JPH0241973B2

JPH0241973B2 -

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Publication number: JPH0241973B2
Application number: JP60067314A
Authority: JP
Priority date: 1985-03-31
Filing date: 1985-03-31
Publication date: 1990-09-20
Also published as: JPS6133671A

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、これによつ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）による治療法が脚光を浴びており、特に悪性
腫瘍を例えば43℃付近で１時間ないし２時間の間
連続加温するとともに、一定周期でこれを繰り返
すことにより癌細胞の再生機能を阻害せしめ、同
時にその多くを致死せしめることができるという
研究報告が相次いでなされている（計測と制御
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、逆にこれよりあま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、正常組織には害を
与えないような狭い温度範囲に生体温度を保たな
ければならない。

〔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、
生体機能の特殊性例えば血流による冷却作用等に
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、生体表面に
熱傷を起こし易く、従つて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。

〔発明の目的〕

本発明は、かかる上記従来技術を勘案し、特に
温度の設定値以上の上昇に対しては直ちにこれに
対応して生体表面に熱傷を起こさせることなく生
体内の所定箇所を所定の温度に継続して一定時間
加温す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、電磁波発生手段より出力
される電磁波を生体表面側から冷却手段を介して
生体内に向かつて照射伝播せしめるアプリケータ
と、冷却手段にて使用される冷却液の温度を調整
する液温調整手段と、加温箇所の温度測定を行う
温度計測手段とを備えている。そして、温度計測
手段によつて検出される温度が予め定めた設定値
より大きい場合に、当該設定値に低下するまで電
磁波発生手段を停止制御する主制御部を装備して
いる。そして、この主制御部が、更に、加温箇所
の温度が測定値より最初に高くなつた時点で直ち
に加温治療時間の進行開始信号を出力するととも
に、一定時間毎に段階的に冷却手段の冷却能力を
増加制御する第１の機能と、加温箇所の温度が設
定値より低くなつた場合に一定時間毎に段階的に
冷却手段の冷却能力を低下制御する第２の機能
と、冷却手段に対する冷却能力の増減制御に優先
して電磁波発生手段の出力レベルを増減制御する
第３の機能とを備えている、という構成を採つて
いる。これによつて前述した目的を達成しようと
するものである。

〔作用〕

アプリケータを加温部の表面に当接したのち冷
却装置を稼働させ、続いて電磁波発生手段の出力
を徐々に上昇させる。これにより、まず、当接面
における生体表面および生体内部の電磁波照射部
分の温度が上昇する。この場合、生体内部につい
ては温度計測手段によつて、一定時間おきに温度
計測がなされている。そして、特に生体内の加温
治療部の温度が設定値以上に加熱された場合には
直ちに主制御部が作用して液温調整手段を駆動制
御し冷却手段用冷却液を冷却制御している。

また、生体内の加温治療部が設定値以下の温度
となつた場合には、主制御部に制御されて同じく
液温調整手段が作動し冷却液が上昇制御される。

また、これら冷却液による温度制御に優先して
電磁波発生手段による出力レベルの増減制御が行
われる。これによつて加温治療部の温度制御がよ
り迅速に行われる。

〔発明の実施例〕

以下、本発明の一実施例を第１図ないし第４図
に基づいて説明する。

この第１図ないし第４図に示す実施例は、電磁
波発生手段としてのマグネトロン８より出力され
る電磁波を生体表面側から冷却手段としての冷却
機構３４を介して生体内に向かつて照射伝播せし
めるアプリケータ２０と、冷却機構３４にて使用
される冷却液の温度を調整する液温調整手段とし
ての冷却装置２１と、加温箇所の温度測定を行う
温度計測手段としての温度センサ３０とを備えて
いる。

さらに、温度センサ３０によつて検出される温
度が予め定めた設定値より大きい場合に、当該設
定値に低下するまでマグネトロン８を停止制御す
る主制御部１８を装備している。

そして、この主制御部１８が、更に、加温箇所
の温度が測定値より最初に高くなつた時点で直ち
に加温治療時間の進行開始信号を出力するととも
に、一定時間毎に段階的に冷却機構３４の冷却能
力を増加制御する第１の機能と、加温箇所の温度
が設定値より低くなつた場合に一定時間毎に段階
的に冷却機構３４の冷却能力を低下制御する第２
の機能と、冷却機構３４に対する冷却能力の増減
制御に優先してマグネトロン８の出力レベルを増
減制御する第３の機能とを備えた構成となつてい
る。

これをさらに詳述すると、第１図において、ハ
イパーサーミア用加温装置は、マイクロ波発生部
２と、制御部４と、マイクロ波照射部６とをその
要部として構成されている。

マイクロ波発生部２は、電磁波発生手段として
のマグネトロン８と該マグネトロン８を駆動する
電源９とから成つている。このマイクロ波発生部
２は、制御部４における主制御部１８の指令に基
づいてコントロールされるスイツチ４６に付勢さ
れて、その出力がオン・オフ（ON・OFF）を繰
り返すようになつている。

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３２へ照射するアプリケータ２
０と、このアプリケータ２０の開口部側すなわち
生体３２の表面を冷却するための冷却手段として
の冷却機構３４とを要部とし、これに癌組織の温
度を検出する第１の温度計測手段としての温度セ
ンサー３０を装備した構成となつている。そし
て、冷却機構３４には、冷却液を冷却する液温調
整手段としての冷却装置２１と、該冷却装置２１
を制御して冷却液たとえば水の冷却調整を行う液
温制御回路としての冷却制御回路２４と、冷却装
置２１で冷却される水を循環させるポンプ２２と
が連結装備されている。

アプリケータ２０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２０には、前述したように冷却
機構３４が装備され、生体３２の皮膚部分での電
磁波照射に起因する誘電損失による著しい過熱に
対し、当該生体３２の表面を冷却することによつ
て癌組織への熱伝導を有効に利用しかつ皮膚部分
の熱傷を防止し得る構成となつている。

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が設けられ
ており、冷却装置２１で冷却された水をポンプ２
２で強制的に循環させ、当該冷却機構３４内を通
過させることでアプリケータ２０の開口面すなわ
ち生体３２の表面を冷却している。一方、冷却水
の温度は冷却制御回路２４によつて制御されてお
り、水温の変化によつて生体３２の表面を冷却
し、これにより、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３２の表面側から調整し
ている。

また、生体３２内の温度センサー３０は、癌組
織の温度を検出するためのセンサーであり、ここ
で得られる情報を基にして、冷却装置２１の出力
の調整が行われる。

一方、主制御部１８は、上記温度センサー３０
で得られた情報をＡ／Ｄ変換器４２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４４と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にＤ／Ａ変換回路４８を
介して冷却装置２１の出力（冷却効果）を、また
スイツチ４６を介してマグネトロン８の出力を
各々制御するとともに、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出力部４４に送出
するようになつている。

この場合、主制御部１８内の第１の機能によつ
てポンプコントローラユニツト（図示せず）を作
動せしめポンプ２２の回転数を増減制御するよう
になつている。また、主制御部１８内の第２の機
能がスイツチ４６を介してマグネトロン８の出力
を必要に応じて増減制御するようになつている。

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、ここで、癌組織に対
しての加温設定温度を一応43℃とする。

まず、冷却装置２１を稼動させ（第３図ステツ
プ50）、十分に水が冷却された後、ポンプ２２の
始動を行う（同図５２）。そして、一定時間マイ
クロ波の照射を行つた後（同図５６）、これに続
いてマグネトロン８の出力を切り（同図５８）、
温度センサー３０によつて生体３２内部の温度計
測にはいる（同図６０）。温度計測時にマイクロ
波の照射を行わないのは、マイクロ波の影響を受
けて、生体３２内に挿入された温度センサー３０
に生じる僅かな誤差を排除するためである。温度
計測がなされた後は、生体３２の内部温度がオペ
レータによつて予め入力された設定値（本実施例
では43℃）より高いが否かが判断される（同図６
２）。内部温度が設定値より低い場合は冷却装置
２１の出力（冷却効果）を１ステツプ下げ（この
場合、ポンプ２２によつて水が循環されているこ
とから、冷却装置２１の出力がオフとなつてもよ
い）、これによつて生体３２の表面温度を上げ
（同図６４）、マイクロ波の照射によつて加温され
ている癌組織が迅速に設定温度に達するように生
体３２の表面側から加温調整するようになつてい
る。この結果、癌部の温度が設定値より高くなつ
た場合は、癌組織の温度が設定値より下がるまで
マイクロ波の照射を行わずに、温度計測ループを
繰り返す。そして、この間を利用して、冷却装置
２１の出力（冷却効果）を１ステツプづつアツプ
させることで（同図６８）、水を冷却し生体３２
の表面温度を下げ、癌組織の温度が早く設定値に
達するように生体３２の表面側より温度調整を行
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。従つて、本
実施例では、加温部である癌組織の温度が設定値
を越えた時点から時間を計測し（同図６６）、予
めオペレータによつて入力された加温時間が到来
したときに加温を終了する（同図７２）。

第４図は、本実施例を用いて加温を行つたとき
の癌組織の温度分布状態（図中Ａ）と、従来技術
における制御で加温を行つたときの癌組織の温度
分布状態（図中Ｂ）とを示している。この図にお
いて、温度が上昇している間隔がマイクロ波照射
時であり、温度が下降している間隔が温度計測時
であり、温度計測時にはマグネトロン８の出力が
オフとなつている。

この場合、従来技術においては、癌部の温度に
対して生体３２の表面を冷却する水の流量を可変
していない点、目的温度（43℃）を越えてもマイ
クロ波発振器のオン・オフ制御（一定時間の加温
と一定時間の休止）の繰り返しを続けるという点
から、内部の加温がきわめて不正確となつてい
る。これに対し、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、目的温度にまで
素早く達し、目的温度を越えても早く冷却するこ
とが可能であることから、ほとんど43℃一定に温
度を保つている。

なお、上記実施例において、生体３２の表面温
度をより正確に制御したい場合は、第５図に示す
ようにアプリケータ２０の冷却機構３４の水の排
出側に第２の温度計測手段としての温度センサー
２８を設け、これによつて生体３２の表面温度を
計測し、ここからの情報をＡ／Ｄ変換器４０を介
して主制御部１８に入力させ、第６図に示すフロ
ーチヤート（第６図は第３図のフローチヤートの
点線部分を変更したものであつて、そのほかは第
３図と同様である）に基づいて制御を行えばよ
い。即ち、内部温度が設定値より低い場合は温度
センサー２８によつて計測した表面温度（同図６
０′）がオペレータによつて設定された表面温度
より低いか否かを判断し（同図６３）、表面温度
が設定値より低い場合は上述した如く冷却装置２
１の出力（冷却効果）を１ステツプ下げ（同図６
４）、逆に表面温度が高い場合は冷却装置の出力
（冷却効果）を１ステツプ上げる（同図６３′）と
いう構成にすればよい。

また、癌部１００が生体３２の表面もしくは表
面近くに存在する場合は、無侵襲（生体３２内部
に温度センサー３０を挿入する必要がないこと）
で加温が可能となる（第７図参照）。即ち、癌部
１００が生体３２の表面近くに存在する場合は、
癌部１００の温度と生体３２の表面温度がほぼ等
しいと考えてよいことから、生体３２内に挿入し
た他方の温度センサー３０の代わりに、一方の温
度センサー２８からの情報に基づいて冷却装置２
１の出力（冷却効果）の制御を行えばよい（第８
図参照）。

また、この場合は一方の温度センサー２８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８の出力を切る必要はない。従つ
て、第９図に示すように、マグネトロン８の出力
をオンにした後（同図１０２）、生体３２の表面
の温度計測を行い（同図１０４）、表面温度が設
定値より低い場合は冷却装置２１の出力（冷却効
果）を下げて（同図１０６）そのままマイクロ波
の照射を行い続ける。そして、表面温度が設定値
より高くなつた場合は、マグネトロン８の出力を
切り（同図１０８）、冷却装置２１の出力（冷却
効果）を１ステツプ上げ（同図１１０）、表面温
度が設定値より下がるまではマイクロ波の照射を
行わずにこのループを繰り返すという制御方式を
採用してもよい。この方式は第８図のものと比べ
てより正確に目的の部位への加温が可能である。
更に、生体３２内加温部の温度計測に関しては、
電磁波の影響の少ない温度計を使用する場合には
当然のことながらマイクロ波を照射したまま温度
測定するように構成してもよい。

〔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、電磁波発生手段の出力の制御を優
先的に行うようにしたことから、加温箇所の温度
の増加もしくは減少を迅速に行うことが可能とな
り、冷却液による冷却を積極的に行うようにした
ことから、電磁波発生手段を複雑に制御すること
なく極く容易に生体内の加温箇所を所定の温度に
一定時間継続して加温することができ、また、冷
却液の直接の液温制御であることから大量の冷却
液を要せず、従つて装置全体も小型化することが
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一例を示す斜視図、
第３図は第１図の動作を示すフローチヤート、第
４図は第１図の実施例による加温状態を従来例と
の比較において示した線図、第５図は他の実施例
を示す系統図、第６図は第５図の動作を示すフロ
ーチヤート、第７図はその他の実施例を示す系統
図、第８図ないし第９図は各々第７図の動作を示
すフローチヤートである。８……電磁波発生手段としてのマグネトロン、
２０……アプリケータ、２１……液温調整手段と
しての冷却装置、２４……液温制御回路、２８，
３０……温度計測手段としての温度センサー、３
４……冷却手段としての冷却機構。

Claims

【特許請求の範囲】１電磁波発生手段より出力される電磁波を生体
表面側から冷却手段を介して生体内に向かつて照
射伝播せしめるアプリケータと、前記冷却手段に
て使用される冷却液の温度を調整する液温調整手
段と、加温箇所の温度測定を行う温度計測手段と
を備えたハイパーサーミア用加温装置において、前記温度計測手段によつて検出される温度が予
め定めた設定値より大きい場合に、当該設定値に
低下するまで前記電磁波発生手段を停止制御する
主制御部を装備し、この主制御部が、更に、前記加温箇所の温度が測定値より最初に高くな
つた時点で直ちに加温治療時間の進行開始信号を
出力するとともに、一定時間毎に段階的に前記冷
却手段の冷却能力を増加制御する第１の機能と、前記加温箇所の温度が設定値より低くなつた場
合に一定時間毎に段階的に前記冷却手段の冷却能
力を低下制御する第２の機能と、前記冷却手段に対する冷却能力の増減制御に優
先して前記電磁波発生手段の出力レベルを増減制
御する第３の機能と、を備えていることを特徴としたハイパーサーミア
用加温装置。