JPH0241976B2 - - 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
あまり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℃前後の一定範囲の
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。

一方、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―40793号）。

この提案に係る技術は、生体深部の加温療法に
つき実効性充分な種々の試みを開示したものであ
るが、一方、生体内の患部周囲の正常組織に対す
る保護に立脚すると必ずしも十分なものとなつて
いない。

〔発明の目的〕

本発明は、上記従来技術等を勘案し、生体内の
所定の深さの加温箇所を所定の温度に継続して一
定時間加温するとともに、特に生体内の加温治療
部以外の正常組織に対する異常加温を防止し、該
正常組織を保護する制御機能を備えたハイパーサ
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、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の
出力に対応して生体内の加温治療部の温度測定を
行う第１の温度計測手段と、前記加温治療部の生
体表面側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に位置する
中間部分の温度測定を行う第３の温度計測手段と
を設けている。そして、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電磁波発生手段
の出力を増減制御し、加温治療部の温度を適度の
治療温度に設定する主制御部を装備している。更
に、第３の温度計測手段が予め設定した温度以上
の生体温度を検知した場合、当該生体温度が所定
温度に下るまで電磁波発生手段の出力を一時的に
中断せしめる出力中断制御手段を主制御部内に具
備す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治療部の表面側に当接した
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上昇
する。一方、前記生体表面、生体内中間部および
生体内患部の温度は、各部に設けた第１ないし第
３の温度計測手段によつて所定時間ごとに常時計
測されている。そして、これら全情報が主制御部
に送られているので、生体各部の必要以上の過熱
に対しては、主制御部の指示により、電磁波発生
手段の出力が降下制御される。このため、生体表
面の熱傷が有効に防止され、生体内患部の温度が
略加温設定温度に維持され、また、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、直
ちに前述した電磁波発生手段の出力が主制御部の
出力中断制御機能によつて所定時間の間、中断制
御されるので、生体中間部の正常組織を有効に保
護しながら、生体内患部の加温療法を患者の苦痛
を伴うことなく効率よく長時間安全に行い得る。

〔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全体的系統図
である。この第１図において、ハイパーサーミア
用加温装置は、電磁波発生部２と、第１ないし第
６の制御機能を含む制御部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。

電磁波発生部２は、電磁波発生手段としてのマ
グネトロン８と、このマグネトロン８の出力側に
装備された方向性結合器１０と、この方向性結合
器１０を介してマグネトロン８の出力レベルを検
知するセンサとしてのダイオード１２と、マグネ
トロン８の出力を調整するパワーコントロールユ
ニツト１４とから成る。

この内、パワーコントロールユニツト１４は、
サイリスタによる制御で前記マグネトロン８のア
ノード電圧を変化させて当該マグネトロン８の出
力を調整する制御回路である。また、方向性結合
器１０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電磁波はダ
イオード１２で検波され、電圧変換された後アナ
ログ―デジタル変換器（以下、単に「Ａ／Ｄ変換
器」という）１６を介して制御部４における主制
御部１８へ送出されるようになつている。

この主制御部１８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２０に有効に供給さ
れるマイクロ波のパワーを算出し、これに基づい
てマグネトロン８の出力を増減制御するという機
能を備えている。

一方、マイクロ波照射部６は、本実施例では、
マイクロ波を集束しながら生体３２内へ照射伝播
せしめるアプリケータ２０と、このアプリケータ
２０の開口部側に装備され生体３２の表面を冷却
する機能を備えた冷却機構３４とによつて構成さ
れ、さらに加温治療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３０と、生体表面
とこの加温治療部とのほぼ中間部の温度、すなわ
ち生体内中間部温度を検出する第３の温度計測手
段としての温度センサ３１を装備した構成となつ
ている。

そして、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２
２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ルユニツト２４と、冷却液
の流量を検出する流量センサ２６と、冷却機構３
４から流出する冷却液の温度を検出して間接的に
生体表面の温度を特定するための第２の温度計測
手段としての温度センサ２８と、冷却装置２１を
制御して冷却液の冷却調整を行う冷却制御回路２
３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、アプリケータ２
０は、第２図に示すように生体３２に密着して該
生体３２内に電磁波を照射し、目的の癌組織を加
温治療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
による過熱によつ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３４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、冷却装置２１で冷却された水（以下
冷却水という）をポンプ２２で強制的に循環させ
ている。このポンプ２２の回転数はポンプコント
ロールユニツト２４によつて一定流量に制御され
ており、必要に応じてこの回転数により冷却水の
流量を変化させるとともに、この冷却水の温度を
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によつて
検出され、この検出された情報はＡ／Ｄ変換器３
８を介して主制御部８へ送られ、ポンプ２２の回
転数を制御するための１つの基準値となつてい
る。更に、冷却機構３４の水温を検出するための
温度センサ２８は当該冷却機構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３
２の表面温度を求める構成となつている。この表
面温度はポンプ２２の回転数及び冷却装置２１の
水温を調整するためのメイン情報となる。

温度センサ３０は加温治療部である癌組織の温
度を検出するためのセンサであり、一方温度セン
サ３１は癌組織と生体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、マグネトロン８の出
力調整が主制御部１８で行われるようになつてい
る。

主制御部１８は、本実施例では、マグネトロン
８の出力を降下制御する第１の制御機能と、同じ
くマグネトロン８の出力を中断制御する第２の制
御機能と、同じくマグネトロン８の出力を上昇制
御する第３の制御機能と、同じくマグネトロン８
の最大出力を設定する第４の制御機能と、ポンプ
コントロールユニツト２４を介してポンプ２２の
回転数を制御する第５の制御機能と、冷却制御回
路２３を介して冷却装置２１を駆動し冷却機構３
４に流通する冷却液の液温を制御する第６の制御
機能とを備え、これらの各制御機能が、後述する
ように入力信号に応じて速応的に作動するように
なつている。

すなわち、主制御部１８内では、上記各センサ
１２，２６，２８，３０，３１で得られた情報を
Ａ／Ｄ変換器１６，３８，４０，４１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とからの情報に基づいて癌組織の温度，
生体内中間部及び生体表面の各温度が所望の値に
保たれるように、まず、第５の制御機能により
Ｄ／Ａ変換回路４８を介してポンプ２２の回転数
が制御され、また第１ないし第４の制御機能によ
りマグネトロン８の出力が制御され、同時に加温
状態をオペレータに知らせ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。ここで、アプリケータ２０
と当接する生体表面温度を20〔℃〕，その直下に位
置する生体内中間部の温度を40〔℃〕，癌組織に対
しての加温すなわち生体内患部温度を43.5〔℃〕
とする。

まず、冷却装置２１及びポンプ２２を稼動させ
（第３図５０）、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つて第５の制御
機能が機能し、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５１，５２）。
そして、この後、オペレータが癌組織の深部に合
わせて入力した値をマグネトロン８の最大出力と
して設定する（同図５３）。

ここで、マグネトロン８の最大出力を癌組織の
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、出力が小であると温度ピークが深部
へ移行することに起因する。第４図にその実験結
果を示す。

この第４図は、一般的に加温療法で用いられる
周波数として最も高く、従つて加温範囲は比較的
表層となる2450〔ＭHz〕の所定レベルのマイクロ
波を、生体に近似したフアントムモデルに対して
照射した場合の温度分布を示す。この内、Ａは所
定の基準値に基づく照射によつて得られる温度分
布を示し、Ｂは基準量に対し３〔dB〕出力を減じ
た場合を示す。３〔dB〕出力を減じた温度分布(B)
の方が約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
的の温度に上昇せしめるのにより多くの時間を要
する。第５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、生体の血流による冷却作用に影響
されるからである。

上述したマグネトロン８の最大出力の設定は、
方向性結合器１０からの情報に基づいて主制御部
１８で行われる。即ち、方向性結合器１０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
によつて設定された値に合わせることでマグネト
ロン８の最大出力の設定を行う。

なお、この場合、予めフアントムモデルを使つ
て最大出力の設定を行つてもよい。マグネトロン
８の最大出力の設定が行われた後、マイクロ波照
射を開始し（第３図５４）、生体各部の温度計測
を行う（同図５５）。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、マイクロ波照射中，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。但し、中間部温度計測については常に
作動状態にあり、設定値より高くなつた場合は、
当該中間部の正常組織を保護するため優先的にマ
グネトロン８の出力を中断して加温を休止する。

この温度計測は、生体３２の表面温度を計測す
るための温度センサ２８と、癌組織の温度を計測
するための温度センサ３０と、生体３２の表面と
癌組織のほぼ中間にあたる生体内中間部の温度を
計測するための温度センサ３１によつてなされ
る。この場合、温度計測時においてもマイクロ波
は照射継続の状態となつている。

温度計測がなされた後は、まず生体３２内の前
記中間部の温度がオペレータによつて予め入力さ
れた設定値（40℃）より高いか否かが判断される
（同図５６）。そして、この温度が設定値より高い
場合、主制御部１８内の第２の制御機能は、直ち
にパワーコントロールユニツト１４に信号を送
り、マグネトロン８の出力を中断制御する（同図
８０）。その後、中間部の温度が温度センサ３１
により計測され、この温度がオペレータにより予
め入力された低レベル設定値に下がるまで温度計
測ループを繰り返す（同図８１，８２）。この場
合、マグネトロン８の出力を中断すれば、前述し
たように冷却機構３４が機能しているので、比較
的短時間の内に当該中間部の温度が低下する。

そして、この温度が低レベル設定値まで下がつ
たならば、主制御部１８内の第１の制御機能は、
パワーコントロールユニツト１４に信号を与えマ
グネトロン８の出力レベル設定値を１ステツプ下
げる（同図８３）。次に主制御部１８内の第２の
制御機能がリセツト信号をパワーコントロールユ
ニツト１４に与え、マグネトロン８の出力中断を
解除（同図８４）し、再び同図５５に戻り生体３
２各部の温度計測を行う。

一方、中間部温度がオペレータによつて入力さ
れた中間部温度設定値（40℃）よりも低い場合
は、次に、生体３２の表面温度がオペレータによ
つ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５７）。表面
温度が設定値より高い場合は主制御部１８内の第
５の制御機能が機能してポンプコントロールユニ
ツト２４へポンプ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１８内の第６の制御
機能は冷却制御回路２３へ冷却水の水温を下げる
べく指示を与え、生体３２の表面温度が設定値よ
り下がるまでポンプ２２の回転数及び冷却装置２
１の出力（冷却効果）を１ステツプごとに上げ
（同図７３）。水温を下げることで生体３２の表面
の迅速冷却を行う。

これによつて表面温度が設定値より下がつた後
は、生体３２の表面を冷却しすぎないようにポン
プ２２の回転数を１ステツプ下げる（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ステツプ下げ（同
図５８）、その後、加温治療部の温度調整にはい
る（同図５９）。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、生体３２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、加温治療部の温度がオペレータによつ
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１８内の第３の制御機能は、パ
ワーコントロールユニツト１４に指示を与えるこ
とによつて、マグネトロン８の出力設定値を上げ
る。この場合、最初に設定した最大出力パワーを
越えることはない（同図６０）。そして、直ちに
この出力設定値に基づいてマイクロ波の照射レベ
ルが調整される。即ち、加温治療部にある癌組織
が設定温度よりも高くなるまで、マグネトロン８
の出力設定値を１ステツプごとに高くし、マイク
ロ波の照射がなされる。この結果、初めて高くな
つたかどうか判断し（同図７０）、高くなつた場
合は加温時間の測定を開始し（同図７１）図中７
２に進む。即ち癌組織の温度が患部設定温度より
高くなつた場合は、主制御部１８内の第１の制御
機能はパワーコントロールユニツト１４に指示を
与え、マグネトロン８の出力設定値を１ステツプ
ごと下げ（同図７２）、その後主制御部１８内の
第５及び第６の制御機能は、ポンプコントロール
ユニツト２４及び冷却制御回路２３に指示を与
え、ポンプ２２の回転数及び冷却装置２１の出力
を１ステツプごとに上げる（冷却効果を上げる）。
これは第３図中５８でポンプ２２のの回転数及び
冷却装置２１の出力を１ステツプ下げたことを填
補するためである。つまり、癌組織の温度が設定
値より高くなつたときは、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、癌組織が設定値を越えた時
点から加温時間を計測し（同図７１）、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６２）。

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、マグネトロン８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点はマグネトロン８の最大出力に
よるマイクロ波の照射の結果、患部温度が初めて
設定温度を超えたことから、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、この後は患部温度が43.5℃以下
になるまでマイクロ波出力降下制御が続けられる
（図中BC）。したがつて、BC間ではAB間に対し
て傾きが下がつている。

また、マグネトロン８の出力設定値を下げすぎ
てしまつたため、早急に温度が43.5〔℃〕に達し
なかつた場合（例えば図中CD）は、第３図のフ
ローチヤートのステツプ６０で示したように直ち
にマイクロ波の出力のアツ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つて、ほとんどリツプ
ルのない温度制御が得られる。

なお、マイクロ波照射時間中、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マグネトロン８の最大出力と
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
組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程度になつていることが根拠と
なつている。

第７図は、第６図と比し、マグネトロン８の最
大出力を低く設定した場合の癌組織の温度状態を
示しており加温開始時が第６図のときのものと比
べて遅れている。

なお、患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グ
ネトロン８の代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、マ
グネトロン８を制御した場合と同様に、サイリス
タによる制御で発振器のパワー，又はリニアアン
プのプレート電圧を変化させて行う。但し、この
場合、反射波による影響をなくすためにアイソレ
ータを用いる必要がある。

また上述した実施例においては特に生体表面の
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構成してもよ
い。更に冷却能力の調整の為に、ポンプ２２の回
転数及び冷却装置２１の出力を可変制御している
が、これはどちらか一方を制御し、冷却水温を調
整するようにしてもよい。

第８図に中間部温度が設定値以上の温度を検出
した場合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、マイクロ波を継続照射すると、その
マイクロ波の強弱に関係なく、生体内中間部は正
常組織に悪影響を及ぼす温度（図中B′点）に達
してしまうので、このような場合は直ちにマイク
ロ波の照射を中断しなければならない。

ここで、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
場合のフローチヤート（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る）を示す。即
ち、マグネトロン８の最大出力設定後、一定時間
マイクロ波を生体に対して照射し（第９図１０
０）、その後マグネトロン８の出力を「オフ」と
し（同図１０１）、生体表面，中間部，患部の温
度計測を行い（同図１０２）、生体中間部の温度
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
繰り返すとともに（同図１０４，１０５）、当該
中間部の温度が設定値まで下つたならば、マグネ
トロン８の出力を１ステツプダウンするように設
定し、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、中間部の温度が設定値より低い場合は、
前述した第３図に示すフローチヤート同様の処理
がなされるが、生体表面温度又は生体患部温度が
設定値よりも高かつた場合（同図１０７，１１０
参照）、それぞれの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、表面温度や
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、これらの温度が設定値以下に下つたなら
ば、再びこの間に調整したマグネトロン８の出力
レベルに従つて図中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。

こ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、多少立上がり時間が長くな
るが、ほぼ第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。

以上のように本実施例では、主制御部において
マグネトロン８の出力制御及び冷却装置２１の出
力制御を行つているので、加温箇所の深度が異な
る加温治療に対しても、これに対応して各加温設
定値を主制御部１８に入力すれば容易に加温治療
が実施できると共に、生体表面及び生体患部を必
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、生体内正常組織の異常過熱を事
前に防止できるので、高精度な加温治療が実施で
きる。また、温度計測時にマグネトロン８の出力
を中断制御しないので、オン・オフに伴うエネル
ギー損失を少なくし且つ治療の迅速化を図り得る
ようになつた。

〔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、主制御部の働きにより生体表面の
過熱に対しては直ちに電磁波の照射を停止せしめ
ることにより当該生体表面を迅速に冷却せしめる
ことができ、従つて生体表面に熱傷をおこさせる
ことなく比較的長い時間継続して加温療法を成し
得るとともに、とくに、第３の温度計測手段と主
制御部内の出力中断制御機能との作用により、患
部周辺の正常組織に対する必要以上の過熱を防止
しこれを保護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ヤー
ト、第４図はマグネトロンの最大出力を変えた場
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グネ
トロンの出力状態とを示す説明図、第８図は生体
内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ヤート、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グネトロンの出
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グネトロン、
１０……方向性結合器、１８……主制御部、２０
……アプリケータ、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。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 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の出力に対応して生体内の
   加温治療部の温度測定を行う第１の温度計測手段
   と、前記加温治療部の生体表面側の温度測定を行
   う第２の温度計測手段と、前記加温治療部と生体
   表面との間に位置する中間部分の温度測定を行う
   第３の温度計測手段とを設け、 前記第１及び第２の各温度計測手段からの温度
   情報に基づいて電磁波発生手段の出力を増減制御
   し、加温治療部の温度を適度の治療温度に設定す
   る主制御部を装備し、 さらに前記第３の温度計測手段が予め設定した
   温度以上の生体温度を検知した場合、当該生体温
   度が所定温度に下るまで前記電磁波発生手段の出
   力を一時的に中断せしめる出力中断制御手段を前
   記主制御部内に具備せしめたことを特徴とするハ
   イパーサーミア用加温装置。