JPH0356746B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 〔発明の属する分野〕 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。

〔従来技術とその問題点〕

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、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、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、発明者らは電磁波を用いて生
体内深部の癌を加温療法する場合の有効性を、従
来より提案し研究を進めている。

〔発明の目的〕

本発明は、上記従来技術を勘案し、生体内の所
定の加温箇所を、特に生体表面の熱傷等を発生さ
せることなく予め定めた所定の温度にて継続して
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供する
ことを、その目的とする。

〔発明の概要〕

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に装備された冷却
機構と、この冷却機構に対する冷却水送込み手段
と、前記電磁波の出力に対応して加温箇所の表面
及び内部の温度測定を行う温度計測手段と、この
温度計測手段から出力される温度情報により電磁
波発生手段と冷却水送込み手段とを駆動制御する
主制御部とを備えている。そして、この主制御部
が、加温箇所の表面温度が設定値より高い場合に
は冷却水送込み手段に対する冷却水増加制御を行
い、加温箇所の表面温度が設定値より低く、且つ
加温箇所の内部温度が設定値より高い場合に直ち
に加温治療の計時に入るとともに、電磁波発生手
段の出力降下制御と冷却水送込み手段の冷却水増
加制御とを１ステツプづつ順次行う構成とした。
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。

〔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。この実施例において、ハイパーサーミ
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、主制御部１８を中心に構成され第
１ないし第３の制御機能を備えた制御部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、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
ワーレベル値から反射波のパワーレベル値を引
き、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て、この結果から
マグネトロンの出力を調整する機能を備えてい
る。

一方、マイクロ波照射部６は、本実施例では、
マイクロ波を生体へ照射するアプリケータ２０
と、このアプリケータ２０を開口部側すなわち生
体表面を冷却するための冷却機構３４とによつて
構成され、さらに癌組織の温度を検出する温度セ
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、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２２を駆
動制御するためのポンプコントローラユニツト２
４と、冷却液の流量を検出する流量センサー２６
と、冷却液の液温を検出する温度センサー２８と
が各々第１図に示すように連結され装備されてい
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で冷却された水を
ポンプ２２で強制的に循環させ、当該冷却機構３
４内を通過させることでアプリケータ２０の開口
面すなわち生体表面を冷却している。

一方、ポンプ２２の回転数はポンプコントロー
ラユニツト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つて水の流量を
変化させ、生体表面の温度を調整している。ま
た、冷却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３
８を介して主制御部１８へ送られてポンプ２２の
回転数を制御するための１つの基準値となる。更
に、冷却機構３４の水温を検出するための温度セ
ンサー２８が当該冷却機構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の表面
温度を求められるようになつている。この表面温
度はポンプ２２の回転数を制御するための重要な
情報となる。

生体内温度センサー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、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
御手段と、ポンプコントローラユニツト２４とを
介してポンプ２２の回転数を制御する第３の制御
手段とを備え、これら各制御手段が後述するよう
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
ー１２，２６，２８，３０で得られた情報をＡ／
Ｄ変換器１６，３８，４０，４２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力部
４４とからの情報に基づいて癌組織の温度と生体
表面の温度とが所望の値に保たれるように、まず
第３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およ
び第２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
るべく上述した各情報を入出力部４４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２０
と当接する生体表面温度を20〔℃〕、癌組織に対し
ての加温を43.5〔℃〕とする。

まず、冷却装置２１を稼働させ（第３図ステツ
プ50）、十分に水が冷却された後、流量センサー
２６から検出される情報によつて第３の制御機能
が作用し、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（同図ステツプ52、54）。
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（同図ステツプ56）。

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
へ移行するからである。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、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、該方向性結合器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
定を行つておいてもよい。

マグネトロン８の最大出力の設定が行われた
後、一定時間マイクロ波の照射を行い（第３図ス
テツプ58）、この後マグネトロン８の出力を切り
（同図ステツプ60）、続いて温度計測にはいる（同
図ステツプ62）。

この温度計測は、生体表面の温度を計測するた
めの温度センサー３０によつてなされる。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、まず生体表面の温度
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
（同図ステツプ64）。表面温度が設定値より高い場
合、主制御部１８内の第３の制御機能は、ポンプ
コントローラユニツト２４へポンプ２２の回転数
を上げるべく指示を与え、表面温度が設定値より
下がるまでポンプ２２の回転数を１ステツプごと
に上げ（同図ステツプ66）、流量や増やすことで
生体表面の冷却を行う。

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（但し水流の最小循環
を下まわることはない）（同図６８）、内部温度の
調整にはいる（同図ステツプ70）。

ここで、内部温度がオペレータによつて入力さ
れた内部温度設定値（43.5〔℃〕）よりも低いと
き、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入力パワーを越える
ことはない（同図ステツプ72）。そして、次のマ
イクロ波照射時が来たときには、この設定値に基
づいてマイクロ波の照射がなされるようになつて
いる。

即ち、癌組織が設定値よりも高くなるまでマイ
クロ波の照射と計測が繰り返され、この計測時を
利用してマグネトロン８の出力の設定値を１ステ
ツプ毎高くし、次の照射時には、計測時において
設定された出力によつて、マイクロ波の照射がな
される。

この結果、癌組織の温度が内部設定温度より高
くなつた場合は、主制御部１８内の第２の制御機
能が作用して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。かかる制御は、総て主制御部１８で
なされる。一方、この間を利用してマグネトロン
８の出力設定値を１ステツプ毎下げ（同図ステツ
プ76）、次の照射時のための出力設定を行う。

ここでマグネトロンの出力を１ステツプ下げた
後、ポンプ２２の回転数を１ステツプ毎に上げて
いるのは、図中ステツプ68でポンプ２２の回転数
を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
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（同図ステツプ74）、
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（同図ステツプ80）。

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
している間隔が温度計測時である。温度計測時に
はマグネトロン８の出力は零となつている。図中
Ｂ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、内部温度が初めて設定値を越
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43.5〔℃〕以下になるまで計測を続
け（第６図中Ｂ，Ｃ）、この間に次に照射すべき
マイクロ波の設定が行われる。したがつて、CD
間ではAB間に対して傾きが下がつている。また
計測時においてマグネトロン８の出力設定値を下
げすぎてしまつたため、次の照射時で温度が43.5
〔℃〕に達しなかつた場合（例えば図中EF）は、
第３図のフローチヤートのステツプ72で示したよ
うに次の計測期間（例えば図中FG）で出力のア
ツプが図られる。このため、傾きが再び上昇する
（例えば図中GH）。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
常細胞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図と比較し、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
とくらべて遅れている。

なお、深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の代わ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増幅器
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
ア増幅器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。

〔発明の効果〕 以上のように、本発明によると、加温箇所の温
度変化に対してはより迅速かつ高精度に予め設定
した一定の加温温度を設定することができ、かつ
これを長時間維持することができ、電磁波発生部
の出力制御という手間をかけることなく、生体表
面の熱傷の発生を有効に抑えることができ、これ
によつて患者は生体内部の加温療法を長時間比較
的快適に受け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図ないし第７図は各々第１図の動作説明
図である。 ８……電磁波発生手段としてのマグネトロン、
１８……第１ないし第３の各制御機能を含む主制
御部、２０……アプリケータ、３０……温度計測
手段、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
   照射開口部に装備された冷却機構と、この冷却機
   構に対する冷却水送込み手段と、前記電磁波の出
   力に対応して加温箇所の表面及び内部の温度測定
   を行う温度計測手段と、 この温度計測手段から出力される温度情報によ
   り前記電磁波発生手段と冷却水送込み手段とを駆
   動制御する主制御部とを備え、 この主制御部が、 加温箇所の表面温度が設定値より高い場合には
   前記冷却水送込み手段に対する冷却水増加制御を
   行い、加温箇所の表面温度が設定値より低く、且
   つ加温箇所の内部温度が設定値より高い場合に直
   ちに加温治療の計時に入るとともに、電磁波発生
   手段の出力降下制御と冷却水送込み手段の冷却水
   増加制御とを１ステツプづつ順次行うように構成
   されていることを特徴としたハイパーサーミア用
   加温装置。