JPH0356747B2 - - 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とともに、生体表面に
おける熱傷等の発生を抑え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。

〔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、前記電磁波の出力に対応して加温箇所の
表面及び内部温度測定を行う温度計測手段とを備
えている。そして、冷却機構には、当該冷却機構
用の冷却液の温度を調整する液温調整手段を装備
するとともに、温度計測手段が予め定めた設定値
と異なる生体温度を検知した場合に直ちに液温調
整手段を稼働させて冷却液の温度を上昇もしくは
下降制御する冷却制御回路を設けるという構成を
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。

〔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の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８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機構２
１と、該冷却装置２１を制御し水の冷却調整を行
う冷却制御回路２４と、該冷却装置で冷却された
水を循環させるポンプ２２と、水の温度を検出す
る温度センサー２８と、癌組織の温度を検出する
温度センサー３０とから構成される。

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り、
生体３２との当接面には皮膚部分での誘電損失に
よる加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、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が設け
られている。そして、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表面を冷却している。冷却水
の温度は制御回路２４によつて制御されており、
水温の変化によつて、生体表面の温度を調整して
いる。水温は冷却機構３４の水の排出側に設けら
れた温度センサー２８によつて検出され、ここで
検出された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表面の温度が求められる。こ
の表面温度は、冷却装置２１の水温を調整するた
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。

また、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、冷却制御回路２４を介して冷却装
置２１を駆動し冷却機構３４に流通する冷却液の
液温を制御する第３の制御機能とを備え、これら
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は、上記各センサー１
２，２８，３０で得られた情報をＡ／Ｄ変換器１
６，４０，４２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、まず第３の制御機能によりＤ／Ａ変換
回路４８を介して冷却装置２１の出力が制御さ
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
の温度を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（同図ステツプ
50）、十分に水が冷却された後、ポンプ２２の始
動を行う（同図ステツプ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
ステツプ54）。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
が徐々に深部へ浸透するように温度ピークが深部
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図において、曲線Ａ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
温範囲が比較的表層となる2450〔ＭHz〕のマイク
ロ波を所定の基準量に基づいて照射した場合に得
られる温度分布を示す。また、曲線Ｂは、曲線Ａ
の場合のマイクロ波の基準量に対し３〔dB〕出力
を減じた場合に得られる温度分布を示す。この３
〔dB〕出力を減じた温度分布の方が約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
まうことと生体の血流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。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56）、続いてこの後マグネ
トロン８の出力を切り（同図ステツプ58）、温度
計測にはいる（同図ステツプ60）。

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２８と癌組織の温度を計測する
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、生体
内に挿入された温度センサー３０がマイクロ波の
影響を受けて、誤差が生ずるからである。

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62）。

表面温度が設定値より高い場合、主制御部１８
は、冷却制御回路２４へ水温を下げるべく指示を
与え、表面温度が設定値より下がるまで冷却装置
２１の出力（冷却効果）を１ステツプごとに上げ
（同図ステツプ64）、水温を下げることで生体表面
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
に冷却装置２１の出力（冷却効果）を１ステツプ
下げ（同図ステツプ66）、その後、内部温度の調
整にはいる（同図ステツプ68）。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、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は、パワーコントロールユニツト１
４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70）。

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ステツプごと高くし、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の第２の制御機能が作動して癌
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ステツプごと下げ（同図７４）、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８の出力を１ステツプ下げた後、冷却装置２
１の出力（冷却効果）を１ステツプごとに上げて
いるのは、図中ステツプ66で冷却装置２１の出力
（冷却効果）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72）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78）。

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。この第６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43.5〔℃〕以下
になるまで計測を続ける（図中BC）、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70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とから、再び
傾きが上昇する（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
〔℃〕を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〔℃〕をは上昇
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、上記実施例を用いたマグ
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。

〔発明の効果〕

以上のように、本発明によると、加温箇所にお
ける生体内部および生体表面の急激な過熱状態を
有効に防止することができ、これがため、患者は
生体内の加温治療を快適に受けることができ、加
温時における生体表面の冷却を、主に、液温調整
手段による冷却液の冷却制御を主体としているこ
とから、大量の冷却水が不要となり、従つて装置
全体の小型化を図ることができ、また電磁波発生
手段の出力低下を図ることなく表面冷却を実効し
得ることから、生体内部の化温箇所をより有効且
つ迅速に加温治療し得る、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図は本発明におけるハイパーサーミア用加
温装置の一実施例を示す全体的系統図、第２図は
本実施例におけるアプリケータの使用状態を示す
斜視図、第３図は本実施例におけるハイパーサー
ミア用加温装置の全体的動作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
クロ波照射時と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、
１８……第１ないし第３の各制御手段を含む主制
御部、２０……アプリケータ、２１……液温調整
手段としての冷却装置、２４……液温制御回路と
しての冷却制御回路、３０……温度計測手段、３
４……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、前記電磁波
   の出力に対応して加温箇所の表面及び内部温度測
   定を行う温度計測手段とを備え、 前記冷却機構に、当該冷却機構用の冷却液の温
   度を調整する液温調整手段を装備するとともに、 前記温度計測手段が予め定めた設定値と異なる
   生体温度を検知した場合に直ちに前記液温調整手
   段を稼働させて前記冷却液の温度を上昇もしくは
   下降制御する冷却制御回路を設けたことを特徴と
   するハイパーサーミア用加温装置。