JPH02255160A - Hyperthermia device - Google Patents
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Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
Ａ、産業上の利用分野
この発明は、腫瘍などの患部の温熱治療に使用されるも
ので、シミュレーシコンによって、ある基準となるパワ
ーの高周波電磁波を患者の体内に与えたと仮定した場合
に、加温断面の各点にどれだけのエネルギーが蓄積され
るかを示す５ＡＲ（Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ａｂｓｏｒｐｔ
ｉｏｎ Ｒａｔｅ ）分布と呼ばれる発熱エネルギー分
布を求め、差分法や有限要素法によって加温断面の温度
分布を予測し、その結果をもとにして適正なパワーを設
定するようにしたハイパーサーミア装置に関する。[Detailed Description of the Invention] A. Industrial Application Field This invention is used for thermal treatment of affected areas such as tumors, and uses a simulator to apply high-frequency electromagnetic waves of a certain standard power into the patient's body. 5AR (Specific Absorpt
The present invention relates to a hyperthermia device that calculates a heat generation energy distribution called ion rate) distribution, predicts the temperature distribution of a heating cross section by a differential method or a finite element method, and sets an appropriate power based on the results.
Ｂ、従来技術
従来のこの種のハイパーサーミア装置は、次のように動
作するように構成されている。B. Prior Art A conventional hyperthermia device of this type is configured to operate as follows.
■ 加温断面の断層像を撮影し、ＣＲＴ等のモニタディ
スプレイに表示する。■ A tomographic image of the heated section is taken and displayed on a monitor display such as a CRT.
■ 断層像を見ながら、患者ヘッドを駆動し、腫瘍部を
アプリケータに対して位置合わせする。■ While viewing the tomographic image, drive the patient head and align the tumor with the applicator.
このアプリケータは、体内に高周波電磁波を照射して腫
瘍部に加温エネルギーを与えるためのものである。ただ
し、この段階では高周波電磁波の照射は行われない。This applicator is used to irradiate high-frequency electromagnetic waves into the body to provide heating energy to the tumor site. However, at this stage, high frequency electromagnetic waves are not irradiated.
■ 断層像によって得られた加温断面内での各点のＣＴ
値から人体組織を判別して人体の各組織に応じた温度パ
ラメータを設定する。■ CT of each point within the heated cross section obtained by tomogram
The human tissue is determined from the value and temperature parameters are set according to each tissue of the human body.
周知のようにＣＴ値は、水を０として一般的には±１０
００の範囲で定義されており、筋肉、脂肪骨、腫瘍部な
ど人体の各組織に応じた固有の値をもっている。したが
って、加温断面内の任意の点がどのような人体組織であ
るのかを、そのＣＴ値に基づいて判別できる。As is well known, the CT value is generally ±10 with water as 0.
It is defined in the range of 00, and has a unique value depending on each tissue of the human body, such as muscle, fatty bone, and tumor area. Therefore, it is possible to determine what kind of human tissue is located at any point within the heated cross section based on its CT value.
また、温度パラメータには、導電率σ、誘誘電率６紐
組織についての各温度パラメータの概略値はすでに知ら
れているところである。Further, regarding the temperature parameters, approximate values of each temperature parameter for the conductivity σ and the dielectric constant 6-string structure are already known.
■ 加温断面内の各点の温度パラメータを設定した後、
ある基準のパワーを仮定し、各点の５ＡＲ（発熱エネル
ギー）を算出して加温断面のＳＡ２分布を求める。■ After setting the temperature parameters for each point in the heating cross section,
Assuming a certain reference power, 5AR (heat generation energy) at each point is calculated to obtain the SA2 distribution of the heating cross section.
■ ＳＡ２分布に基づいて生体熱伝導方程式を解いて加
温断面内の各点の温度を算出するごとにより、加温断面
の温度分布を求める。■ The temperature distribution of the heating cross section is determined by solving the biological heat conduction equation based on the SA2 distribution and calculating the temperature at each point within the heating cross section.
以上の計算は、差分法や有限要素法に基づいて行われる
。The above calculations are performed based on the difference method or the finite element method.
■ 上記のシミュレートされた温度分布における腫瘍部
でのシミュレート温度が目標温度に収斂するように、高
周波電磁波のパワーを決定する。■ Determine the power of the high-frequency electromagnetic waves so that the simulated temperature at the tumor site in the above simulated temperature distribution converges to the target temperature.
癌細胞は、血流が少なく正常細胞に比べて冷却されにく
いので、同一エネルギーであっても正常細胞よりも高く
加温される。Cancer cells receive less blood flow and are less likely to be cooled than normal cells, so they are heated to a higher degree than normal cells even with the same energy.
例えば、４２．５°Ｃで４０分間にわたる温熱治療を行
えば、正常細胞に悪影響を与えることなく、癌細胞を死
滅させることができるとされている。これが前記の目標
温度である。もし、癌細胞の加温温度が４１．５°Ｃに
なったとすると、／１Ｍ熱治療時間は倍の８０分程度必
要となる。For example, it is said that heat treatment at 42.5° C. for 40 minutes can kill cancer cells without adversely affecting normal cells. This is the target temperature mentioned above. If the heating temperature for cancer cells were to be 41.5°C, the heat treatment time would be doubled to about 80 minutes.
このことから、高周波電磁波のパワーをいくらに設定す
るかということ、および、癌細胞に対する加温温度が適
正な温度に保たれているがどうかを、温熱治療中の通じ
て監視しておくことが重要なポイントになる。From this, it is important to monitor the power of the high-frequency electromagnetic waves and whether the heating temperature for cancer cells is maintained at an appropriate temperature throughout the treatment. This becomes an important point.
■ パワーが決定されると、次に行われる加温動作中に
おいて加温断面内での実温度を測定するために、患者の
体内に数個の温度センサを刺し入れる。その刺し入れ位
置としては、温度制御］ｌ（パワー制御）上の重要な部
位である腫瘍部中心およびその近傍が選ばれる。■ Once the power is determined, several temperature sensors are inserted into the patient's body in order to measure the actual temperature within the heating section during the next heating operation. The insertion position is selected at the center of the tumor and its vicinity, which is an important site for temperature control (power control).
■ アプリケータを起動して患者の体内に前記の決定さ
れたパワーで高周波電磁波を照射し、腫瘍部に対する加
温を開始する。(2) Activate the applicator to irradiate the patient's body with high-frequency electromagnetic waves at the determined power to begin heating the tumor.
■ 加温中においては、一定時間（１程度度）おきに、
複数の温度センサによって腫瘍部中心およびその近傍の
温度を実測し、実測温度と前記の腫瘍部でのシミュレー
ト温度との差を算出し、その温度差が所定範囲に収まっ
ているがどうかを判断する。■ During heating, at regular intervals (about 1 degree),
The temperature at the center of the tumor and its vicinity is actually measured using multiple temperature sensors, the difference between the actual temperature and the simulated temperature at the tumor is calculated, and it is determined whether the temperature difference is within a predetermined range. do.
収まっているときは、前記の一定時間おきの温度差の算
出とその温度差が所定範囲に収まっているか否かの判断
を繰り返しつつ加温治療を継続する。When the temperature difference is within the predetermined range, the heating treatment is continued while repeating the calculation of the temperature difference at regular intervals and the determination of whether the temperature difference is within the predetermined range.
［相］ 前記の判断において、温度差が所定範囲から外
れているときには、アプリケータからの高周波電磁波の
照射を中断し、温度パラメータの補正を行う。[Phase] In the above judgment, if the temperature difference is outside the predetermined range, the irradiation of high frequency electromagnetic waves from the applicator is interrupted and the temperature parameter is corrected.
この補正は、主として血流量Ｆについて行われることが
多い。それは、血流の冷却効果によって温度降下をひき
起こすとともに、血流量が他の温度パラメータ（導電率
，誘電率１組織密度）に比べて個人差が大きく、また、
加温による温度上昇に起因して変動する傾向が大きいこ
とがら、血流量を他の温度パラメータのように一義的に
決定することに無理があるためである。This correction is often performed mainly on the blood flow F. This is because the cooling effect of blood flow causes a temperature drop, and the blood flow rate has large individual differences compared to other temperature parameters (electrical conductivity, permittivity 1 tissue density), and
This is because it is difficult to determine the blood flow rate uniquely like other temperature parameters because it tends to fluctuate greatly due to temperature increases due to heating.
もちろん、状況によっては他の温度パラメータについて
も補正する場合がある。Of course, other temperature parameters may also be corrected depending on the situation.
■ 補正後の温度パラメータに基づいて、再び前記■か
らの動作を繰り返す。(2) Repeat the operations from (2) above again based on the corrected temperature parameters.
以上のようにして、患者に即して得られた温度パラメー
タや高周波電磁波のパワー等のデータを登録しておき、
次回の温熱治療の際にそのデータを再利用することで迅
速な措置が可能となる。As described above, data such as temperature parameters and high frequency electromagnetic wave power obtained from the patient are registered.
By reusing this data during the next heat treatment, prompt measures can be taken.
Ｃ１発明が解決しようとする課題
ところで、前記■のように患者の体内に複数の温度セン
サを刺し入れるのは、現状の無侵襲温度計測では温度分
解能、空間分解能が低過ぎて正確な温度計測ができない
ためである。C1 Problems to be Solved by the Invention By the way, inserting multiple temperature sensors into a patient's body as described in (2) above means that the temperature resolution and spatial resolution of the current non-invasive temperature measurement are too low to make accurate temperature measurement. This is because it cannot be done.
そして、温度センサを体内に刺し入れるに当たり、従来
では、モニタディスプレイに表示された断層像における
腫瘍部の位置を見て、医師が経験と勘とに頬っておおよ
その刺し入れ位置の見当をつけてから温度センサを刺し
入れていた。When inserting a temperature sensor into the body, conventionally, a doctor looks at the position of the tumor in a tomographic image displayed on a monitor display and uses experience and intuition to roughly estimate the insertion position. Then I inserted a temperature sensor.
そのため、刺し入れ位置が温度制御（パワー制ｍ）上重
要な部位である目標とするところの腫瘍部中心またはそ
の近傍から外れた不適正なものとなる可能性が高い。Therefore, there is a high possibility that the insertion position will be inappropriate and deviate from the center of the targeted tumor, which is an important site for temperature control (power control), or the vicinity thereof.
また、実測温度を計測する重要な部位として、前記の腫
瘍部中心およびその近傍以外に、腫瘍部のうちで最も高
温となる部位や、ホットスポット（過剰加温）となりや
すい部位があるが、断層像を見ただけでは、これらの部
位の正確な把握はもちろん見当をつけることすらむずか
しい。In addition to the center of the tumor and its vicinity, important areas for measuring actual temperature include areas of the tumor that reach the highest temperature and areas that are prone to hot spots (overheating). It is difficult to accurately understand or even guess these parts just by looking at the image.
このように温度センサによって得られる実測温度が、前
記■の腫瘍部でのシミュレート温度との比較において適
正なものにならない場合が多層化じる。As described above, there are cases where the actual measured temperature obtained by the temperature sensor is not appropriate when compared with the simulated temperature at the tumor site described in (1) above.
そうなると、所期通りの温熱治療効果が得られなくなっ
てしまうばかりでなく、そのような場合、各温度センサ
を引き抜き別の部位に再び刺し入れなければならないた
め患者が受ける苦痛が増すという問題があった。If this happens, not only will the desired thermal treatment effect not be obtained, but in such cases, each temperature sensor will have to be pulled out and reinserted into a different area, which increases the pain experienced by the patient. Ta.
また、複数回にわたる温熱治療において、その度ごとに
刺し入れ位置が異なることが多いために、その複数回の
温熱治療効果の相互間での比較が高精度に行えないとい
った問題もあった。In addition, since the insertion position is often different in multiple thermal treatments, there is also the problem that the effects of multiple thermal treatments cannot be compared with high accuracy.
この発明は、このような事情に鑑みてなされたものであ
って、適正な温熱治療を行う上で重要なポイントの１つ
である温度センサの刺し入れ位置を正確かつ確実に把握
できるようにすることを目的とする。This invention was made in view of the above circumstances, and makes it possible to accurately and reliably grasp the insertion position of a temperature sensor, which is one of the important points in performing appropriate thermotherapy. The purpose is to
０１課題を解決するための手段
この発明は、このような目的を達成するために、次のよ
うな構成をとる。01 Means for Solving the Problems In order to achieve the above object, the present invention has the following configuration.
すなわち、この発明に係るハイパーサーミア装置は、加
温断面の断層像を表示するモニタディスプレイと、温度
パラメータに基づいて加温断面における温度分布をシミ
ュレートする手段と、このシミュレート温度が目標温度
に収斂するように患部に与えるエネルギーパワーを決定
する手段と、決定されたパワーのエネルギーを患部に照
射する手段と、加温断面の所要部位の実温度を測定する
体内刺入れ式の温度センサと、この温度センサによる実
測温度と前記シミュレート温度とを比較しその温度差が
所定範囲から外れたときに温度パラメータの補正を通じ
て前記エネルギーパワーを再決定する手段とを備えたハ
イパーサーミア装置において、前記シミュレートされた
温度分布のパターンから高温領域の重心位置を算出する
手段と、その重心位置を温度センサ刺し入れ位置として
前記モニタディスプレイにおいて断層像に重ねて表示さ
せる表示制御手段とを備えたことを特徴とするものであ
る。That is, the hyperthermia device according to the present invention includes a monitor display for displaying a tomographic image of a heated cross section, a means for simulating a temperature distribution in the heated cross section based on temperature parameters, and a means for simulating a temperature distribution in the heated cross section based on temperature parameters, and a means for causing the simulated temperature to converge to a target temperature. a means for determining the energy power to be applied to the affected area, a means for irradiating the affected area with energy of the determined power, a temperature sensor inserted into the body for measuring the actual temperature of a desired part of the heating cross section; a hyperthermia device comprising means for comparing an actual temperature measured by a temperature sensor with the simulated temperature and re-determining the energy power by correcting a temperature parameter when the temperature difference is out of a predetermined range; The present invention is characterized by comprising means for calculating the center of gravity position of the high-temperature region from the pattern of temperature distribution, and display control means for displaying the center of gravity position as a temperature sensor insertion position superimposed on the tomographic image on the monitor display. It is something.
８０作用 この発明の構成による作用は、次のとおりである。80 effects The effects of the configuration of this invention are as follows.
温熱治療にとって最も重要なポイントであるエネルギー
パワーの決定に当たって比較されるべき実測温度とシミ
ュレート温度のうち、実測温度を測定するための温度セ
ンサを患者のどの部位に刺し入れたらよいのかの指標を
モニタディスプレイに表示する。Among the actual and simulated temperatures that should be compared when determining energy power, which is the most important point for thermotherapy, we have developed an index for determining which part of the patient should be inserted with a temperature sensor to measure the actual temperature. Display on monitor display.
すなわち、シミュレートされた温度分布のパターンから
求めた高温領域（これ力、（患部の中心、患部のうちで
最も高温となる部位、ホットスポットとなる部位に相当
する）の重心位置を温度センサ刺し入れ位置として加温
断面の断層像に重ねた状態でモニタディスプレイに表示
するから、医師は、断層像の形状ひいては患者の体型と
の相対的位置関係において温度センサを刺し入れるべき
位置を正確かつ確実に把握することができる。In other words, the center of gravity of the high-temperature area (corresponding to the center of the affected area, the hottest part of the affected part, and the hot spot) determined from the simulated temperature distribution pattern is measured using a temperature sensor. Since the insertion position is displayed on the monitor display superimposed on the tomographic image of the heated cross section, the doctor can accurately and reliably determine the position to insert the temperature sensor based on the shape of the tomographic image and its relative position to the patient's body shape. can be grasped.
Ｆ、実施例
以下、この発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明す
る。F. Embodiments Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail based on the drawings.
第１図はハイパーサーミア装置を示す概略構成図である
。FIG. 1 is a schematic configuration diagram showing a hyperthermia device.
ベツド１の天板２は、患者Ｍを仰臥させるもので、ベツ
ド１の駆動部によって昇降ならびに水平移動可能に構成
されている。The top plate 2 of the bed 1 allows the patient M to lie on his/her back, and is configured to be movable up and down as well as horizontally by the drive section of the bed 1.
アプリケータ３は、患者Ｍの加温断面にエネルギーを照
射して腫瘍部を加温するものであり、この実施例では振
幅および位相を制御可能な高周波電磁波を照射するもの
に構成されている。The applicator 3 is used to heat the tumor region by applying energy to the heated cross section of the patient M, and in this embodiment, it is configured to emit high frequency electromagnetic waves whose amplitude and phase can be controlled.
アプリケータ３と患者Ｍとの間には、アプリケータ３か
ら照射された高周波電磁波を加温断面に効率よく取り込
むとともに、患者Ｍの皮膚面の冷却を兼ねた氷袋である
ポーラス４が介在されている。ポーラス４には、生理食
塩水等の生体等価液体が封入されている。A porous 4, which is an ice bag, is interposed between the applicator 3 and the patient M to efficiently capture the high-frequency electromagnetic waves irradiated from the applicator 3 to the heating section, and also to cool the skin surface of the patient M. ing. The pore 4 is filled with a bioequivalent liquid such as physiological saline.
また、加温断面の所要部位の実温度を測定するだめの体
内刺入れ式の複数の温度センサ５が患者Ｍの体内に刺し
入れられるように構成されている。Further, a plurality of temperature sensors 5 that can be inserted into the body of the patient M are configured to be inserted into the body of the patient M to measure the actual temperature of a desired part of the heated cross section.
患者Ｍの加温断面の断層像を撮影するためのＸ線ＣＴ装
置６に対して、患者Ｍを載せたベツド１が挿抜てきるよ
うに構成されている。The bed 1 on which the patient M is placed is inserted into and removed from an X-ray CT apparatus 6 for taking a tomographic image of a heated cross section of the patient M.
アプリケータ３の位置やＩｔ！！！１部の位置を人力す
るためのマウス７、加温条件などのデータを設定したり
、温度パラメータを手入力する場合に操作するキーボー
ド８、撮影された断層像を表示するとともに、シミュレ
ートされた加温断面の温度分布における高温領域の重心
位置を温度センサ刺し入れ位置として断層像に重ねて表
示するためのモニタディスプレイ９を備えている。The position of applicator 3 and It! ! ! A mouse 7 for manually adjusting the position of the first part, a keyboard 8 for setting data such as heating conditions and manually inputting temperature parameters, and displaying a tomographic image taken and a simulated A monitor display 9 is provided for displaying the centroid position of the high temperature region in the temperature distribution of the heated cross section as the temperature sensor insertion position superimposed on the tomographic image.
また、断層像データメモ１月Ｏ１加温断面の温度パラメ
ータ（導電率σ、誘誘電率８紐
血流量Ｆなど）を格納している温度パラメータデータベ
ース１１、前記高温領域の重心位置および高温領域の輪
郭線位置のデータを格納する高温領域データベース１２
を備えている。In addition, a temperature parameter database 11 storing temperature parameters (electrical conductivity σ, dielectric constant 8 string blood flow F, etc.) of the tomographic data memo January O1 heated cross section, the center of gravity position of the high temperature region, and the temperature parameter of the high temperature region High temperature area database 12 that stores contour line position data
It is equipped with
さらに、全体を統括制御するものとして、Ｘ線ＣＴ装置
６によって収集したＸ線データに基づく断層像の再構成
をしたり、温度分布のシミュレート、高周波電磁波のパ
ワーの決定、実測温度とシミュレート温度との比較、温
度パラメータの補正、重心位置の算出などを行うコンピ
ュータ１３を備えている。Furthermore, as a unit that controls the entire system, it reconstructs tomographic images based on the X-ray data collected by the X-ray CT device 6, simulates temperature distribution, determines the power of high-frequency electromagnetic waves, and compares actual measured temperatures with simulations. It is equipped with a computer 13 that performs comparison with temperature, correction of temperature parameters, calculation of center of gravity, etc.
コンピュータ１３は、第２図の機能ブロック図で示すよ
うに、以下の■〜のの各機能手段を備えている。As shown in the functional block diagram of FIG. 2, the computer 13 is equipped with the following functional means.
■ Ｘ線ＣＴ装置６を駆動制御するＣＴ装置制御手段２
０、
＠ Ｘ線データに基づいて断層像を作成するとともに、
その断層像のデータを断層像データメモＩＪ１０に送出
する画像再構成手段２１、θ 断層像データメモ１月Ｏ
がら読み出した断層像をモニタディスプレイ９に表示す
るときの制御を行う断層像表示制御手段２２、
■ ベツド１の天板２を駆動制御するベツド制御手段２
３、
■ 断層像によって得られた加温断面内での各点のＣＴ
値から人体組織を判別して人体の各組織に応じた温度パ
ラメータを温度パラメータデータベース１１から読み出
して設定する温度パラメータ設定手段２４、
Ｏ 仮定されたある基準のパワーに従って、前記設定さ
れた温度パラメータに基づいて加温断面の各点のＳＡＲ
（発熱エネルギー）を算出してＳＡＲ分布を求めるＳ
ＡＲ分布算出手段２５、■ ＳＡＲ分布に基づいて生体
熱伝導方程式に従って加温断面内の各点の温度を算出し
て加温断面の温度分布を求める温度分布シミュレート手
段２６、
■ このようにシミュレートされた温度分布における腫
瘍部でのシミュレート温度が目標温度（例えば４２．５
°Ｃ）に収斂するように高周波電磁波のパワーを決定す
るパワー決定手段２７、■ 決定されたパワーの高周波
電磁波が照射されるようにアプリケータ３を駆動制御す
るアプリケータ制御手段２８、
■ 加温中において一定時間おきに温度センサ５によっ
て得られた実測温度を入力し、各時点での実測温度と腫
瘍部でのシミュレート温度との差を算出し、その温度差
が所定範囲に収まっているか否かの判断を行い、その比
較の結果、温度差が所定範囲に収まっているときには先
に決定されたパワーでの高周波電磁波で照射を継続させ
、温度差が所定範囲から外れているときにはアプリケー
タ３からの高周波電磁波の照射を停止させる指令を出す
温度比較手段２９、
［相］ 温度差が所定範囲から外れているときに、最終
結果としてその温度差が所定範囲内に収まることとなる
ように温度パラメータの補正を行い、その補正後の温度
パラメータを温度パラメータ設定手段２４に出力すると
ともに、温度パラメータデータベース１１に先の温度パ
ラメータに代えて登録させる温度パラメータ補正手段３
０、
■ 温度分布シミュレート手段２６によってシミュレー
トされた温度分布のパターンに基づいて高温領域の重心
位置および高温領域の輪郭線位置を算出し、それらの位
置データを高温領域データベース１２に送出する高温領
域重心・輪郭線位置算出手段３１、
■ 高温領域の重心位置および輪郭線位置をモニタディ
スプレイ９において断層像に重ねた状態で表示するよう
に制御する重心・輪郭線表示制御手段３２、
■ 温度センサ５から実測温度を入力するインターバル
時間と温熱治療時間を管理する時間管理手段３３、
等から構成されている。■ CT device control means 2 that drives and controls the X-ray CT device 6
0, @ Create a tomographic image based on X-ray data,
Image reconstruction means 21, which sends the data of the tomographic image to the tomographic image data memo IJ10, θ tomographic image data memo January O
a tomographic image display control means 22 that performs control when displaying the tomographic image read out on the monitor display 9;
3. ■ CT of each point within the heated cross section obtained by tomographic image
Temperature parameter setting means 24 that reads out and sets temperature parameters corresponding to each tissue of the human body from the temperature parameter database 11 by determining the human tissue from the value; Based on the SAR of each point of the heating cross section
Calculate (heat energy) and find SAR distribution S
AR distribution calculation means 25, ■ Temperature distribution simulation means 26 for calculating the temperature at each point in the heating cross section according to the biological heat conduction equation based on the SAR distribution, and calculating the temperature distribution of the heating cross section, ■ Simulating in this way. The simulated temperature at the tumor site in the calculated temperature distribution is set to the target temperature (for example, 42.5
°C); power determining means 27 for determining the power of the high-frequency electromagnetic waves so as to converge to 100°F; The measured temperature obtained by the temperature sensor 5 is input at regular intervals in the inside, and the difference between the measured temperature at each time point and the simulated temperature at the tumor site is calculated, and whether the temperature difference is within a predetermined range. As a result of the comparison, if the temperature difference is within a predetermined range, irradiation is continued with high-frequency electromagnetic waves at the previously determined power, and if the temperature difference is outside the predetermined range, the applicator is Temperature comparison means 29, which issues a command to stop the irradiation of high frequency electromagnetic waves from 3, [phase] so that when the temperature difference is outside the predetermined range, the final result is that the temperature difference falls within the predetermined range. Temperature parameter correction means 3 that corrects the temperature parameters, outputs the corrected temperature parameters to the temperature parameter setting means 24, and registers them in the temperature parameter database 11 in place of the previous temperature parameters.
0, ■ Calculates the center of gravity position of the high temperature area and the contour line position of the high temperature area based on the temperature distribution pattern simulated by the temperature distribution simulating means 26, and sends the position data to the high temperature area database 12. Region center of gravity/contour position calculating means 31; ■ Center of gravity/contour display control means 32 for controlling the center of gravity and contour position of the high temperature region to be displayed superimposed on the tomographic image on the monitor display 9; ■ Temperature sensor. 5, a time management means 33 for managing the interval time for inputting the measured temperature and the heat treatment time, etc.
勤−作
次に、この実施例のハイパーサーミア装置の動作を第３
図に示したフローチャートに従って説明する。Next, the operation of the hyperthermia device of this example will be explained in the third section.
The explanation will be given according to the flowchart shown in the figure.
ステップＳ１で、ＣＴ装置制御手段２０によってＸ線Ｃ
Ｔ装置６を駆動し、得られたＸ線データに基づいて画像
再構成手段２１により断層像を作成し、その断層像デー
タを断層像データメモ１月０に格納する。In step S1, the CT apparatus control means 20
The T device 6 is driven, a tomographic image is created by the image reconstruction means 21 based on the obtained X-ray data, and the tomographic image data is stored in the tomographic image data memo January 0.
ステップＳ２で、得られた断層像を断層像表示＝１５
制御手段２２によってモニタディスプレイ９に表示する
。In step S2, the obtained tomographic image is displayed on the monitor display 9 by the control means 22 with tomographic image display=15.
オペレータは、表示された加温断面の断層像を見て、マ
ウス７の操作により腫瘍部の位置を指定する。The operator looks at the displayed tomographic image of the heated section and specifies the position of the tumor by operating the mouse 7.
ステップＳ３で、指定された腫瘍部の位置に基づいて、
ベツド制御手段２３により天板２を駆動することにより
、腫瘍部をアプリケータ３に対して位置合わせする。In step S3, based on the specified location of the tumor,
By driving the top plate 2 by the bed control means 23, the tumor part is positioned with respect to the applicator 3.
ステップＳ４で、温度パラメータ設定手段２４により、
断層像によって得られた加温断面内での各点のＣＴ値か
ら人体組織を判別して各組織に応じた温度パラメータを
温度パラメータデータベース１１から読み出して設定す
る。In step S4, the temperature parameter setting means 24
The human body tissue is determined from the CT value of each point within the heated cross section obtained by the tomographic image, and temperature parameters corresponding to each tissue are read out from the temperature parameter database 11 and set.
この温度パラメータとしては、加温断面の各点の導電率
σ、誘誘電率６総
どがある。The temperature parameters include the electrical conductivity σ and the dielectric constant 6 at each point on the heated cross section.
なお、温度パラメータ設定手段２４による温度パラメー
タの自動設定は、温熱治療の処理効率上好ましいが、必
要に応じて、モニタディスプレイ９に表示された断層像
を見ながらキーボード８を操作して、加温断面の各点の
温度パラメータを設定したり、修正してもよい。Note that automatic setting of temperature parameters by the temperature parameter setting means 24 is preferable in terms of processing efficiency of thermotherapy, but if necessary, heating can be performed by operating the keyboard 8 while looking at the tomographic image displayed on the monitor display 9. Temperature parameters for each point on the cross section may be set or modified.
ステップＳ５で、キーボード８の操作により仮定として
のある基準のパワーを入力し、ＳＡＲ分布算出手段２５
により、その基準のパワーに従って、前記の設定された
温度パラメータに基づいて加温断面の各点のＳＡＲ （
発熱エネルギー）を算出しＳＡＲ分布を求める。In step S5, a hypothetical reference power is input by operating the keyboard 8, and the SAR distribution calculation means 25
According to the reference power, the SAR (
Calculate the heat generation energy) and find the SAR distribution.
ＳＡＲは次のようにして算出される。SAR is calculated as follows.
加温断面における二次元の電位ポテンシャルφは、ラプ
ラスの方程式、
によって与えられる。ただし、σは導電率、εは誘電率
、ωは角周波数である。The two-dimensional electric potential φ in the heating cross section is given by Laplace's equation. However, σ is the conductivity, ε is the dielectric constant, and ω is the angular frequency.
■式から導いた電位ポテンシャルφから、電界Ｅは、
Ｅ ＝−ｇｒａｄφ ・・・・・・・・・・・・・・・
・旧・・・旧・・・・・・・・・旧・・■で与えられ、
さらに、電流密度Ｊは、
Ｊ−σＥ ・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・
・・旧・・・開口・・・旧・・・・・■である。発熱エ
ネルギーＳＡＲは、
ＳＡＲ−一σｌ Ｅ ｌ ” ＝−Ｊ Ｅ・旧・・■で
求められる。ただし、ＳＡＲは、加温断面である二次元
平面での座標点（ｘ、ｙ）における時刻ｔでの発熱エネ
ルギーである。■From the electric potential φ derived from the formula, the electric field E is E = −gradφ ・・・・・・・・・・・・・・・
・Old...Old......Old...Given by ■,
Furthermore, the current density J is J-σE ・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・
...Old...Opening...Old...■. The exothermic energy SAR is determined by SAR - σl El '' = - J This is the heat energy generated by .
このようなＳＡＲ算出処理を加温断面の各点について行
うことによって、加温断面のＳＡＲ分布を算出する。By performing such SAR calculation processing for each point on the heated cross section, the SAR distribution of the heated cross section is calculated.
ステップＳ６で、温度分布シミュレート手段２６により
、ＳＡＲ分布に基づいて生体熱伝導方程式に従って加温
断面内の各点の温度Ｔを算出して、加温断面の温度分布
を求める。In step S6, the temperature distribution simulating means 26 calculates the temperature T at each point within the heated cross section according to the biothermal conduction equation based on the SAR distribution to determine the temperature distribution of the heated cross section.
生体熱伝導方程式は、
θＴ θ２ Ｔ ８２ Ｔθｔ
ａｘ２ θｙ２＋Ｆρｂ ｃｂ （
Ｔ−Ｔｂ ） ＋ＳＡＲ・・−・−・■で表される。The biological heat conduction equation is θT θ2 T 82 Tθt
ax2 θy2+Fρb cb (
T−Tb) +SAR・・−・−・■
ただし、Ｔは座標点（ｘ、ｙ）における時刻りでの温度
、には組織の熱伝導率、Ｔｂは血液の温度（体温）、Ｆ
は血流量、ρは組織密度、Ｃは組織の比熱、ρ、は血液
の密度、Ｃ１は血液の比熱である。However, T is the temperature at the coordinate point (x, y) at the time, Tb is the tissue thermal conductivity, Tb is the blood temperature (body temperature), F
is the blood flow rate, ρ is the tissue density, C is the specific heat of the tissue, ρ is the blood density, and C1 is the specific heat of the blood.
ステップＳ７で、パワー決定手段２７により、前記のシ
ミュレートされた温度分布における腫瘍部でのシミュレ
ート温度が目標温度（例えば４２．５°Ｃ）に収斂する
ようにアプリケータ３から照射すべき高周波電磁波のパ
ワーを決定する。In step S7, the power determining means 27 determines the high frequency to be irradiated from the applicator 3 so that the simulated temperature at the tumor site in the simulated temperature distribution converges to the target temperature (for example, 42.5°C). Determine the power of electromagnetic waves.
すなわち、加温断面の腫瘍部でのシミュレート温度を目
標温度に収斂させるためにアプリケータ３に加えるべき
パワーを、ＳＡＲ分布に基づき公知の有限要素法や差分
法によって加温断面の温度分布をシミュレートしながら
決定する。In other words, the power that should be applied to the applicator 3 in order to converge the simulated temperature at the tumor part of the heated cross section to the target temperature is calculated by calculating the temperature distribution of the heated cross section using the known finite element method or finite difference method based on the SAR distribution. Decide while simulating.
具体的には、ＳＡＲ分布はアプリケータ３に基準パワー
を加えたときのエネルギー分布であるから、アプリケー
タ３に加える基準パワーをＰとすると、このときの加温
断面のエネルギー分布はＰＸＳＡＲとなる。そこで、腫
瘍部でのシミュレート温度と目標温度との偏差に応じて
、Ｐを変化させることによって、シミュレート温度が目
標温度に収斂するような最適のＰ値を決定するのである
。Specifically, the SAR distribution is the energy distribution when the reference power is applied to the applicator 3, so if the reference power applied to the applicator 3 is P, the energy distribution of the heating cross section at this time is PXSAR. . Therefore, by changing P in accordance with the deviation between the simulated temperature and the target temperature at the tumor site, the optimum P value that allows the simulated temperature to converge to the target temperature is determined.
有限要素法によって加温断面の温度分布を求める手法は
、例えば、
［日本ハイパーサーミア学会誌 第２巻第２号：Ｐ４４
７〜Ｐ４５３ １９８６
「ＲＦ誘電加温時における有限要素法を用いた人体内部
温度分布の計算」
著者二福原敏行 他
に開示されている。The method of determining the temperature distribution of a heated cross section using the finite element method is, for example, [Journal of the Japanese Hyperthermia Society Vol. 2 No. 2: P44
7-P453 1986 "Calculation of internal temperature distribution of human body using finite element method during RF dielectric heating" Author: Toshiyuki Nifukuhara Disclosed in et al.
パワーが決定されると、次に行われるべき加温動作中に
おいて加温断面内での実温度を測定するために、患者Ｍ
の体内に複数の温度センサ５を刺し入れる作業に移る。Once the power has been determined, the patient M is
The process moves on to inserting a plurality of temperature sensors 5 into the body of the patient.
すなわち、ステップＳ８で、高温領域重心・輪郭線位置
算出手段３１により、前記のシミュレートされた温度分
布のパターンから高温領域の重心位置および高温領域の
輪郭線位置を算出する。That is, in step S8, the high temperature region centroid/contour position calculating means 31 calculates the centroid position of the high temperature region and the contour line position of the high temperature region from the simulated temperature distribution pattern.
ステップＳ９で、重心位置および輪郭線位置のデータを
高温領域データヘース１２に送出して格納する。In step S9, the data on the center of gravity position and the contour line position are sent to the high temperature area data space 12 and stored therein.
ステップ３１０で、重心・輪郭線表示制御手段３２によ
り、高温領域の重心位置および輪郭線位置をモニタディ
スプレイ９において断層像に重ねて表示する。In step 310, the center of gravity/contour line display control means 32 displays the center of gravity position and contour line position of the high temperature area on the monitor display 9, superimposed on the tomographic image.
その重畳表示の様子を第４図に例示する。ここで、Ｘ印
で示したのが重心位置Ｇであり、その周囲を囲む太い破
線で示した閉ループの曲線が輪郭線位置Ｒであり、断層
像Ｉと重畳表示されている。FIG. 4 illustrates an example of the superimposed display. Here, the center of gravity position G is indicated by an X mark, and the closed loop curve indicated by a thick broken line surrounding it is the outline position R, which is displayed superimposed on the tomographic image I.
医師は、モニタディスプレイ９の表示状態を見て、断層
像Ｉの輪郭形状ひいては患者Ｍの体型との相対的位置関
係において輪郭線位置Ｒ特に重心位置Ｇを把握し、その
把握した部位に温度センサ５を刺し入れる。The doctor looks at the display state of the monitor display 9, grasps the contour line position R, especially the center of gravity position G, in relation to the contour shape of the tomographic image I and the relative position with the body shape of the patient M, and installs a temperature sensor at the grasped part. Insert 5.
このように、断層像■に重畳した状態で高温領域の重心
位置Ｇおよび輪郭線位置Ｒを表示するから、患者Ｍ自身
において温度センサ５を刺し入れるべき部位の把握が正
確かつ確実に行えるのである。In this way, since the center of gravity position G and contour line position R of the high-temperature area are displayed in a state superimposed on the tomographic image (2), it is possible to accurately and reliably grasp the part of the patient M himself in which the temperature sensor 5 should be inserted. .
ステップＳｌｌで温度センサ５の刺し入れの完了が指示
されると、ステップ３１２で、アプリケータ制御手段２
８により、アプリケータ３から前記の決定されたパワー
の高周波電磁波を患者Ｍの体内に向けて照射する。When completion of insertion of the temperature sensor 5 is instructed in step Sll, in step 312, the applicator control means 2
8, the applicator 3 emits high-frequency electromagnetic waves having the determined power into the patient's M body.
ステップＳ１３で、時間管理手段３３により、一定のイ
ンターバル時間（例えば１分）が経過するのを待って、
ステップ３１４で、温度比較手段２９は、複数の温度セ
ンサ５からの実測温度を入力し、この実測温度とシミュ
レート温度との温度差を算出し、ステップＳ１５で、そ
の温度差が所定範囲に収まっているかどうかを判断する
。In step S13, the time management means 33 waits for a certain interval time (for example, 1 minute) to elapse, and
In step 314, the temperature comparison means 29 inputs the measured temperatures from the plurality of temperature sensors 5, calculates the temperature difference between the measured temperature and the simulated temperature, and in step S15, the temperature difference falls within a predetermined range. determine whether the
収まっているときは、ステップ３１９に進んで、時間管
理手段３３が管理している温熱治療時間（例えば４０分
）が経過したか否かを判断し、経過していないときはス
テップＳ１２に戻って先のパワーと同じパワーで高周波
電磁波の照射を継続する。If the temperature has settled down, the process proceeds to step 319, and it is determined whether the heat treatment time (for example, 40 minutes) managed by the time management means 33 has elapsed, and if it has not elapsed, the process returns to step S12. Continue irradiating high-frequency electromagnetic waves with the same power as before.
温度差が所定範囲に収まっていないときは、ステップＳ
１６に進んで、アプリケータ制御手段２８により、アプ
リケータ３の電源を遮断して高周波電磁波の照射を中断
する。If the temperature difference is not within the predetermined range, step S
Proceeding to step 16, the applicator control means 28 cuts off the power to the applicator 3 and interrupts the irradiation of the high-frequency electromagnetic waves.
ステップ３１７で、温度パラメータ補正手段３０により
、温度パラメータの補正を行う。In step 317, the temperature parameter correction means 30 corrects the temperature parameters.
一般に各温度パラメータのうち、加温断面の温度分布に
最も影響を与えるパラメータは、加温断面に冷却効果を
与える血流量Ｆである。血流量は、他の温度パラメータ
に比較して個人差が大きく、また加温断面の温度によっ
ても複雑に変化するので、他の温度パラメータのように
一義的に決定してしまうことには無理がある。換言すれ
ば、ステップＳ４で設定された温度パラメータのうち血
流量の値に誤差が生じやすいために、加温断面の実測温
度とシミュレート温度との間に誤差が生じる場合が多い
のである。Generally, among the various temperature parameters, the parameter that most affects the temperature distribution of the heated cross section is the blood flow rate F, which provides a cooling effect to the heated cross section. Blood flow has large individual differences compared to other temperature parameters, and it also changes in a complicated manner depending on the temperature of the heating cross section, so it is unreasonable to determine it uniquely like other temperature parameters. be. In other words, since errors are likely to occur in the value of blood flow among the temperature parameters set in step S4, errors often occur between the actually measured temperature of the heated section and the simulated temperature.
この血流量Ｆの補正は、例えば次のように行われる（フ
ローチャートでは省略）。This correction of the blood flow rate F is performed, for example, as follows (not shown in the flowchart).
加温断面の断層像を撮影し、一定時間（例えば１５秒程
度）が経過した後、もう−度加温断面の断層像を撮影す
る。アプリケータ３の電源遮断とともに加温断面は主と
して血流の冷却効果によって温度降下し、これに伴って
加温断面のＣＴ値も変化する。A tomographic image of the heated cross section is taken, and after a certain period of time (for example, about 15 seconds) has elapsed, another tomographic image of the heated cross section is taken. When the applicator 3 is powered off, the temperature of the heated cross section drops mainly due to the cooling effect of blood flow, and the CT value of the heated cross section changes accordingly.
したがって、撮影した２つの断層像から、加温断面のＣ
Ｔ値の変化量を知ることができる。ＣＴ値の温度係数は
知られているので、前記ＣＴ値の変化量とＣＴ値の温度
係数とから、加温断面の各点の温度降下を算出する。Therefore, from the two tomographic images taken, C of the heated cross section is
It is possible to know the amount of change in the T value. Since the temperature coefficient of the CT value is known, the temperature drop at each point on the heating cross section is calculated from the amount of change in the CT value and the temperature coefficient of the CT value.
加温断面の各点の温度降下を算出すると、前記の生体熱
伝導方程式■から導かれる次の０式によって、加温断面
の各点の血流量Ｆを算出する。Once the temperature drop at each point on the heating cross section is calculated, the blood flow F at each point on the heating cross section is calculated using the following equation derived from the biothermal conduction equation (2).
ここで、Ｋは次式■で与えられる定数である。Here, K is a constant given by the following equation (2).
Ｋ−ρｂＣｂ／ρＣ・旧聞・・・旧聞・・・・・・旧聞
・・■ただし、Δ、は２つの断層像の撮影の時間間隔、
（θ、−θ）は２つの断層像から求められる加温断面の
降下温度である。K-ρbCb/ρC・old story...old story...old story... ■Where, Δ is the time interval between the two tomographic images,
(θ, −θ) is the temperature drop of the heated cross section determined from the two tomographic images.
θ、は、次式■で与えられる１枚目の断層像を撮影した
ときの加温温度、θは２枚目の断層像を撮影したときの
加温温度である。θ is the heating temperature when the first tomographic image was taken, given by the following formula (2), and θ is the heating temperature when the second tomographic image was taken.
θ５＝Ｔｓ Ｔｏ・・・・・・・・・・・・・・・・
・・・・・・・・・・・・・・・旧・・■ただし、Ｔ３
はアプリケータ３の電源遮断直前の加温断面の温度で、
この温度Ｔ３は温度センサ５の実測温度と１枚目の断層
像の各点のＣＴ値とから算出される。Ｔ、は加温断面の
加温以前の温度（例えば３７．０°Ｃ）である。θ5=Ts To・・・・・・・・・・・・・・・
・・・・・・・・・・・・・・・Old・・■However, T3
is the temperature of the heated cross section of applicator 3 just before the power is cut off,
This temperature T3 is calculated from the actual temperature measured by the temperature sensor 5 and the CT value at each point on the first tomographic image. T is the temperature of the heated cross section before heating (for example, 37.0°C).
加温断面の各点の血流量が算出されると、前に温度パラ
メータとして設定されていた血流量を補正する。Once the blood flow rate at each point on the heating cross section is calculated, the blood flow rate previously set as a temperature parameter is corrected.
なお、温度パラメータの補正は血流量Ｆについての補正
に限らない。実測温度とシミュレート温度との差が相当
に大きい場合は、前に設定された導電率σや誘電率さな
どの値が不適当であったと考えられる。Note that correction of temperature parameters is not limited to correction of blood flow F. If the difference between the measured temperature and the simulated temperature is considerably large, it is considered that the previously set values for the conductivity σ, dielectric constant, etc. were inappropriate.
このような場合には、前述の加温断面の温度降下に基づ
いて、加温断面の誘電特性を逆算し、これによって前記
導電率σや誘電率さなどの温度パラメータを補正するの
である。In such a case, the dielectric characteristics of the heated cross section are calculated backward based on the temperature drop of the heated cross section described above, and the temperature parameters such as the conductivity σ and the dielectric constant are corrected accordingly.
ともかく、実測温度とシミュレート温度との温度差が最
終結果として所定範囲内に収まるように温度パラメータ
の補正をステップ３１７で行い、次いで、ステップ３１
８で、補正後の温度パラメータを温度パラメータ設定手
段２４に出力して設定し直すとともに、温度パラメータ
データベース１１に先の温度パラメータに代えて補正後
の温度パラメータを登録し直す。In any case, the temperature parameters are corrected in step 317 so that the temperature difference between the measured temperature and the simulated temperature falls within a predetermined range as the final result, and then in step 31
At step 8, the corrected temperature parameters are output to the temperature parameter setting means 24 to be reset, and the corrected temperature parameters are re-registered in the temperature parameter database 11 in place of the previous temperature parameters.
そして、ステップＳ５に戻って、補正後の温度パラメー
タに基づいて、再び、ＳＡＲ分布を求め、温度分布をシ
ミュレートし、ＩＩＩ瘍部を目標温度にするには、アプ
リケータ３にどれほどのパワーを供給したらよいかを決
定する（３５〜３７）。Then, returning to step S5, the SAR distribution is determined again based on the corrected temperature parameters, and the temperature distribution is simulated. It is determined whether it should be supplied (35-37).
また、補正後の温度パラメータに基づいてシミュレート
された温度分布のパターンから重心位置Ｇ１輪郭線位置
Ｒを算出し、その位置データを格納するとともに、重心
位置Ｇおよび輪郭線位置Ｒをモニタディスプレイ９にお
いて断層像Ｉに重畳して表示し、温度センサ５の刺し入
れのし直しをする（３８〜５１１）。In addition, the center of gravity position G1 contour line position R is calculated from the temperature distribution pattern simulated based on the corrected temperature parameters, and the position data is stored, and the center of gravity position G and the contour line position R are displayed on the monitor display 9. At , the temperature sensor 5 is displayed superimposed on the tomographic image I, and the temperature sensor 5 is re-inserted (38 to 511).
以下、ステップ３１２からステップ３１８までの処理を
行い、再び、ステップ８５〜３１８の処理を繰り返し実
行することよって、腫瘍部温度を目標温度に収斂させる
のである。Thereafter, the processes from step 312 to step 318 are performed, and the processes from steps 85 to 318 are repeated again, thereby converging the tumor temperature to the target temperature.
ステップＳ１９で、時間管理手段３３によって管理され
ている温熱治療時間が経過すると、一連の動作を終了す
る。In step S19, when the heat treatment time managed by the time management means 33 has elapsed, the series of operations is ended.
上述した各処理によって得られた温度センサ５の刺し入
れ位置に関しての高温領域の重心位置Ｇ。The center of gravity position G of the high temperature region regarding the insertion position of the temperature sensor 5 obtained by each of the above-described processes.
輪郭線位置Ｒのデータを高温領域データヘース１２に格
納しておくことにより、同じ患者を次に温熱治療する場
合には、そのデータを用いることによって温度センサ５
の刺し入れ部位についての再現性をもたせるがことがで
きる。By storing the data of the contour line position R in the high temperature area data field 12, when performing thermal treatment on the same patient next time, the data can be used to set the temperature sensor 5.
It is possible to provide reproducibility regarding the insertion site.
また、更新された温度パラメータや高周波電磁波のパワ
ーなどの条件を温度パラメータデータベース１１に格納
しておくことにより、同じ患者を次に温熱治療する場合
には、そのデータを用いるこ２日
とによって温熱治療を速やかにかつ高精度に行うことが
できる。In addition, by storing updated conditions such as temperature parameters and the power of high-frequency electromagnetic waves in the temperature parameter database 11, the data can be used to perform thermal treatment on the same patient the next time. Treatment can be performed quickly and with high precision.
なお、上記実施例では断層像の撮影や温度パラメータの
設定にＸ線ＣＴ装置を使用したが、核磁気共鳴断層撮影
装置（ＮＭＲ−ＣＴ） 、マイクロ波断層撮影装置、超
音波断層撮影装置のような無侵襲な断層撮影装置を使用
することによっても同様の効果を得ることができる。In the above embodiment, an X-ray CT device was used to take tomographic images and set temperature parameters, but other methods such as nuclear magnetic resonance tomography (NMR-CT), microwave tomography, and ultrasonic tomography can also be used. A similar effect can be obtained by using a non-invasive tomography device.
また、すでに撮影ずみのフィルムの画像データをイメー
ジスキャナ等の映像入力手段によって断層像データメモ
リ１０に格納するように構成すれば、断層撮影装置を省
略することも可能である。Furthermore, if the image data of the film that has already been photographed is stored in the tomographic image data memory 10 by video input means such as an image scanner, it is possible to omit the tomographic apparatus.
Ｇ０発明の効果 この発明によれば、次の効果が発揮される。Effect of G0 invention According to this invention, the following effects are exhibited.
すなわち、シミュレートされた温度分布のパターンから
高温領域の重心位置を算出する手段と、その重心位置を
温度センサ刺し入れ位置としてモニタディスプレイにお
いて断層像に重ねて表示させる表示制御手段とを備えて
おり、エネルギーパワーの決定に当たって必要な実測温
度を測定するための温度センサを患者の体内のどの部位
に刺し入れたらよいのかの指標を断層像に重ねた状態で
表示するから、医師は、断層像の形状ひいては患者の体
型との相対的位置関係において温度センサを刺し入れる
べき位置を正確かつ確実に把握することができる。That is, it is equipped with a means for calculating the center of gravity position of a high temperature region from a simulated temperature distribution pattern, and a display control means for displaying the center of gravity position as a temperature sensor insertion position superimposed on a tomographic image on a monitor display. , displays an indicator superimposed on the tomographic image to indicate where in the patient's body a temperature sensor should be inserted to measure the actual temperature required to determine the energy power. The position where the temperature sensor should be inserted can be accurately and reliably grasped based on the shape and relative positional relationship with the patient's body type.
そして、その指標に従って所定の部位に刺し入れられた
温度センサで測定された実測温度とシミュレート温度と
の比較に基づいて決定されたエネルギーパワーは、所期
通り良好な温熱治療効果をもたらすものとなる。The energy power determined based on the comparison between the actual temperature measured by a temperature sensor inserted into a predetermined area and the simulated temperature according to the index will bring about a good thermal treatment effect as expected. Become.
また、従来のような刺し入れミスが生じにくいとともに
、ホットスポット現象も生じにくいから、患者の苦痛を
軽減する上でも有効である。In addition, it is less likely to cause insertion errors as in the past, and it is also less likely to cause the hot spot phenomenon, so it is effective in alleviating patient pain.
さらに、複数回にわたる温熱治療において、温度センサ
の刺し入れ位置を同一にしやすいため、その複数回の温
熱治療効果の相互間の比較を高精度に行うことができる
。Furthermore, since it is easy to make the insertion position of the temperature sensor the same during multiple thermal treatments, the effects of multiple thermal treatments can be compared with high accuracy.
第１図ないし第４図はこの発明の実施例に係り、第１図
はハイパーサーミア装置の概略構成図、第２図はコンピ
ュータの機能ブロック図、第３図は動作説明に供するフ
ローチャート、第４図はモニタディスプレイの表示状態
の例示図である。
１・・・ベツド
３・・・アプリケータ（エネルギー照射手段）５・・・
温度センサ
６・・・Ｘ＆１ＩＣＴ装置
９・・・モニタディスプレイ
１０・・・断層像データメモリ
１１・・・温度パラメータデータベース１２・・・高温
領域データベース
１３・・・コンピュータ
２０・・・ＣＴ装置制御手段
２１・・・画像再構成手段
２２・・・断層像表示制御手段
２３・・・ベツド制御手段
２４・・・温度パラメータ設定手段
２５・・・ＳＡＲ分布算出手段
２６・・・温度分布シミュレート手段
２７・・・パワー決定手段
２８・・・アプリケータ制御手段
２９・・・温度比較手段
３０・・・温度パラメータ補正手段
３１・・・高温領域重心・輪郭線位置算出手段３２・・
・重心・輪郭線表示制御手段
３３・・・時間管理手段
Ｍ・・・患者
■・・・断層像
Ｇ・・・重心位置
Ｒ・・・輪郭線位置1 to 4 relate to an embodiment of the present invention, in which FIG. 1 is a schematic configuration diagram of a hyperthermia device, FIG. 2 is a functional block diagram of a computer, FIG. 3 is a flowchart for explaining the operation, and FIG. 2 is an exemplary diagram of a display state of a monitor display. FIG. 1...Bed 3...Applicator (energy irradiation means) 5...
Temperature sensor 6... ... Image reconstruction means 22 ... Tomographic image display control means 23 ... Bed control means 24 ... Temperature parameter setting means 25 ... SAR distribution calculation means 26 ... Temperature distribution simulation means 27. ...Power determining means 28...Applicator control means 29...Temperature comparison means 30...Temperature parameter correction means 31...High temperature region center of gravity/contour line position calculation means 32...
- Center of gravity/outline display control means 33... Time management means M... Patient ■... Tomographic image G... Center of gravity position R... Outline position
Claims (1)
と、温度パラメータに基づいて加温断面における温度分
布をシミュレートする手段と、このシミュレート温度が
目標温度に収斂するように患部に与えるエネルギーパワ
ーを決定する手段と、決定されたパワーのエネルギーを
患部に照射する手段と、加温断面の所要部位の実温度を
測定する体内刺入れ式の温度センサと、この温度センサ
による実測温度と前記シミュレート温度とを比較しその
温度差が所定範囲から外れたときに温度パラメータの補
正を通じて前記エネルギーパワーを再決定する手段とを
備えたハイパーサーミア装置において、前記シミュレー
トされた温度分布のパターンから高温領域の重心位置を
算出する手段と、その重心位置を温度センサ刺し入れ位
置として前記モニタディスプレイにおいて断層像に重ね
て表示させる表示制御手段とを備えたことを特徴とする
ハイパーサーミア装置。(1) A monitor display that displays a tomographic image of the heated cross section, a means for simulating the temperature distribution in the heated cross section based on temperature parameters, and energy given to the affected area so that the simulated temperature converges to the target temperature. means for determining the power; means for irradiating the affected area with energy of the determined power; a temperature sensor inserted into the body for measuring the actual temperature of a desired part of the heating cross section; and a means for redetermining the energy power through correction of temperature parameters when the temperature difference deviates from a predetermined range. A hyperthermia device comprising means for calculating the center of gravity position of a region, and display control means for displaying the center of gravity position as a temperature sensor insertion position superimposed on a tomographic image on the monitor display.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP7990589A JP2682122B2 (en) | 1989-03-29 | 1989-03-29 | Hyperthermia device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP7990589A JP2682122B2 (en) | 1989-03-29 | 1989-03-29 | Hyperthermia device |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02255160A true JPH02255160A (en) | 1990-10-15 |
| JP2682122B2 JP2682122B2 (en) | 1997-11-26 |
Family
ID=13703301
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP7990589A Expired - Lifetime JP2682122B2 (en) | 1989-03-29 | 1989-03-29 | Hyperthermia device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2682122B2 (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2015008373A1 (en) * | 2013-07-19 | 2015-01-22 | 富士通株式会社 | Information processing device, method of calculating inspection range, and program |
-
1989
- 1989-03-29 JP JP7990589A patent/JP2682122B2/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2015008373A1 (en) * | 2013-07-19 | 2015-01-22 | 富士通株式会社 | Information processing device, method of calculating inspection range, and program |
| US10133256B2 (en) | 2013-07-19 | 2018-11-20 | Fujitsu Limited | Information processing apparatus and method for calculating inspection ranges |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2682122B2 (en) | 1997-11-26 |
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