ制御が行なわれるようになつ
ている。

また、制御部４は、オペレータからの各情報を
入力するとともに治療状況をオペレータに知らせ
るための入出力部３８と、プログラムメモリやデ
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主制御部１２とか
らなつている。

この主制御部１２には、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）の情
報が入出力されており、この３系統からの情報を
主制御部内のソフトスイツチにより順次切り換
え、３系統が１台のＡ／Ｄ変換器（図示せず）、
Ｄ／Ａ変換器（図示せず）で処理できるようにな
つている。ここで、スイツチ１３を制御するに際
しＤ／Ａ変換器は必要ない。

つまり、主制御部１２は、上記３名の患者の各
センサ２６，３０で得られた情報をソフトスイツ
チ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３８からの情報とに基づいて癌組織の温度が
所望の値に保たれるようＤ／Ａ変換器を介し（但
しスイツチ１３を制御するに際してはＤ／Ａ変換
器は必要ない）ソフトスイツチにより順次切り換
えながら、バルブ２２の開閉度とマグネトロン８
のオン・オフ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３８に送出するようになつている。

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。ここで、癌
組織に対しての加温を43〔℃〕とする。

まず、冷却装置を始動させ（第３図５０）、充
分に水が冷却された後、ポンプを始動させ（同図
５２）、流量センサ２６から検出される情報によ
つて、冷却水が最小循環されるように各バルブ２
２の制御を行なう（同図５４，５６）。そして、
この後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５８）。これは、各
患者の病状に合わせて治療時間を決める必要が有
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６
０）。この詳細なフローチヤートは第４図に示し
てある。

ところで、この第４図のシステムソフトウエア
は、第５図に示す主制御部内のシステムクロツク
に同期して、行なわれるようになつている。

即ち、システムクロツク（例えば１）が入力さ
れると図に示す「Δh」と言うわずかな時間で第
４図に示すシステムソフトの処理がなされる。こ
のシステムソフトにおける判断により、バルブ２
２の開閉度と次のマイクロ波照射時のマグネトロ
ンの出力（オン・オフ）の決定がなされる。そし
て、これに基づいて一定時間（図中Ｈ）マイクロ
波の照射が行われた後（システムソフトの判断に
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ツク１に同期して、
再びシステムソフトの処理が行なわれる。つま
り、この一連の処理によつて患者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
ツク２またはシステムクロツク３に同期してシス
テムソフトの処理が行なわれ、複数人の患者を１
つの制御部で同時に治療できるようになつてい
る。

次に、第４図のフローチヤートを具体的に説明
する。

上述したシステムクロツク（例えば１）が入力
されると、まず、癌部の温度を計測するためにマ
グネトロン８の出力が切られる（第４図６２，６
４）。このように温度計測時にマイクロ波の照射
を行なわないのは、生体内に挿入された前記温度
センサー３０がマイクロ波の影響を受け、誤差が
生ずるからである。

温度計測がなされた後は、先に設定した加温時
間（第３図５８参照）に到達したか否かを判断し
（第４図６６）、到達している場合は、その患者の
治療のみを終了し、他の患者を治療するためのス
テツプに移る（同図６８、第３図８２）。一方、
加温時間が到達していない場合は、先に計測した
生体内部温度がオペレータによつて入力された生
体内部温度の設定値（43℃）より高いか否かが判
断される（同図７０）。

ここで内部温度が設定値より低い場合は、バル
ブを１ステツプ閉鎖（同図７２）することによつ
て生体表面温度を上げ（但し、生体表面の熱傷を
避けるため、水の流れが最小循環を下まわらない
ようにする）、マイクロ波の照射によつて加温さ
れている癌組織の温度が迅速に設定位置に達する
よう生体表面側から調整し、マグネトロンの出力
をオンにして（同図７４）、主制御部におけるソ
フトスイツチの切換えを行ない、主制御部の入出
力ポートを他の患者のセンサ３０・各コントロー
ルユニツト１３，２４に切換え（第３図８２）、
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ツク（例えば１）が入
力されたときに、ステツプ62，64，６６を介して
再び生体内部温度（癌部の温度）の判断が行なわ
れる（第４図７０）。

この一定時間の経過により、癌組織の温度が設
定値より上がつたならば、今度はバルブを１ステ
ツプ開放することによつて生体表面温度を下げ
（同図７６）、癌組織の温度が迅速に設定温度に達
するよう生体表面側より調整し、マグネトロンの
出力はそのままオフ（同図７８）にして、他の患
者に対する処理を続けて行なう。

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
つてからの時間によつて左右される。したがつ
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（同図８０）、上述
したようにオペレータによつ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６６，６８）。

第６図は、本実施例を用いて加温を行なつたと
きの患者一人に対する各マイクロ波照射時、非照
射時と温度計測時（第４図に示したシステムソフ
トの処理時）の癌組織の温度状態（図中Ａ）と、
マグネトロンの出力状態（図中Ｂ）とを示してい
る。

この第６図において、温度分布が上昇している
間隔がマイクロ波照射時であり、温度分布が下降
しているΔh間隔が第５図に示したようにシステ
ムクロツクに同期して行なわれる温度計測時であ
る。温度計測時にはマグネトロンの出力は零とな
つている（第４図６２参照）。図中Ｃ点はマイク
ロ波の照射の結果、内部温度が初めて設定温度を
越え、計測が始まつ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℃以下になるまで温度計測時に
おいてマグネトロン出力オフの判断をし続け（第
４図７８：第６図CD間参照）、内部温度が43℃以
下になつた時点で再びマイクロ波の照射が行なわ
れる（図中DE間）。このCD間における時間Ｉは、
例えば第５図に示す時間Ｉに該当する。

このように本実施例においては、上記した制御
方式を採用している点から、癌組織を目的の温度
にまで素早く上昇させることができる一方、目的
温度を越えても生体表面を冷却することが可能で
あることから、癌組織の温度を素早く下降させる
ことができ目的部位の温度をほぼ43〔℃〕一定に
保つことができる。

尚、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
ステムクロツクを第７図１のように変更すればよ
い。一方、このクロツ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
までのマイクロ波の照射時間を決定することがで
きる。したがつて、第７図２のようにクロツクの
周期を短縮すれば、当然温度計測から温度計測ま
でのマイクロ波の照射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（Δh）もほとんど無視できる
ため、特に問題はない。また、マグネトロン自体
安価であるため、患者数が増えてもほとんど価格
に影響されない。

次に第２実施例について第８図ないし第９図に
基づいて説明する。

第２実施例は、癌組織の温度に加えて生体表面
温度をより正確に制御できるよう意図したもので
ある。

第８図は、本発明の第２実施例に係るハイパサ
ーミア用加温装置の電気的ブロツク図であり、図
に示すように生体内部温度センサ３０のほかにア
プリケータ１４の冷却部３４の水の排出側に温度
センサ４０を設け、これによつて生体表面も計測
し、ここからの情報をＡ／Ｄ変換器（図示せず）
を介して主制御部に入力させ、第９図に示すシス
テムフローチヤートに基づいて制御を行なうよう
になつている。その他の構成は第１実施例と同様
であり、第１実施例と同様な構成は同符号を用い
てある。

即ち、第２実施例では、第１実施例と同様に初
期値を設定した後（第３図５０，５２，５４，５
８参照）、システムクロツクに同期して第９図に
示すシステムソフトの処理を行なう。

次に、このシステムソフトについて説明する。

まず、第１実施例と同様にマグネトロン８の出
力を切り（第９図１００）、温度センサ３０によ
つて癌組織の温度を温度センサ４０によつて生体
表面温度を計測し（同図１０２）、加温時間を調
べた後（同図１０４，１０６）、生体内部温度の
判断に入り（同図１０８）、内部温度が設定値よ
り低いと判断されたときは、温度センサ４０によ
つて計測された生体表面温度の判断を行う（同図
１１０）。

ここで生体表面温度が設定値より低い場合はバ
ルブ２２を１ステツプ閉鎖してマグネトロン８の
出力をオンとし（同図１１２，１１４）、逆に設
定値より高い場合はバルブ２２を１ステツプ開放
してマグネトロンの出力をオフとする（同図１１
６，１１８）。

第２実施例ではこのような制御方式を採用する
ことによつて、癌部の温度と生体表面温度を一定
に保つている。

次に第３実施例について第１０図ないし第１１
図に基づいて説明する。

第３実施例は、癌部が特に生体表面近く又は生
体表面に存在する場合（例えば皮膚癌など）の治
療に好適な装置を示したものである。

第１０図は本発明の第３実施例に係るハイパサ
ーミア用加温装置の電気的ブロツク図であり、図
に示すようにアプリケータ１４の冷却部３４の水
の排出側に温度センサ４０を設け、これによつて
生体表面温度を計測し、ここからの情報をＡ／Ｄ
変換器（図示せず）を介して主制御部１２に入力
させ、第１１図に示すシステムフローチヤートに
基づいて制御を行なうようになつている。その他
の構成は第１実施例と同様であり、第１実施例と
同様な構成は同符号を用いてある。

即ち、本システムでは癌部が生体表面近く又は
生体表面に存在することから無侵襲（生体内部に
温度センサ３０を挿入する必要がないこと）で、
治療ができるようになつている。これは、癌部が
生体表面近く又は生体表面に存在する場合は、癌
部の温度と生体表面温度がほぼ等しいと考えてよ
いからである。したがつて上述したように生体内
に挿入した温度センサ３０の代わりに、生体表面
温度センサ４０からの情報に基づいてスイツチ１
３とバルブ２２の制御を行なうようになつてい
る。

また、このような場合は、温度センサ４０がマ
イクロ波の影響を受けないことから、温度計測時
にマグネトロンの出力を切る必要はない。したが
つて、第１１図に示すようにマグネトロン８の出
力を切らずに、生体表面温度計測にはいり（同図
２００）、そして加温時間が到来したか否かを判
断した後（同図２０２）、生体表面温度が設定値
より高いか否かを判断し（同図２０４）、表面温
度が設定値より低い場合はバルブを１ステツプ閉
鎖してマグネトロンの出力をオンとし（同図２０
６，２０８）、逆に高い場合はバルブを１ステツ
プ開放してマグネトロンの出力をオフとする（同
図２０１，２１２）。第３実施例では、このよう
な制御方式を採用することによつて、癌部が生体
表面近くに存在する場合の治療を施している。

〔発明の効果〕

以上のように、本発明によると、複数の患者に
対応して装備された複数の電磁波発生手段と、該
電磁波発生手段をオン・オフせしめる駆動手段
と、これらの各電磁波発生手段から出力される電
磁波を生体へ照射せしめ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た生体冷却用
の冷却手段と、これらの各冷却手段に使用される
冷却液の流量を個別的に調整する流量調整手段
と、アプリケータにより電磁波照射される生体の
加温治療部の温度測定を行う温度計測手段とを設
け、この温度計測手段の出力により、各駆動手段
とこれに対応する前記各流量調整手段を一体的に
他の同一物から切換え制御する主制御部を設ける
としたことから、複数の患者を同時に治療するこ
とができ、主制御部が、予め定めたシステムクロ
ツクに従つて各患者の優先治療順位を定めるとと
もに、予め入力される各患者の異なつた加温時間
を許容しつつ同一のシステムソフトウエアを実行
して各部を駆動制御する機能を有することから、
各患者に対する治療上の混乱が全くなくなり、円
滑に治療を行うことができ、各患者に対しては一
定の加温温度を長時間維持することのでき、電磁
波照射面が効果的に冷却されるので患者の苦痛を
緩和することができ、電磁波発生手段に複雑な制
御手段を使用していないことから構成が単純化さ
れ、従つて比較的安価に入手し得るばかりでなく
取扱い易いという従来にない優れたハイパサーミ
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ブロツク図、
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
フローチヤート、第５図は第１図の動作例を示す
システムタイムチヤート、第６図は第１図の動作
説明図、第７図は患者数を増やした場合における
説明図、第８図は他の実施例を示すブロツク図、
第９図は第８図の動作を示すシステムフローチヤ
ート、第１０図はその他の実施例を示すブロツク
図、第１１図は第１０図の動作を示すシステムフ
ローチヤート、第１２図は従来例による電磁波発
生手段による加温例を示す線図である。 ８……電磁波発生手段としてのマグネトロン、
１２……主制御部、１３……駆動手段としての主
要部をなすスイツチ、１４……アプリケータ、２
２……流量調整手段として主要部をなすバルブ、
３０，４０……温度計測手段、３４……冷却手段
としての冷却部。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 複数の患者に対応して装備された複数の電磁
   波発生手段と、これらの各電磁波発生手段をオ
   ン・オフせしめる駆動手段と、前記各電磁波発生
   手段から出力される電磁波を生体へ照射せしめる
   複数のアプリケータと、この各アプリケータに装
   備された生体冷却用の冷却手段と、これらの各冷
   却手段に使用される冷却液の流量を個別的に調整
   する流量調整手段と、前記アプリケータにより電
   磁波照射させる生体の加温治療部の温度測定を行
   う温度計測手段とを設け、 この温度計測手段の出力により前記各駆動手段
   とこれに対応する前記各流量調整手段とを必要に
   応じて一体的に切換えるとともに駆動制御する主
   制御部を装備し、 この主制御部が、予め定めたシステムクロツク
   に従つて各患者の優先治療順位を定めるととも
   に、予め入力される各患者の異なつた加温時間を
   許容しつつ同一のシステムソフトウエアを実行し
   て各部を駆動制御する機能を備えていることを特
   徴としたハイパサーミア用加温装置。