JPS625364A - ハイパ−サ−ミア用加温装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

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、個々に好適な治療ができるように構成
されたハイパーサーミア用加温装置に関する。

〔従来の技術〕

近年、加温療法〔「ハイパーサーミア」ともいう〕を用
いた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Ｖｏ　１　、２２、患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
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範囲に生体を保たね
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、長い間装置されてい
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（特願昭５９−４０７９３号）を
提案している。

〔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−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、このことは同時に真人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
するがという技術的課題が残されている。これがため、
設備の負担を少なくするとともに複数のの加温装置をい
かに迅速に管理し、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、上記点に鑑みなされたものであり、複数の患
者を同時に並行して治療し得るとともに、装置全体の設
備投資を抑え、とくに、生体内患部の加温治療時に周囲
の正常組織を有効に保護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、複数の患者に対応して装備された
複数の電磁波発生手段と、これらの各電磁波発生手段か
ら出力される電磁波を生体へ照射せしめる複数のアプリ
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、前記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設け、これらの温度計測手段の出力
により前記各電磁波発生手段の出力を増減もしくは切換
え制御する単一の主制御部を設け、前記第３の温度計測
手段が予め設定した所定温度以上の温度を検出した場合
、前記主制御部の制御により前記電磁波発生手段の出力
を一時的に中断制御するという構成を採り、これによっ
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
各患者に対応する各電磁波発生手段より電磁波が各患者
の加温治療部に出力されると、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
内患部の各温度が上昇する。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がこれら各
部に設けた温度計測手段により所定時間ごとに常時計測
され、各患者の全情報が単一の主制御部に送られて切換
え処理される。そして各患者に対する加温制御が各別に
順次行われる。例えば、いづれかの患者の生体表面の必
要以上の過熱に対しては、主制御部の指示により、当該
患者に対応する電磁波発生手段の出力が降下制御される
。この場合、生体表面は冷却機構により、常時冷却され
ているので、該生体表面の熱傷は有効に防止される。ま
た、前述し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、主制御部の指示により直ちにこれに対
応する電磁波発生手段の出力が所定時間。

中断制御される。このため、複数の患者に対する生体内
患部の加温治療が、各患者の生体内中間部の正常組織を
保護しながら、患者の苦痛を伴うことなく、１つの主制
御部に時系列的に集中管理されて同時進行され、効率よ
くしかも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１０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一部省略した全体的系
統図である。この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、制御手段を含
む単一の制御部４と、マイクロ波照射出力する複数のア
プリケータ２０と、生体表面を各別に冷却する表面冷却
手段６とから構成されている。

前記マイクロ波発生部２は、複数人の患者（本実施例で
は３人）に同時に電磁波を照射する電磁波発生手段とし
ての複数のマグネトロン８と、これに対応してそれぞれ
装備された方向性結合器１０、ダイオード１２およびパ
ワーコントロールユニット１４とからなる。この内、パ
ワーコントロールユニット１４は、サイリスクによる制
御で前記マグネトロン８のアノード電圧を変化させ、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
は前記ダイオード１２で検波され、電圧変換された後、
Ａ／Ｄ変換器（図示せず）を介して単一の主制御部１８
へ送出されるようになっている。

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
ーを算出して、この結果から前記マグネトロン８の出力
を調整する機能を備えている。

一方、前記表面冷却手段６は、本実施例では前記各アプ
リケータ２０の開口部側すなわち生体表面部分を冷却す
るための冷却液を各別に冷却する複数の冷却装置１６と
、該冷却装置１６を制御し冷却液の冷却調整を各別に行
なう冷却制御回路１５とを備え、そしてこれらに対応し
て、該冷却装置１６で冷却された冷却液を循環させるポ
ンプ１８と、冷却液の流量を調整するためのバルブ２４
と、該バルブ２４を制御するためのバルブコントロール
ユニット２５と、冷却液の流量を検出する流量センサ２
６と、冷却液の温度を検出する第２の温度計測手段とし
ての温度センサ２８と、加温治療部である癌組織の温度
を検出する第１の温度計測手段としての温度センサ３０
と、生体３２表面と癌組織の間の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温度センサ３１と
を備えた構成となっている。なお、他の２人の患者にお
けるアプリケータ２０、各種センサ等は省略しである。

前記アプリケータ２０は、第２図に示すように生体３２
に当接して、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との接触
面には皮膚部分での誘電損失による加熱によって皮膚に
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。該冷却機構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、前記冷却装置１６で冷却された水を前記ポ
ンプ２２で強制的に循環させ、バルブ２４によって流量
を調整し、該冷却機構３４内を通過させることでアプリ
ケータ２０の開口面に位置する生体表面を冷却している
。一方、バルブ２４の開閉度は、バルブコントロールユ
ニット２５によって制御されており、このバルブ２４の
開閉度によって冷却水の流量を変化させるとともに、冷
却制御回路１５を介して、冷却装置１６の出力（冷却能
力）の調整を行い冷却液の水温を調整することにより、
生体表面の温度調整をしている。冷却水の流量は流量セ
ンサ２６によって検出されており、この検出された情報
はＡ／Ｄ変換器（図示せず）を介して後述する単一の主
制御部１８へ送出され、前記バルブ２４の開閉度を制御
するための１つの基準値となる。また、前記冷却機構３
４の水温を検出するための温度センサ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
生体表面温度を求める構成となっている。更に、この生
体表面温度は前記バルブ２４の開閉度及び前記冷却装置
１６の出力を調整するためのメイン情報となる。

前記温度センサ３０は、加温治療部としての癌組織の温
度を検出するためのセンサであり、また前記温度センサ
３１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あり、これら各センサで得られる
情報を基にして、前記マグネトロン８の出力調整が後述
する単一の主制御部１８で行なわれるようになっている
。

一方、前記制御部４は、オ哀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の単一
の入出力部４４と、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
中枢となる単一の主制御部１８とからな−っている。

この主制御部１８には、本実施例では３人の患者からそ
れぞれ３系統（３台からの情報、３台への情報）の情報
が入出力されており、この３系統からの情報を主制御部
１８内のマルチプレクサにより順次切り換え、３系統が
１台のＡ／Ｄ変換器およびＤ／Ａ変換器（図示せず）で
処理できるようになっている。

つまり、主制御部１８は、上記３名の患者の各センサ１
２，２６．２Ｂ、３０．３１で得られた情報をマルチプ
レクサにより順次切り換えてＡ／Ｄ変換器を介して入力
し、この情報とオペレータの指示を受けた入力部４４か
らの情報とに基づいて、癌組織の温度と、生体表面の温
度と、生体内中間部温度とが所望の値に保たれるように
・Ｄ／Ａ変換器を介しマルチプレクサにより順次切り換
えながら、バルブ２４の開閉度と冷却装置１６の出力と
マグネトロン８の出力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４
４に送出するようになっている。

次に、第３図ないし第１０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、アプリケータ２０
と接触する生体表面温度を２０’Ｃ。

生体内中間部温度４０℃、癌組織に対しての加温を４３
．５℃とする。

まず、冷却装置を始動させ（第３図５０）、充分に水が
冷却された後、ポンプを始動させ（同図５２）、流量セ
ンサ２６から検出される情報によって、冷却水が最小循
環されるように各バルブ２４の制御を行なう　（同図５
４．５６＞。そして、この後オペレータが各患者の癌組
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５８）。このようにマグネト
ロン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（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こ
とがら、各患者に適した値に設定する必要があるからで
ある。第６図は２４５０−（ＭＨｚ）のマイクロ波をあ
る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）出力を滅
じた場合のマイクロ波の照射によっ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、従って加温深さは表
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０．２５（ａｍ）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７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、前記方向
性結合器１０からの情報に基づいて主制御部１８で行な
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でオペレータによって設定された値に合わせる
ことでマグネトロン８の最大出力の設定が行われる。

なお、この場合予めファントムモデルを使って最大出力
の設定を行なっておいてもよい。また、ここでの各患者
に対する最大出力をそれぞれ、ＰａｔＰ、、Ｐ、とする
。

このようにして、マグネトロン８の最大出力が設定され
た後は、オペレータから入力された各患者に対する加温
時間を設定する（第３図６０）。

これも、各患者の病状に合わせて治療時間を決める必要
があるからである。

以上のように初期値が設定された後は、各患者に対して
マイクロ波照射が行なわれる（同図６２）。

この詳細なフローチャートは第４図に示しである。

但し、この場合、予めオペレータにより設定された所定
時間マイクロ波を照射してから第４図のフローチャート
に入る。これは、生体に対する加温がマイクロ波の最大
出力照射であっても、急には加温されず、時間を要する
ためである。

ところで、この第４図のシステムソフトウェアは、第５
図に示す主制御部内のシステムクロ・ツクに同期して、
行なわれるようになっている。

即ち、システムクロック（例えば１）が入力されると第
５図に示す△ｈなるわずかな時間で第４図に示すシステ
ムソフトウェアの処理がなされ、このシステムソフトウ
ェアにおける判断により、生体各部の加温状態に対応し
たマグネトロン８の出力等の決定がなされる。そして、
これに基づいて一定時間（第５図Ｈ参照）マイクロ波の
照射が行われた後（システムソフトウェアの判断により
マイクロ波照射を行なわない場合も当然ある）、次に来
るシステムクロック１に同期して、再びシステムソフト
ウェアの処理が行なわれる。つまり、この一連の処理に
よって患者１人の治療が行なわれ、他方、他の患者に対
してはシステムクロック２またはシステムクロ７り３に
同期してシステムソフトウェアの処理が行なわれ、複数
人の患者を１つの制御部で同時に治療できるようになっ
ている。

次に、第４図のフローチャートを具体的に説明する。上
述したシステムクロック（例えば１）が入力されると、
生体表面、その直下の生体内中間部及び生体内患部の各
温度を前記温度センサ２８゜３１．３０により各別に測
定する（第４図６４）。

この場合、温度計測時においてもマイクロ波は照射され
ている。そして先に設定した加温時間（第３図６０参照
）に到達したか否かを判断しく第４図６６）、到達して
いる場合は、その患者の治療（システムソフトウェア）
のみを終了し、他の患者を治療するためのステップに移
る（同図６８゜第３図９８）。一方、加温時間が到達し
ていない場合は、今までマイクロ波照射が中断されてい
たか否かが判断され（同図７０）、マイクロ波照射が中
断されていた場合は、生体内中間部温度が低レベル設定
値より高いか否かが判断され（同図７２）、高い場合に
は他の患者を治療するためのステップに移る（第３図９
８参照）。また低い場合には、今まで中断していたマイ
クロ波の照射を再開しく同図７４）、生体内中間部温度
が設定値より高いか否かが判断される（同図７６）。一
方前記第４図７０においてマイクロ波の照射が中断され
ていなければ、次に生体内中間部温度が設定値より高い
か否かを判断するために同図７６に移る。生体内中間部
温度が設定値より高い場合には直ちに前記主制御部１８
内の出力降下制御手段の指示によりマグネトロン８の出
力レベルが１ステツプダウンされ（同図７８）、同じく
主制御部１８内の出力中断制御手段の指示により、マグ
ネトロン８の出力、すなわちマイクロ波の照射を中断し
く同図８０）、これによって前記生体内中間部の正常組
織を保護し、しかるのち他の患者を治療するためのステ
ップに移る（第３図９８）。ここで前述した〔第４図７
０ないし８０〕の処理は、マイクロ波照射中に生体内中
間部の温度が予め設定された設定値（本実施例では４０
℃を超えた場合に、それ以上マイクロ波を継続照射する
と、第１１図に示すように生体内中間部すなわち正常組
織が、マイクロ波の出力を下げているにもかかわらず正
常組織の温度を同図Ｂ′点に示すように許容温度４３．
５℃を超え、正常組織に悪影響を及ぼす４５℃以上にま
で加温されてしまうことが実験的に明らかなので、これ
を事前に防ぐためになされている。このような場合には
、マイクロ波のパワーを１ステップ下げ、マイクロ波の
出力を中断し、生体内中間部温度が予め設定された低レ
ベル設定温度に下るまで、温度計測を続け、低レベル設
定温度にまで下ったならば、マイクロ波出力の中断を解
除するようにしている（第４図７°０ないし８０）。

次に、先に計測した生体表面温度がオペレータによって
予め入力された表面温度の設定値より高いか否かが判断
され（同図８２）、表面温度が設定値より高い場合、主
制御部１８は、生体表面温度を下げるためにこれに対応
するバルブコントロールユニット２５ヘバルブ２４の開
度を１ステップ上げるべく指示を与えるとともに、冷却
制御回路１５に指示を与えて冷却装置１６の出力を１ス
テップ上げ（同図９６）、主制御部１８におけるマルチ
プレクサの切換えを行い、該主制御部１８の入出力ボー
トを他Φ患者の各センサ２６，２８゜３０．３１及び各
コントロールユニット１４゜１５．２５．に切換え（第
３図９８）、他の患者にたいする処理を続けて行う。そ
して、上述した次のシステムクロック（例えば１）が入
力されたときに、ステップ６４．６６．７０．７６を介
して再び表面温度の判断が行なわれる（第４図８２）。

この一定時間の経過により、表面温度が設定値より下が
ったならば、次のシステムクロック時に生体表面を冷却
しすぎないように、主制御部１８はバルブ２４を１ステ
ツプ閉鎖（但し、冷却水の流れが、最小循環を下まわら
ないようにする）するとともに、冷却制御回路１５を介
して冷却装置１６の出力を１ステップ下げ（同図８４）
、生体内患部温度（癌組織の温度）の調整にはいる（同
図８６）。

ここで患部温度がオペレータによって入力された患部温
度設定値（４３，５°Ｃ）よりも低いとき、主制御部１
８は前記パワーコントロールユニット１４に指示を与え
ることによって、マグネトロン８の出力レベルを１ステ
ップ上げる。但しこの場合、最初に設定した最大出力パ
ワーを超えないようにする（同図８８．９０）。そして
、この設定値に基づいて次のシステムクロック（例えば
１）が来るまでこの設定値でマイクロ波を照射する。

即も、癌組織が設定値よりも高くなるまで温度計測の値
に基づいてマイクロ波の照射出力を１ステップ毎上げ（
但し、生体内中間部温度が設定値を超えた場合はマイク
ロ波の照射を中断し、生体表面温度が設定値を越えた場
合は、マイクロ波の出力を下げる）、この値に基づいて
マイクロ波の照射がなされる。

この結果、癌組織が加温され、設定値より高（なった場
合は、初めて設定値を越えたかどうか判断され（同図９
１）、初めてならば主制御部１８により加温時間の測定
が開始され図中９４に進む（同図９２）。また、初めて
でなければ、直ちに図中９４に進む。即ち癌組織の温度
が生体内患部設定温度より高（なった場合は、システム
クロックに同期して行なわれる温度計測時を利用してマ
グネトロン８の出力設定値を１ステップ毎下げ（同図９
４）、バルブを１ステツプ毎に開放するとともに冷却装
置１６の出力を１ステツプ毎に上げ、マグネトロン８の
出力調整を行う　（同図９６）。

ここでマグネトロン８の出力を１ステップ下げた後、バ
ルブ２４を１ステツプ毎に開放し冷却装置１６の出力を
１ステツプ毎に上げているのは、図中８４でバルブ２４
を１ステツプ閉鎖し冷却装置１６の出力を１ステップ下
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ったときは、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℃付近の温度になってからの
時間によって左右される。したがって、本実施例では、
癌組織が初めて設定値を越えた時点から加温時間を計測
しく同図９２）、上述したようにオペレータによって入
力された加温時間が到来したときに、該当する患者に対
する加温を終了する（同図６６．６８）。

第８図は患者−人に対する各マイクロ波照射時。

非照射時と温度計測時（第４図に示したシステムソフト
ウェアの処理時）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８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、△ｈ間隔が、第５図に示し
たようにシステムクロックに同期して行なわれる温度計
測時である。図中Ａ点は、マグネトロン８の最大出力Ｐ
１によるマイクロ波の照射の結果、患部温度が初めて設
定温度を越え、計測が始まっ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℃以下になるまで温度計測時におい
てマグネトロン８の出力を下げる判断をし続け（第４図
９４参照）、患部温度が４３．５℃以下になった時点で
マグネトロン８の出力を主げる（第４図９０）。図中Ｃ
Ｄ間では、ＢＣ間においてマグネトロン８の出力設定が
下げられたことがら、ＡＢ間に対して傾きが下がってい
る。またＤ点では、マグネトロン８の出力設定値を下げ
すぎてしまったため設定値を下まわってしまったので、
第４図のフローチャート９０で示したように出力アンプ
が図られることから、再び傾きが上昇する（例えば第８
図ＤＦ）。このような制御の繰り返しによって、各患者
に対してはほとんどリップルのない温度制御が得られる
。

一方、第９図は比較的深部に癌組織があるため、マグネ
トロン８の最大出力を低く設定した場合（Ｐ２）の癌組
織の温度状態を示している。このような病状をもつ患者
に対しては、例えば第５図に示したシステムクロック２
に同期して治療が行なわれる。

ところで、上述した実施例では、３名の患者を対象とし
た・が、患者数が増える場合（例えば５人）はシステム
クロックを第１０図（１）のように変更すればよい。一
方、このクロックの周期をコントロールすることで、各
装置の１回の温度計測から温度計測までの時間を決定す
ることができる。

したがって、第１０図（２）のようにクロックの周期を
短縮すれば、当然温度計測から温度計測までの間隔が短
くなることから、より多数の患者の同時治療を行うこと
が可能となり、温度計測時間（△ｈ）もほとんど無視で
きるため、問題も全くない。また、マグネトロン８自体
、比較的安価であ為ため、患者数が増えてもほとんど価
格に影響されない。

なお、深部加温を行な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なうのに適し
ている発振器およびリニアアンプを用いてもよい。パワ
ーの可変は、マグネトロン８を制御した場合と同様にサ
イリスクによる制御で、発振器のパワー又はリニアアン
プの増幅率すなわち利得を変化させて行なう。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、第５図におけるシステムクロック１に対する図中
Ｉ期間は、第１１図におけるＡ’　Ｃ’間にあたるｉす
なわち、生体内中間部の温度が低レベル値に下がるまで
マイクロ波の照射が中断されている期間を示す。

第１２図は、上記実施例において、生体各部の温度計測
時にマイクロ波を中断した場合のフローチャート（第４
図のフローチャートを一部変更したものである）の−例
を示す。

これは、各患者に対するシステムクロック、例えばシス
テムクロックｌに同期して患者１人に対するシステムソ
フトの処理が第１２図に基づいて行われることを意味す
るものである。即ち、まず最初にマグネトロン８の出力
が「オフ」され、マイクロ波の照射を中断しく同図２ｏ
ｏ）、次に生体各部の温度計測を行い、加温時間終了か
否かを判断し、第４図と同様の処理を行う（同図６４゜
６６．６８参照）。そして、前の処理時に中間部温度が
設定値より高かったかどうか判断する（同図２０１）。

ここで設定値より高かったならば、中間部温度が低レベ
ル値より高いか否かが判断され（同図７２）、高かった
ならば、マグネトロン８の出力を「オフ」した状態で（
同図２０２）、次の患者のシステムソフトウェアの処理
に移る（第３図９８参照）。低ければ、図中７２に進む
。

また前記ステップ２０１で前の処理で中間部温度が設定
値より低かった場合は、直ちに中間部温度が設定値より
高いか否かを判断する（同図７６）。

そして高い時は、第４図同様の処理がなされた後、マグ
ネトロン８出力をオフしたまま（同図２０２）、次の患
者の処理に移る。一方、低い場合は、第４図と同様、表
面温度、患部温度の調整に入り、表面温度又は患部温度
が設定値より高い場合（同図８２．８６．９２，９４．
９６参照）は、マグネトロン８の出力を「オフ」したま
ま（同図２０２）、次の患者の処理に移る。

また、表面温度及び患部温度が設定値より低い場合（同
図８２．８４．８６．８８．９０）は、マグネトロン８
の出力を「オン」にして（同図２０３）、次の患者の処
理に移るようになっている。このように、第１２図では
、第５図中のΔｈの期間マイクロ波の照射が中断され、
システムソフトウェアの処理がなされ、マグネトロン８
の出力レベル調整及びマグネトロン８の出力ｒオン」か
「オフ」かを決定し、これに基づいて、次の温度計測ま
での時間Ｈに対するマグネトロン８の出力を制御する。

その他の構成は第４図と同様である。

以上のように構成しても、第１３図に示すように癌組織
の加温に対し、多少立上り時間が長くなるほか、はぼ第
４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。

〔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、複数の患者を並行して同時に治療することができ
、各患者に対して一定の加温温度を長時間維持すること
ができ、また、電磁波照射面の温度上昇が患者ごとに順
次切換え制御されて効果的に冷却されるので患者の苦痛
を迅速に軽減することができ、単一の主制御部により全
体を切換制御する構成であることから、その分、設備費
の軽減を図ることができ、とくに、生体表面から患部に
至る中間部分の温度計測を行い、必要に応じて電磁波発
生手段の出力を中断制御するようになっているので、患
部周囲の正常組織を有効に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図ないし
第４図は各々第１図の動作例を示すフローチャート、第
５図（１）　（２）　（３）は各々第１図の動作例を示
すシステムタイムチャート、第６図ないし第９図は各々
第１図の動作説明図、第１０図は患者数を増した場合に
おけるシステムクロ・ツク、第１１図は生体内中間部の
異常加温状態を示す説明図、第１２図はその他の実施例
を示すフローチ・ヤード、第１３図はその他の実施例に
おけるマイクロ波照射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、
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。 特許出願人　　菊　　地　　　　眞（外３名）第２図 一／−一 第３図

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. （１）、複数の患者に対応して装備された複数の電磁波
   発生手段と、これらの各電磁波発生手段から出力される
   電磁波を生体へ照射伝播せしめ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、前記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
   測手段とを設け、 これらの温度計測手段の出力により前記各電磁波発生手
   段の出力を増減もしくは切換え制御する単一の主制御部
   を設け、 前記第３の温度計測手段が予め設定した所定温度以上の
   温度を検出した場合、前記主制御部の制御により前記電
   磁波発生手段の出力を一時的に中断制御することを特徴
   とするハイパーサーミア用加温装置。