JPH0241977B2

JPH0241977B2 -

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Publication number: JPH0241977B2
Application number: JP14271885A
Authority: JP
Priority date: 1985-06-30
Filing date: 1985-06-30
Publication date: 1990-09-20
Also published as: JPS625362A

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、特に複数の患者に対し、各別に治療し得るよ
うに構成されたハイパーサーミア用加温装置に関
する。

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。

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、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。

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ーサーミア用加温装置を
提案している（特願昭59―40793号）。

〔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つ迅速に治療を
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
を的確に操作して各患者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
題があり、また、加温療法における患部治療中
に、いかにしてその患部周囲の正常組織を保護す
るかという技術的課題が残されている。これがた
め、設備投資を極力抑えるとともに複数の加温装
置をいかにして迅速に管理し、且ついかにして多
くの患者に対して正常組織を保護しながら迅速に
治療をなし得るかが、従来より加温療法に課せら
れた重要な課題とされていた。

〔発明の目的〕

本発明は、上記事柄に鑑み成されたものであ
り、複数の患者を効率よく個々に独立管理して治
療するとともに、これら各患者に対する並行治療
に際しての電磁波発生手段の設備投資を抑え且つ
患部周囲の正常組織の保護を図つたハイパーサー
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、単一の電磁波発生手段
と、この電磁波発生手段から出力される電磁波を
複数の出力部に分岐する電磁波分岐手段と、この
複数の出力部に対応して装備される複数のアプリ
ケータと、この各アプリケータに装備される生体
表面冷却用の冷却機構とを有するハイパーサーミ
ア用加温装置において、各アプリケータと電磁波
分岐手段の各出力部との間に、それぞれ電磁波切
換機構を装備するとともに、この電磁波切換機構
と冷却機構とをアプリケータ毎に各別に駆動制御
する複数の主制御部を設けている。さらに、各ア
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、各アプ
リケータが当接する生体表面部分の温度測定を行
う第２の温度計測手段と、各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
温度計測手段とをそれれ各アプリケータごとに具
備している。そして、各主制御部が、更に、第２
の温度計測手段の出力の大小に応じて冷却機構の
冷却能力を増加もしくは減少制御する第１の機能
と、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、対応する電磁波切換機構を予め電
磁波吸収用として別に装備されたダミーロード側
に切換え制御する第２の制御機能と、第１の温度
計測手段で計測される温度が最初に設定値以上と
なり同時に第２の温度計測手段で計測される温度
が設定値以下であつた場合に直ちに加温治療時間
の進行を開始せしめる第３の機能を備えていると
いう構成を採り、これによつて前記目的を達成し
ようとするものである。

〔作用〕

各アプリケータを各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分岐手段を
介して電磁波を照射すると、この当接部分におけ
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。この
場合、生体表面，その直下の生体内中間部および
生体内患部の温度は、これら各部に設けた第１及
び第２の温度計測手段により所定時間ごとに常時
計測され、各患者に対する個々の情報が対応する
個々の主制御部に送られて処理される。そして、
各患者に対する加温制御は、個別的に装備された
主制御部により各別に独立して行われる。この場
合、加温治療の開始に際し、内部の加温箇所の温
度が設定値を越え、同時に生体表面の温度が設定
値以下の場合に、主制御部の第３の機能が作用し
て加温時間の計数が開始される。そして、生体内
中間部における設定値以上の加温状態において
は、対応する主制御部の指示により直ちに対応す
る電磁波切換機構がダミーロード側に切換え制御
され、これによつて電磁波の照射が一定時間の
間、中断制御される。このため、本発明では、複
数の患者に対する生体内患部の加温治療が、生体
内中間部の正常組織を保護しながら、患者が苦痛
を伴うことなく、それぞれ個々の主制御部に管理
され、各別に継続して長時間安全に行われる。

〔発明の実施例〕

以下、本発明の一実施例を第１図ないし第９図
に基づいて説明する。

この第１図ないし第９図に示す実施例は、単一
の電磁波発生手段としてのマイクロ波発振器８か
ら出力される電磁波を複数の出力部に分岐する電
磁波分岐手段としての分岐回路１０と、この複数
の出力部に対応して装備される複数のアプリケー
タ２４と、この各アプリケータ２４に装備される
生体表面冷却用の冷却機構４４とを備えている。
この複数の各アプリケータ２４と分岐回路１０の
各出力部との間に、電磁波切換吸収機構としての
同軸スイツチ１２とダミーロードDM１が装備さ
れている。この同軸スイツチ１２と冷却機構４４
とをアプリケータ２４毎に駆動制御する複数の主
制御部２２が装備されている。

さらに、各アプリケータ２４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
計測手段としての第１の温度センサ４０と、各ア
プリケータ２４が当接する生体表面部分の温度測
定を行う第２の温度計測手段としての第２の温度
センサ３８と、各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
段としての温度センサ４２とが、それぞれ各アプ
リケータごとに備えられている。

複数の各主制御部２２は、更に、前述した第２
の温度センサ３８の出力の大小に応じて冷却機構
４４の冷却能力を増加若しくは減少制御する第１
の機能と、第３の温度センサ４２が所定温度以上
の温度を検出した場合、対応する同軸スイツチ１
２を別に装備された電磁波吸収用のダミーロード
DM１に切換え制御する第２の機能と、前述した
第１の温度センサ４０で計測される温度が最初に
設定値以上となり、同時に第２の温度センサ３８
で計測される温度が設定値以下であつた場合に直
ちに加温治療時間の進行を開始せしめる第３の機
能とを備えた構成となつている。

これを更に詳述すると、この第１図におけるハ
イパーサーミア用加温装置は、電磁波出力部２
と、複数の主制御部を含む制御手段４と、表面冷
却部６と、加温治療部に対する電磁波照射部とし
ての複数のアプリケータ２４とから構成されてい
る。

電磁波出力部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、
複数人の患者（本実施例では３人）に同時にマイ
クロ波を照射できるように発振器８から出力され
るマイクロ波を３方向に分岐する電磁波分岐手段
としての分岐回路１０と、この分岐回路１０より
分岐されたマイクロ波の出力をアプリケータ２４
側又はダミーロードDM１側に切換える電磁波切
換機構としての同軸スイツチ１２と、該同軸スイ
ツチ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１６と、さら
にこれらに対応して装備された方向性結合器１８
及びダイオード２０とから構成されている。

分岐回路１０は、発振器８から出力されるマイ
クロ波を本実施例では３方向に分岐するものであ
るが、この分岐する比率は、分岐回路１０の構造
によつて特定されたものとなる。そして、この分
岐回路１０で分岐されたマイクロ波は、各患者の
治療状況に合わせて各減衰器１４で調整され各ア
プリケータ２４を介して加温治療部に個別的に供
給される一方、後述するように、生体内の中間部
温度が設定値を越えた時等における同軸スイツチ
１２の切換えによりダミーロードDM１側に供給
され、生体への照射を中断できるようになつてい
る。この同軸スイツチ１２の切換えと減衰器１４
の減衰量の調整は、これに対応して各別に装備さ
れた主制御部２２からの情報により逐次行われる
ようになつている。

また、方向性結合器１８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ダイオード２０で検波さ
れ、電圧変換された後、Ａ／Ｄ変換器（図示せ
ず）を介して、対応する一の主制御部２２へ送出
されるようになつている。この主制御部２２は、
取り出された入射波のパワーレベル値と反射波の
パワーレベルとの差をとり、後述するアプリケー
タ２４に有効に供給されるマイクロ波のパワーを
算出して、この結果から減衰器１４の減衰量を調
整する機能を備えている。

一方、表面冷却部６は、本実施例では各アプリ
ケータ２４の開口部側すなわち生体表面部冷却用
の冷却液を冷却する複数の冷却装置２６と、この
各冷却装置２６の出力（冷却能力）を各別に調整
する複数の冷却制御回路３０とを有している。そ
して、これらに各々対応して、該冷却装置２６で
冷却される冷却液を後述するアプリケータ２４に
併設された冷却機構４４に循環せしめるポンプ２
８と、冷却液の流量を調整するためのバルブ３２
と、該バルブ３２を制御するためのバルブコント
ロールユニツト３４と、冷却液の流量を検出する
流量センサ３６とが併設され、更に冷却液の温度
を検出する第２の温度計測手段として第２の温度
センサ３８と、加温治療部である癌組織（生体内
患部）の温度を検出する第１の温度計測手段とし
ての第１の温度センサ４０と、生体表面と癌組織
の間すなわち生体内中間部の温度を検出する第３
の温度計測手段としての第３の温度センサ４２と
が装備されている。ここで、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、各種
センサ、各種コントローラ、主制御部、同軸スイ
ツチ等位は省略してある。

また、アプリケータ２４は、第２図に示すよう
に生体４６に当接して、該生体４６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
ナであり、生体４６との接触面には皮膚部分での
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、各アプリケータ２４ご
との冷却機構４４が設けられている。該冷却機構
４４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４９が設けられており、冷
却装置２６で冷却された水をポンプ２８で強制的
に循環させ、バルブ３２によつて流量を調整し、
該冷却機構４４内を通過させることでアプリケー
タ２４の開口面に位置する生体表面を冷却してい
る。

一方、バルブ３２の開閉度はバルブコントロー
ルユニツト３４によつて制御されており、このバ
ルブ３２の開閉度によつて冷却水の流量を変化さ
せるとともに、冷却制御回路３０を介して、冷却
装置２６の出力（冷却能力）の調整を行い、該冷
却液の水温を調整することにより生体４６の表面
の温度調整をしている。水の流量は流量センサー
３６によつて検出されており、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
２２へ送出れ、これがバルブ３２の開閉度を制御
するための１つの基準値となる。また、冷却機構
４４の水温を検出するための温度センサー３８が
当該冷却機構４４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２４と接触している生体４６の表面温度
を求める構成となつている。この表面温度はバル
ブ３２の開閉度及び冷却装置２６の出力を調整す
るためのメイン情報となる。

第１の温度センサ４０は、前述したように癌組
織の温度を検出するためのセンサであり、また第
３の温度センサ４２は生体表面と癌組織の間の生
体内中間部の温度を検出するためのセンサで、こ
れら各センサで得られる情報を基にして、減衰器
１４の減衰量の調整が主制御部２２で行われるよ
うになつている。

一方、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
るために各患者ごとに設けられた複数の入出力部
４８と、この各入出力部に対応して設けられたプ
ログラムメモリ及びデータメモリに基づいて入出
力装置などを制御・管理し本システムの中枢とな
る複数の主制御部２２とからなつている。

即ち、主制御部２２は、各センサ２０，３６，
３８，４０，４２で得られた情報をＡ／Ｄ変換器
（図示せず）を介して入力し、この情報に基づい
て癌組織の温度、生体内中間部及び生体表面温度
が所望の値に保たれるようにバルブ３２の開閉度
と冷却装置の出力と減衰器１４の減衰量と同軸ス
イツチ１２の切換え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４８に送出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。ここで、アプリケータ２４
と接触する生体表面温度を20〔℃〕、その直下の生
体中間部温度40〔℃〕、癌組織に対しての加温を
43.5〔℃〕とする。

まず、冷却装置２６を始動させ（第３図５０）、
十分に水が冷却された後、ポンプ２８を始動させ
（同図５２）、流量センサ３６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バルブ
３２の制御を行う（同図５４，５６）。そして、
この後、オペレータが患者の癌組織の深部に合わ
せて入力した発振器８の出力レベル値を減衰器１
４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
時の温度ピークが表面近くになるのに対し、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
が支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４図は2450
〔ＭHz〕のマイクロ波を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〕出力を減じた場合のマイクロ波
の照射によつ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治療用としては最も周波
数の高い領域であり、従つて加温深さは表層に限
定されている。それにもかかわらず出力を減じた
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、方
向性結合器１８からの情報に基づいて主制御部２
２で行われる。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２４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４８でオペレータ
によつて設定された値に合わせることで減衰器１
４の最小減衰量の設定が行われる。なお、この場
合、予めフアントムモデルを使つて最小減衰量の
設定を行つてもよい。また、ここでの減衰器１４
の最小減衰量の設定に基づく各患者に対するマイ
クロ波の最大出力をそれぞれP₁，P₂，P₃とする。
最小減衰量の設定が行われた後、マイクロ波照射
を開始し（第３図６０）、生体各部の温度計測に
入る。これは、マイクロ波照射における生体の加
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６
４）。そしてこの温度が設定値より高い場合、直
ちに主制御部２２の制御により同軸スイツチ１２
がダミーロードDM１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（同図６６）、再
び生体内の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
プを繰り返す（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（40
〔℃〕）以上に加温された状態で、これ以上マイク
ロ波を継続照射すると、たとえマイクロ波の照射
レベルを降下制御したとしても、生体内中間部の
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ためである（第８図参
照）。

そして、この温度が低レベル設定値まで下つた
ならば、主制御部２２は、減衰器１４の減衰量を
１ステツプ上げるとともに、同軸スイツチ１２を
アプリケータ２４側に切換え、生体に対するマイ
クロ波照射を再開し（同図７２，７４）再び同図
中のステツプ６２に戻り温度計測を行う。

一方、中間部温度がオペレータによつて入力さ
れた設定値（40〔℃〕）よりも低い場合は当該中間
部の正常組織は完全であることから、次に生体表
面温度がオペレータによつて予め入力された設定
値（20〔℃〕）より高いか否かが判断される（第３
図７６）。そして表面温度が高い場合には、主制
御部２２の制御によりバルブコントロールユニツ
ト３４を介してバルブ３２が１ステツプ開放され
るとともに、冷却制御回路３０を介して冷却装置
２６の出力が１ステツプアツプされ（同図７８）、
図中ステツプ６２に戻り処理を続ける。すなわ
ち、ここで生体表面温度が設定値以下になるま
で、バルブ３２の開度を１ステツプ毎上げると同
時に冷却装置２６の出力を１ステツプ毎アツプす
ることにより、冷却水の温度を下げることで生体
表面の冷却を行う。そして、これによつて表面温
度が設定値以下になつたならば、生体４６の表面
を冷却しすぎないようにバルブ３２の開度を１ス
テツプ閉鎖する（但し、冷却水が最小循環量を下
まわることはない）と同時に冷却装置２６の出力
を１ステツプ下げ（同図８０）、その後、生体内
患部（癌組織）の温度調整にはいる（同図８６）。
この場合、ポンプ２８によつて水が循環されてい
ることから、生体４６の表層に熱傷が生ずること
がないため冷却装置２６の出力を「オフ
（OFF）」してもよい。

ここで、生体内患部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〔℃〕）よりも高
いか否かが判断され（同図８６）、低いときは主
制御部２２の制御により減衰器１４の減衰量が１
ステツプダウンされ、生体へ照射されるマイクロ
波の電磁波エネルギの出力設定値を上げる。但
し、この場合、最初に設定した最小減衰量を上回
らないようにする（同図８９，９０）。すなわち、
癌組織が設定値よりも高くなるまで減衰器１４の
減衰量を１ステツプ毎ダウンさせることによつ
て、マイクロ波の出力設定値を徐々に上げて生体
に対する照射がなされる。

この結果、癌組織の温度が患部設定温度を初め
て越えたかどうか判断し（同図８１）、初めて越
えたならば加温時間の測定を開始（同図８２）し
て図中８４に進む。即ち、癌組織の温度が初めて
患部設定温度を越えた時より加温時間の測定を開
始し、次に主制御部２２の制御により減衰器１４
の減衰量を１ステツプ毎アツプする（同図８４）。

続いて、主制御部２２はバルブコントロールユ
ニツト３４を介してバルブ３２を１ステツプ開放
すると同時に冷却制御回路３０を介して冷却装置
２６の出力を１ステツプアツプし（同図７８）、
再び温度計測を行う（同図６２）。これは、第３
図中８０でバルブ３２を１ステツプ閉鎖すると同
時に冷却装置２６の出力を１ステツプダウンした
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時は、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表面を
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８２）、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
到来したときに加温を終了する（同図９２，６
４）。

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
設定温度を超え、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９０で示した
ように直ちに減衰量のダウンが図られることか
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に最初に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。

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し
た場合P₂の癌組織の温度状態を示している。

第８図に中間部温度が設定値以上の温度を検出
した場合の生体内患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
大幅に許容温度（43.5〔℃〕）を越え（図中B′点）
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。

このように、上記実施例においては、複数（３
つ）の出力段を備えた分岐回路１０を装備し、
個々の患者に対応した複数（３つ）の主制御部２
２をもつことから、複数（２〜３人）の患者に対
し１つのマイクロ波発振器を使用して同時に加温
治療をなし得ることができ、複数の主制御部２２
がそれぞれ独自に対応する各マイクロ波出力部２
ごとに出力レベル調整及び冷却液の温度調整等を
行つているので、加温温度のリツプルの少ない安
定した治療状態を比較的長い時間維持することが
でき、表面冷却部６の作用により患者の苦痛を大
幅に緩和することができるとともに、生体内中間
部温度を常に計測しているので、癌部に対する異
常加温を防止でき、更に、生体各部の温度計測時
においてマイクロ波の照射を中断しないためエネ
ルギー損失が少ないという利点がある。

ここで、上述した実施例においては、生体表面
の温度を冷却水の温度を検出することにより判断
していたが、本発明はこれに限らず、生体表面を
直接計測できる温度計測手段を用いてもよい。

なお、本実施例における生体加温治療は、実際
上第９図に示すように、主制御部が予めマイクロ
波照射の為の最低基準時間を定めたソフトウエア
による基本クロツクをもち、この基本クロツクに
従つて上述した第３図に示すフローチヤートを実
効するようになつている。即ち、生体に対する最
低マイクロ波照射―温度計測間隔をｈとすれば、
本実施例では、2h間隔で温度計測を行いΔhの間
に第３図のフローチヤートを処理し、この間に次
のマイクロ波出力レベルで照射し、再び温度計測
を行い、次のマイクロ波出力レベルを決定すると
いう処理を加温時間終了まで繰り返し行い治療を
行う。

また、第１０図は蒸気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、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（第１０図１００）、そ
の後同軸スイツチ１２をDM１側に初換え（同図
１０１）、生体表面，中間部，患部の温度計測を
行い（同図１０２）、生体中間部温度が設定値よ
り高い場合は、該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（同図
１０４，１０５）、下つたならば、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、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図に示すフローチヤート同
様の処理がなされるが、生体表面温度又は生体内
患部温度が設定値よりも高かつた場合（同図１０
７，１１０参照）、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１０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、前記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減衰器
１４の減衰量に従つて図中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。

以上のように構成しても、第１１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。

なお、上記各実施例では、電磁波用の減衰器１
１４を用いてマイクロ波の出力レベルを制御する
場合を例示したが、同軸スイツチ１２の切換え制
御を有効に使用することにより減衰器１４を削除
しても略同等の作用効果を得ることができる。

〔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、複数の患者に対して個々に独立管
理して電磁波照射を必要に応じて切換制御し、並
行して治療することができるばかりでなく、電磁
波発生手段の作動を停止させることなく各患者に
適応した電磁波の照射を個別的に中断したり継続
したりすることができ、電磁波発生手段として単
一のものを共同使用し得るようにしたことから設
備投資を有効に抑えることができ、とくに、主制
御部の各々が第１の温度計測手段で計測される温
度が最初に設定値以上となり同時に前記第２の温
度計測手段で計測される温度が設定値以下であつ
た場合に直ちに加温治療時間の進行を開始せしめ
る第３の機構を備える等の構成を採つていること
から、治療中における患者の正常組織例えば生体
表面がより有効に保護され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図は各々第１図の動作例を示すフローチ
ヤート、第４図ないし第７図は各々第１図の動作
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１，２は各々実際の治療にお
けるマイクロ波照射時と温度計測を示すタイムチ
ヤート、第１０図はその他の実施例を示すフロー
チヤート、第１１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あ
る。８……電磁波発生手段としてのマイクロ波発振
器、１０……電磁波分岐手段としての分岐回路、
１２……電磁波切換機構としての同軸スイツチ、
２２……主制御部、２４……アプリケータ、３８
……第２の温度計測手段としての温度センサ、４
０……第１の温度計測手段としての温度センサ、
４２……第３の温度計測手段としての温度セン
サ、４４……冷却機構、４６……生体、DM１…
…ダミーロード。

Claims

【特許請求の範囲】１単一の電磁波発生手段と、この電磁波発生手
段から出力される電磁波を複数の出力部に分岐す
る電磁波分岐手段と、この複数の出力部に対応し
て装備され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る生体表面冷却用の冷却機構
とを有するハイパーサーミア用加温装置におい
て、前記各アプリケータと前記電磁波分岐手段の各
出力部との間に、それぞれ電磁波切換機構を装備
するとともに、この電磁波切換機構と前記冷却機
構とをアプリケータ毎に各別に駆動制御する複数
の主制御部を設け、前記各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、前記各アプリケータが当接する生体表面部分
の温度測定を行う第２の温度計測手段と、前記各
加温治療部と前記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それぞ
れ各アプリケータごとに具備し、前記各主制御部が、更に、前記第２の温度計測手段の出力の大小に応じて
前記冷却機構の冷却能力を増加もしくは減少制御
する第１の機能と、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、対応する前記電磁波切換機構を
予め電磁波吸収用として別に装備されたダミーロ
ード側に切換え制御する第２の制御機能と、前記第１の温度計測手段で計測される温度が最
初に設定値以上となり同時に前記第２の温度計測
手段で計測される温度が設定値以下であつた場合
に直ちに加温治療時間の進行を開始せしめる第３
の機能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。