JP2001231870A - 加温治療装置 - Google Patents
加温治療装置Info
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- JP2001231870A JP2001231870A JP2000046339A JP2000046339A JP2001231870A JP 2001231870 A JP2001231870 A JP 2001231870A JP 2000046339 A JP2000046339 A JP 2000046339A JP 2000046339 A JP2000046339 A JP 2000046339A JP 2001231870 A JP2001231870 A JP 2001231870A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】前立腺の大きさ、血流量、患者の状態に依らな
い確実な加温ができる加温治療装置を提供する。 【解決手段】加温治療装置は、第1の周波数にて第1の
電磁波を発振する第1発振部2と、第2の周波数で第2
の電磁波を発振する第2発振部3と、第1の電磁波と第
2の電磁波とを混合し、同時に出力するミキサー6と、
混合した電磁波を患部に放射する尿道プローブ1とを備
える。
い確実な加温ができる加温治療装置を提供する。 【解決手段】加温治療装置は、第1の周波数にて第1の
電磁波を発振する第1発振部2と、第2の周波数で第2
の電磁波を発振する第2発振部3と、第1の電磁波と第
2の電磁波とを混合し、同時に出力するミキサー6と、
混合した電磁波を患部に放射する尿道プローブ1とを備
える。
Description
【0001】
【発明の属する技術分野】本発明は、加温治療装置に関
するものである。
するものである。
【0002】
【従来の技術】前立腺肥大症は概して55歳以上の男性
の1/3程度がかかる良性の疾患であると言われてい
る。症状として尿の出が悪くなったり、頻尿になったり
するが、重篤になると腎臓疾患に繋がる病気でもある。
の1/3程度がかかる良性の疾患であると言われてい
る。症状として尿の出が悪くなったり、頻尿になったり
するが、重篤になると腎臓疾患に繋がる病気でもある。
【0003】この前立腺肥大症に対する従来の治療法
は、第1選択としての薬物治療とゴールデンスタンダー
ドとされる内視鏡的外科治療(TUR−P)が主であっ
た。近年の前立腺肥大症の治療法は多岐に渡るが、中で
も高温度治療法は薬物と内視鏡的外科治療の間の位置づ
けとして定着しつつある。エネルギー源として電磁波や
レーザーや超音波などを用いた高温度治療装置が開発さ
れている。
は、第1選択としての薬物治療とゴールデンスタンダー
ドとされる内視鏡的外科治療(TUR−P)が主であっ
た。近年の前立腺肥大症の治療法は多岐に渡るが、中で
も高温度治療法は薬物と内視鏡的外科治療の間の位置づ
けとして定着しつつある。エネルギー源として電磁波や
レーザーや超音波などを用いた高温度治療装置が開発さ
れている。
【0004】現在は、経尿道的に加温するものがほとん
どであり、経尿道的前立腺高温度治療と呼ばれている。
手技的な簡便さだけでなく患者への負担や治療による副
作用が少ない治療法を目的として多くの装置が開発され
て来ている。患者への負担が少ないことにより、何らか
の合併症(心臓疾患や脳疾患)を持つ患者への適用が可
能になる。また、手術に比べて副作用が少ないために日
帰り治療が可能になり、医療費の低減にもなる。
どであり、経尿道的前立腺高温度治療と呼ばれている。
手技的な簡便さだけでなく患者への負担や治療による副
作用が少ない治療法を目的として多くの装置が開発され
て来ている。患者への負担が少ないことにより、何らか
の合併症(心臓疾患や脳疾患)を持つ患者への適用が可
能になる。また、手術に比べて副作用が少ないために日
帰り治療が可能になり、医療費の低減にもなる。
【0005】以上のような背景により高温度治療法は安
全性に優れ、クオリティオブライフ(QOL)の観点か
らも注目されている。
全性に優れ、クオリティオブライフ(QOL)の観点か
らも注目されている。
【0006】一方、電磁波を利用した経尿道的前立腺高
温度治療は、尿道内に挿入したアプリケータのアンテナ
から前立腺に対してマイクロ波を放射して、前立腺部を
加温する。アプリケータ内には冷却水が還流されて、尿
道表面を保護しながら前立腺内部を高温に加温すること
ができる。
温度治療は、尿道内に挿入したアプリケータのアンテナ
から前立腺に対してマイクロ波を放射して、前立腺部を
加温する。アプリケータ内には冷却水が還流されて、尿
道表面を保護しながら前立腺内部を高温に加温すること
ができる。
【0007】一般的に電磁波は、周波数が高いほど媒体
中での減衰が大きく、周波数が低いほど減衰が小さい。
つまり、前立腺肥大症の高温度治療に於いては、周波数
が高いほど前立腺部に電磁波を限局して使用でき、前立
腺以外の臓器(例えば直腸)への熱傷等の可能性を極め
て小さく出来る。しかし、大きな前立腺の場合には電磁
波が届かずに十分加温できない欠点がある。
中での減衰が大きく、周波数が低いほど減衰が小さい。
つまり、前立腺肥大症の高温度治療に於いては、周波数
が高いほど前立腺部に電磁波を限局して使用でき、前立
腺以外の臓器(例えば直腸)への熱傷等の可能性を極め
て小さく出来る。しかし、大きな前立腺の場合には電磁
波が届かずに十分加温できない欠点がある。
【0008】一方、周波数が低い場合は直腸への熱傷等
の可能性が高くなるため、直腸温度のモニターが必須に
なる。また、熱傷を起こさないように出力を制御してい
るが、小さい前立腺では出力を少し上げるだけで直腸温
度が上昇して出力のシャットダウンが起こるために、術
者がマニュアルで操作する必要性が出てくるなど、装置
の操作性を悪くするという欠点がある。
の可能性が高くなるため、直腸温度のモニターが必須に
なる。また、熱傷を起こさないように出力を制御してい
るが、小さい前立腺では出力を少し上げるだけで直腸温
度が上昇して出力のシャットダウンが起こるために、術
者がマニュアルで操作する必要性が出てくるなど、装置
の操作性を悪くするという欠点がある。
【0009】また、均一に加温する方法として複数の周
波数を利用することが考えられる。この一例として特開
平8−206242号公報は、間歇パルスのマイクロ波
と連続パルスのマイクロ波を交互に出力させ、深部と表
面を万遍なく加温する技術を開示している。
波数を利用することが考えられる。この一例として特開
平8−206242号公報は、間歇パルスのマイクロ波
と連続パルスのマイクロ波を交互に出力させ、深部と表
面を万遍なく加温する技術を開示している。
【0010】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上記し
た特開平8−206242号公報を含む従来技術では、
一定出力の間歇パルスのマイクロ波と連続パルスのマイ
クロ波を交互に出力させるために、2種類の周波数を同
時に放射することができず、切り換えによる加温のロス
が発生して加温効率が下がるという問題がある。
た特開平8−206242号公報を含む従来技術では、
一定出力の間歇パルスのマイクロ波と連続パルスのマイ
クロ波を交互に出力させるために、2種類の周波数を同
時に放射することができず、切り換えによる加温のロス
が発生して加温効率が下がるという問題がある。
【0011】また、加温する前立腺の大きさは15g程
度のものから100gを超えるものまで幅広く、また血
流量も患者により異なっている。さらに体温等の患者の
身体的条件は患者ごとに異なっている。加温効率はこれ
らの条件に左右され、患部を同一条件で加温した場合に
は加温程度に差ができてこれが治療効果の差として現れ
る。更に、前立腺の周りには他の臓器があり、特に直腸
粘膜は熱傷から防止する必要がある。
度のものから100gを超えるものまで幅広く、また血
流量も患者により異なっている。さらに体温等の患者の
身体的条件は患者ごとに異なっている。加温効率はこれ
らの条件に左右され、患部を同一条件で加温した場合に
は加温程度に差ができてこれが治療効果の差として現れ
る。更に、前立腺の周りには他の臓器があり、特に直腸
粘膜は熱傷から防止する必要がある。
【0012】しかし従来技術では、2つの周波数の出力
と混合比はタイマーか一定のプログラムによって制御さ
れるのみであり、患者の状態による影響を何ら考慮して
いない。
と混合比はタイマーか一定のプログラムによって制御さ
れるのみであり、患者の状態による影響を何ら考慮して
いない。
【0013】更に、理想的な前立腺の加温は前立腺の尿
道に近い側(内腺)を中心に加温しながら、外腺部まで
加温することであるが、外腺部を温め過ぎるとその外の
直腸粘膜を熱傷させる可能性がある。従来技術では、そ
の遠点の状態をモニターしながら、2つの周波数の出力
や混合比を変更させることが出来ない。
道に近い側(内腺)を中心に加温しながら、外腺部まで
加温することであるが、外腺部を温め過ぎるとその外の
直腸粘膜を熱傷させる可能性がある。従来技術では、そ
の遠点の状態をモニターしながら、2つの周波数の出力
や混合比を変更させることが出来ない。
【0014】本発明はこのような課題に着目してなされ
たものであり、その目的とするところは、前立腺の大き
さ、血流量、体温等の患者の状態による影響を受けず、
出来るだけ広範囲の部位を加温しながら、他の臓器であ
る直腸粘膜等に熱傷を起こさせることのない安全性を備
えた、確実かつ安定した加温を行なえる加温治療装置を
提供することにある。
たものであり、その目的とするところは、前立腺の大き
さ、血流量、体温等の患者の状態による影響を受けず、
出来るだけ広範囲の部位を加温しながら、他の臓器であ
る直腸粘膜等に熱傷を起こさせることのない安全性を備
えた、確実かつ安定した加温を行なえる加温治療装置を
提供することにある。
【0015】
【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
めに、第1の発明は、加温治療装置であって、第1の周
波数にて第1の電磁波を発振する第1発振手段と、第2
の周波数で第2の電磁波を発振する第2発振手段と、第
1の電磁波と第2の電磁波とを混合し、同時に出力する
混合手段と、前記混合した電磁波を患部に放射する放射
プローブとを備える。
めに、第1の発明は、加温治療装置であって、第1の周
波数にて第1の電磁波を発振する第1発振手段と、第2
の周波数で第2の電磁波を発振する第2発振手段と、第
1の電磁波と第2の電磁波とを混合し、同時に出力する
混合手段と、前記混合した電磁波を患部に放射する放射
プローブとを備える。
【0016】また、第2の発明は、第1の発明に係る加
温治療装置において、前記第1の電磁波の出力を可変す
る第1可変手段と、前記第2の電磁波の出力を可変する
第2可変手段と、前記第1可変手段と前記第2可変とを
独立して制御する混合比制御手段とを備える。
温治療装置において、前記第1の電磁波の出力を可変す
る第1可変手段と、前記第2の電磁波の出力を可変する
第2可変手段と、前記第1可変手段と前記第2可変とを
独立して制御する混合比制御手段とを備える。
【0017】また、第3の発明は、第2の発明に係る加
温治療装置において、体腔内に挿入され、接触した部位
の温度を測定する温度センサーを具備した温度プローブ
と、前記混合比制御手段は、前記温度センサーの検出結
果に基づき、前記第1可変手段と前記第2可変手段とを
制御する。
温治療装置において、体腔内に挿入され、接触した部位
の温度を測定する温度センサーを具備した温度プローブ
と、前記混合比制御手段は、前記温度センサーの検出結
果に基づき、前記第1可変手段と前記第2可変手段とを
制御する。
【0018】また、第4の発明は、第1の発明に係る加
温治療装置において、前記第1の電磁波の出力と前記第
2の電磁波の出力とを可変する可変手段と、前記放射プ
ローブに設けられ、患部温度を測定する温度センサー
と、前記温度センサーの検出結果に基づき、前記可変手
段を制御する出力制御手段を備える。
温治療装置において、前記第1の電磁波の出力と前記第
2の電磁波の出力とを可変する可変手段と、前記放射プ
ローブに設けられ、患部温度を測定する温度センサー
と、前記温度センサーの検出結果に基づき、前記可変手
段を制御する出力制御手段を備える。
【0019】
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明の実
施形態を詳細に説明する。
施形態を詳細に説明する。
【0020】(第1実施形態)図1は本発明の第1実施
形態に係るマイクロ波加温治療装置の構成を示す図であ
る。放射プローブとしての尿道プローブ1は外尿道口3
2から挿入され膀胱31の頚部にアンカーバルーン30
で固定される。第1発振部(第1発振手段)2と第2発
振部(第2発振手段)3は異なる周波数の電磁波(ここ
ではマイクロ波)を発振する。第1発振部2の電磁波は
第1減衰部(第1可変手段)4により任意の出力に可変
される。第2発振部3の電磁波は第2減衰部(第2可変
手段)5により任意の出力に可変される。第1減衰部4
および第2減衰部5から出力された電磁波は、混合手段
としてのミキサー6によって混合され、高周波増幅部7
で増幅されてアイソレータ8を介して前記尿道プローブ
1に導かれる。
形態に係るマイクロ波加温治療装置の構成を示す図であ
る。放射プローブとしての尿道プローブ1は外尿道口3
2から挿入され膀胱31の頚部にアンカーバルーン30
で固定される。第1発振部(第1発振手段)2と第2発
振部(第2発振手段)3は異なる周波数の電磁波(ここ
ではマイクロ波)を発振する。第1発振部2の電磁波は
第1減衰部(第1可変手段)4により任意の出力に可変
される。第2発振部3の電磁波は第2減衰部(第2可変
手段)5により任意の出力に可変される。第1減衰部4
および第2減衰部5から出力された電磁波は、混合手段
としてのミキサー6によって混合され、高周波増幅部7
で増幅されてアイソレータ8を介して前記尿道プローブ
1に導かれる。
【0021】尿道プローブ1は電磁波を前立腺部9に放
射するアンテナ部10を備える。また、前立腺部9の尿
道表面の温度を測定する尿道温度センサー11と、少な
くとも前立腺部9と外括約筋部12の尿道粘膜を冷却で
きる冷却水を還流できる冷却水管路50を備えている。
射するアンテナ部10を備える。また、前立腺部9の尿
道表面の温度を測定する尿道温度センサー11と、少な
くとも前立腺部9と外括約筋部12の尿道粘膜を冷却で
きる冷却水を還流できる冷却水管路50を備えている。
【0022】冷却水管路50は冷却水還流部(冷却水還
流手段)13に接続され、冷却水の供給と回収が行われ
る。
流手段)13に接続され、冷却水の供給と回収が行われ
る。
【0023】尿道温度センサー11は、尿道温測定部1
4に接続され、尿道粘膜面の温度が測定される。
4に接続され、尿道粘膜面の温度が測定される。
【0024】一方、直腸23内に挿入される直腸プロー
ブ15は、直腸温度センサー16を内蔵している。直腸
温度センサー16は、直腸温測定部17に接続され、直
腸23粘膜面の温度が測定される。
ブ15は、直腸温度センサー16を内蔵している。直腸
温度センサー16は、直腸温測定部17に接続され、直
腸23粘膜面の温度が測定される。
【0025】制御部18は、出力制御部19と混合比制
御部20、尿道温測定部14と直腸温測定部17および
冷却水還流部13に接続される。制御部18は、入力部
(入力手段)21から入力された温度情報や設定情報に
応じて集中して制御を行う。これらの情報は表示部22
にて確認できる。また、混合比制御部20は、第1減衰
部4と第2減衰部5とを独立して制御可能であり、第1
減衰部4および第2減衰部5から出力された電磁波がミ
キサー6において混合されるときの混合比率を制御する
機能を備えている。
御部20、尿道温測定部14と直腸温測定部17および
冷却水還流部13に接続される。制御部18は、入力部
(入力手段)21から入力された温度情報や設定情報に
応じて集中して制御を行う。これらの情報は表示部22
にて確認できる。また、混合比制御部20は、第1減衰
部4と第2減衰部5とを独立して制御可能であり、第1
減衰部4および第2減衰部5から出力された電磁波がミ
キサー6において混合されるときの混合比率を制御する
機能を備えている。
【0026】以下に上記した構成の作用を説明する。尿
道プローブ1には、冷却水還流部13から冷却水が還流
され、少なくとも前立腺部9と外括約筋部12の尿道を
冷却する。これは、電磁波の放射による尿道粘膜や外括
約筋や精丘の熱傷を防ぐために重要である。
道プローブ1には、冷却水還流部13から冷却水が還流
され、少なくとも前立腺部9と外括約筋部12の尿道を
冷却する。これは、電磁波の放射による尿道粘膜や外括
約筋や精丘の熱傷を防ぐために重要である。
【0027】図2は、組織温度と尿道からの距離との関
係がアプリケータに対する冷却の有無でどのように異な
るかを示す図である。図2に示すように冷却がない場合
は尿道粘膜面が最高の組織温度になるのに対し、冷却が
ある場合は尿道粘膜面を低く押さえて前立腺部9の温度
を高くすることが出来る。これは冷却水の還流量の増加
や冷却水の低温化によって、尿道粘膜の保護と共に、前
立腺部9の内部を更に高温にすることが出来る。
係がアプリケータに対する冷却の有無でどのように異な
るかを示す図である。図2に示すように冷却がない場合
は尿道粘膜面が最高の組織温度になるのに対し、冷却が
ある場合は尿道粘膜面を低く押さえて前立腺部9の温度
を高くすることが出来る。これは冷却水の還流量の増加
や冷却水の低温化によって、尿道粘膜の保護と共に、前
立腺部9の内部を更に高温にすることが出来る。
【0028】図3は、減衰量と組織深達度との関係が周
波数の高低によってどのように異なるかを示す図であ
る。図3に示すように、周波数の高い電磁波(2450
MHz)と低い電磁波(915MHz)では組織深達
度、つまり組織での減衰率が異なる。低い周波数の電磁
波の方が高い周波数の電磁波よりも組織での減衰率が低
く遠くまで届く。例えば、高温度治療器で使用している
2450MHzと915MHzで比較すると、肉片では
2450MHzの半減深度が1.8cmであり、915
MHzでは1.7cmである。25℃の水中では前者が
1.3cmであり、後者が9.0cmである。
波数の高低によってどのように異なるかを示す図であ
る。図3に示すように、周波数の高い電磁波(2450
MHz)と低い電磁波(915MHz)では組織深達
度、つまり組織での減衰率が異なる。低い周波数の電磁
波の方が高い周波数の電磁波よりも組織での減衰率が低
く遠くまで届く。例えば、高温度治療器で使用している
2450MHzと915MHzで比較すると、肉片では
2450MHzの半減深度が1.8cmであり、915
MHzでは1.7cmである。25℃の水中では前者が
1.3cmであり、後者が9.0cmである。
【0029】従来はこれら単一周波数を使用した機器が
開発されてきているが、915MHz単独では遠くまで
届きすぎて、出力を上げ過ぎると加温してはいけない
所、例えば前立腺部9を超えて直腸23まで加温する可
能性がある。また、直腸温度をモニターして直腸23の
熱傷を防止するためにコントロールすると、逆に必要な
前立腺部9が十分に加温されなくなる。
開発されてきているが、915MHz単独では遠くまで
届きすぎて、出力を上げ過ぎると加温してはいけない
所、例えば前立腺部9を超えて直腸23まで加温する可
能性がある。また、直腸温度をモニターして直腸23の
熱傷を防止するためにコントロールすると、逆に必要な
前立腺部9が十分に加温されなくなる。
【0030】一方、2450MHz単独では直腸23の
熱傷は電磁波の深達度が低いため、前記のような熱傷の
可能性はない。しかし、前立腺全体、特に外腺まで高温
に加温するには、一部前立腺部内の熱伝導に頼ることに
なる。
熱傷は電磁波の深達度が低いため、前記のような熱傷の
可能性はない。しかし、前立腺全体、特に外腺まで高温
に加温するには、一部前立腺部内の熱伝導に頼ることに
なる。
【0031】本実施形態は、これらの長所を併せたもの
である。つまり、2つの周波数の電磁波をミキサー6で
任意の比率で混合し、アンテナ部10から前立腺部9に
放射する。
である。つまり、2つの周波数の電磁波をミキサー6で
任意の比率で混合し、アンテナ部10から前立腺部9に
放射する。
【0032】以下に図4及び図5を参照して上記2つの
電磁波の混合比で加温範囲(能力)がどのように変化する
かについて説明する。
電磁波の混合比で加温範囲(能力)がどのように変化する
かについて説明する。
【0033】図4は2450MHzと915MHzを
4:1にした場合を示し、図5は2450MHzと91
5MHzを1:4にした場合を示している。図4は24
50MHzの比率が大きいため加温範囲が狭く小さ目の
前立腺に適している。一方、図5は915MHzの比率
が大きいため加温範囲が広く大き目の前立腺に適してい
る。
4:1にした場合を示し、図5は2450MHzと91
5MHzを1:4にした場合を示している。図4は24
50MHzの比率が大きいため加温範囲が狭く小さ目の
前立腺に適している。一方、図5は915MHzの比率
が大きいため加温範囲が広く大き目の前立腺に適してい
る。
【0034】以上の基本的原理を前提に、図1のブロッ
ク図および図6のフローチャートを用いて作用を説明す
る。
ク図および図6のフローチャートを用いて作用を説明す
る。
【0035】入力部21により予め2つの電磁波の混合
比を設定入力しておく(ステップS1)。前立腺重量は
治療前の検査で調べられたものを参考に決められる。例
えば、図7に示すようなマップが考えられる。
比を設定入力しておく(ステップS1)。前立腺重量は
治療前の検査で調べられたものを参考に決められる。例
えば、図7に示すようなマップが考えられる。
【0036】前立腺重量が20g未満の場合、2450
MHz:915MHzが9:1であり、トータル出力を
50Wとすれば45W:5Wの割合になる。40〜50
gの場合3:7であり、トータル出力を50Wとすれ
ば、15W:35Wの割合になる。
MHz:915MHzが9:1であり、トータル出力を
50Wとすれば45W:5Wの割合になる。40〜50
gの場合3:7であり、トータル出力を50Wとすれ
ば、15W:35Wの割合になる。
【0037】混合比の調整は、第1発振部2の出力が第
1減衰部4により、第2発振部3の出力が第2減衰部5
によって可変される。可変された後、ミキサー6によっ
て合成され、合成後に高周波増幅部7でトータル50W
に増幅して出力する(ステップS2)。
1減衰部4により、第2発振部3の出力が第2減衰部5
によって可変される。可変された後、ミキサー6によっ
て合成され、合成後に高周波増幅部7でトータル50W
に増幅して出力する(ステップS2)。
【0038】高周波増幅部7のゲインは通常固定の場合
が多く、出力に併せて第1減衰部4と第2減衰部5で予
め調整しておく。この調整によって、一定ゲインでも5
0W以外の任意の出力が得られる。もちろん、ゲイン可
変アンプを搭載した高周波増幅部7を用いても良い。
が多く、出力に併せて第1減衰部4と第2減衰部5で予
め調整しておく。この調整によって、一定ゲインでも5
0W以外の任意の出力が得られる。もちろん、ゲイン可
変アンプを搭載した高周波増幅部7を用いても良い。
【0039】初期設定の出力でマイクロ波が出力される
と、前立腺部9の温度が上昇し始める。尿道プローブ1
に備えた尿道温度センサー11は入力部21で入力され
た設定温度、例えば39℃になるように出力制御部19
から混合比制御部20を介してON/OFFコントロー
ルされる。ON/OFF制御以外に同一混合比を保って
トータル出力を可変させる出力可変方式でもよい。
と、前立腺部9の温度が上昇し始める。尿道プローブ1
に備えた尿道温度センサー11は入力部21で入力され
た設定温度、例えば39℃になるように出力制御部19
から混合比制御部20を介してON/OFFコントロー
ルされる。ON/OFF制御以外に同一混合比を保って
トータル出力を可変させる出力可変方式でもよい。
【0040】一方、直腸プローブ15に備えた直腸温度
センサー16は、入力部21で上限と下限が予め設定さ
れる。例えば、上限温度42℃、下限温度40℃であ
る。
センサー16は、入力部21で上限と下限が予め設定さ
れる。例えば、上限温度42℃、下限温度40℃であ
る。
【0041】ステップS3において直腸温が上限温度以
上かどうかを判断し、上限温度以上になると加温範囲を
狭くするために低周波数側つまり915MHzの比率を
低く、高周波数側つまり2450MHzの比率を高く変
更する(ステップS4、S5)。反対に下限温度以下に
なると加温範囲を広げるために、前記の逆の動作になる
(ステップS6、S7、S8)。
上かどうかを判断し、上限温度以上になると加温範囲を
狭くするために低周波数側つまり915MHzの比率を
低く、高周波数側つまり2450MHzの比率を高く変
更する(ステップS4、S5)。反対に下限温度以下に
なると加温範囲を広げるために、前記の逆の動作になる
(ステップS6、S7、S8)。
【0042】これらの混合比率の変更はプログラミング
されて自動的に行われるが、表示部22に表示された直
腸温度を見ながら、術者が手動で行ってもよい。
されて自動的に行われるが、表示部22に表示された直
腸温度を見ながら、術者が手動で行ってもよい。
【0043】いずれにしても、前立腺は大きさ以外に血
流量も個人差があり、また患者の状態にも左右される。
例えば、同じ前立腺の大きさでも、血流量が少ないと冷
却効果が低く、直腸温度が高くなり易い。逆に、血流が
多いと直腸まで暖まりにくい。
流量も個人差があり、また患者の状態にも左右される。
例えば、同じ前立腺の大きさでも、血流量が少ないと冷
却効果が低く、直腸温度が高くなり易い。逆に、血流が
多いと直腸まで暖まりにくい。
【0044】このような個人差を吸収し、確実かつ安全
に加温するには、事前の混合比を直腸温度に応じて治療
中に可変させることが有効である。
に加温するには、事前の混合比を直腸温度に応じて治療
中に可変させることが有効である。
【0045】上記した第1実施形態によれば、前立腺の
大きさ、血流量、患者の状態に依らない確実なできるだ
け広範囲の加温と、直腸等の周辺臓器に損傷を与えない
安全かつ安定した治療が行える。
大きさ、血流量、患者の状態に依らない確実なできるだ
け広範囲の加温と、直腸等の周辺臓器に損傷を与えない
安全かつ安定した治療が行える。
【0046】(第2実施形態)図8は本発明の第2実施
形態に係るマイクロ波加温治療装置の構成を示す図であ
る。第2の実施形態の構成は基本的に第1実施形態の構
成と同様である。
形態に係るマイクロ波加温治療装置の構成を示す図であ
る。第2の実施形態の構成は基本的に第1実施形態の構
成と同様である。
【0047】尿道プローブ1は外尿道口32から挿入さ
れ膀胱31の頚部にアンカーバルーン30で固定され
る。第1発振部2と第2発振部3は異なる周波数の電磁
波を発振する。第1発振部2の電磁波は第1減衰部4に
より任意の出力に可変される。第2発振部3の電磁波
は、第2減衰部5により任意の出力に可変される。第1
減衰部4および第2減衰部5から出力された電磁波は、
ミキサー6によって合成され、出力可変部23を介して
高周波増幅部7で増幅され、アイソレータ8を介して前
記尿道プローブ1に導かれる。
れ膀胱31の頚部にアンカーバルーン30で固定され
る。第1発振部2と第2発振部3は異なる周波数の電磁
波を発振する。第1発振部2の電磁波は第1減衰部4に
より任意の出力に可変される。第2発振部3の電磁波
は、第2減衰部5により任意の出力に可変される。第1
減衰部4および第2減衰部5から出力された電磁波は、
ミキサー6によって合成され、出力可変部23を介して
高周波増幅部7で増幅され、アイソレータ8を介して前
記尿道プローブ1に導かれる。
【0048】尿道プローブ1には、マイクロ波を前立腺
部9に放射するアンテナ部10を備える。また、前立腺
部9の尿道表面の温度を測定する尿道温度センサー11
と、少なくとも前立腺部9と外括約筋12の尿道粘膜を
冷却できる冷却水を還流できる冷却水管路50を備えて
いる。
部9に放射するアンテナ部10を備える。また、前立腺
部9の尿道表面の温度を測定する尿道温度センサー11
と、少なくとも前立腺部9と外括約筋12の尿道粘膜を
冷却できる冷却水を還流できる冷却水管路50を備えて
いる。
【0049】冷却水管路50は冷却水還流部13に接続
され、冷却水の供給と回収が行われる。尿道温度センサ
ー11は、尿道温度測定部14に接続され、尿道粘膜面
の温度が測定される。
され、冷却水の供給と回収が行われる。尿道温度センサ
ー11は、尿道温度測定部14に接続され、尿道粘膜面
の温度が測定される。
【0050】一方、直腸内に挿入される直腸プローブ1
5は、直腸温度センサー16を内蔵している。直腸温度
センサー16は、直腸温測定部17に接続され、直腸粘
膜面の温度が測定される。
5は、直腸温度センサー16を内蔵している。直腸温度
センサー16は、直腸温測定部17に接続され、直腸粘
膜面の温度が測定される。
【0051】制御部18は、出力制御部19と混合比制
御部20、尿道温測定部14と直腸温測定部17および
冷却水還流部13に接続される。出力制御部19は出力
可変部23を制御する。また、制御部18は、入力部2
1からの温度情報や設定情報に応じて集中してコントロ
ールを行う。これらの情報は、表示部22にて確認でき
る。
御部20、尿道温測定部14と直腸温測定部17および
冷却水還流部13に接続される。出力制御部19は出力
可変部23を制御する。また、制御部18は、入力部2
1からの温度情報や設定情報に応じて集中してコントロ
ールを行う。これらの情報は、表示部22にて確認でき
る。
【0052】第2実施形態の作用及び基本的な原理は実
質的に第1実施形態と同様であるが、第2実施形態で
は、初期設定の出力でマイクロ波が出力されると、前立
腺部9の温度が上昇し始める。尿道プローブ1に備えた
尿道温度センサー11は入力部21で入力された設定温
度、例えば39℃になるように出力制御部19から出力
可変部23を介してON/OFFコントロールされる。
ON/OFF制御以外に同一混合比でトータル出力を可
変させる出力可変方式でもよい。混合比制御部20から
ON/OFF制御が独立することができ、制御方法が簡
単になる。
質的に第1実施形態と同様であるが、第2実施形態で
は、初期設定の出力でマイクロ波が出力されると、前立
腺部9の温度が上昇し始める。尿道プローブ1に備えた
尿道温度センサー11は入力部21で入力された設定温
度、例えば39℃になるように出力制御部19から出力
可変部23を介してON/OFFコントロールされる。
ON/OFF制御以外に同一混合比でトータル出力を可
変させる出力可変方式でもよい。混合比制御部20から
ON/OFF制御が独立することができ、制御方法が簡
単になる。
【0053】上記した第2実施形態によれば、前立腺の
大きさ、血流量、患者の状態に依らない確実なできるだ
け広範囲の加温と、直腸等の周辺臓器に損傷を与えない
安全かつ安定した治療を行える。
大きさ、血流量、患者の状態に依らない確実なできるだ
け広範囲の加温と、直腸等の周辺臓器に損傷を与えない
安全かつ安定した治療を行える。
【0054】(第3実施形態)図9は本発明の第3実施
形態に係るマイクロ波加温治療装置の構成を示す図であ
る。
形態に係るマイクロ波加温治療装置の構成を示す図であ
る。
【0055】尿道プローブ1は外尿道口32から挿入さ
れ膀胱31の頚部にアンカーバルーン30で固定され
る。第1発振部2と第2発振部3は異なる周波数の電磁
波を発振する。第1発振部2の電磁波は第1減衰部4に
より任意の出力に可変される。第2発振部3の電磁波
は、第2減衰部5により任意の出力に可変される。
れ膀胱31の頚部にアンカーバルーン30で固定され
る。第1発振部2と第2発振部3は異なる周波数の電磁
波を発振する。第1発振部2の電磁波は第1減衰部4に
より任意の出力に可変される。第2発振部3の電磁波
は、第2減衰部5により任意の出力に可変される。
【0056】第1減衰部4および第2減衰部5から出力
された電磁波は、ミキサー6によって合成され、出力可
変部23を介して高周波増幅部7で増幅され、アイソレ
ータ8を介して尿道プローブ1に導かれる。尿道プロー
ブ1には、マイクロ波を前立腺部9に放射するアンテナ
部10を備える。また、前立腺部9の尿道表面の温度を
測定する尿道温度センサー11と、少なくとも前立腺部
9と外括約筋部12の尿道粘膜を冷却できる冷却水を還
流できる冷却水管路50を備えている。
された電磁波は、ミキサー6によって合成され、出力可
変部23を介して高周波増幅部7で増幅され、アイソレ
ータ8を介して尿道プローブ1に導かれる。尿道プロー
ブ1には、マイクロ波を前立腺部9に放射するアンテナ
部10を備える。また、前立腺部9の尿道表面の温度を
測定する尿道温度センサー11と、少なくとも前立腺部
9と外括約筋部12の尿道粘膜を冷却できる冷却水を還
流できる冷却水管路50を備えている。
【0057】冷却水管路50は冷却水還流部13に接続
され、冷却水の供給と回収が行われる。尿道温度センサ
ー11は、尿道温測定部14に接続され、尿道粘膜面の
温度が測定される。一方、直腸23内に挿入される直腸
プローブ15は、直腸温度センサー16を内蔵してい
る。直腸温度センサー16は、直腸温測定部17に接続
され、直腸粘膜面の温度が測定される。
され、冷却水の供給と回収が行われる。尿道温度センサ
ー11は、尿道温測定部14に接続され、尿道粘膜面の
温度が測定される。一方、直腸23内に挿入される直腸
プローブ15は、直腸温度センサー16を内蔵してい
る。直腸温度センサー16は、直腸温測定部17に接続
され、直腸粘膜面の温度が測定される。
【0058】制御部18は、出力制御部19と混合比制
御部20、尿道温測定部14と直腸温測定部17および
冷却水制御部24に接続される。出力制御部19は出力
可変部23を制御する。冷却水還流部13は、冷却水制
御部24によって流量や水温をコントロールする。
御部20、尿道温測定部14と直腸温測定部17および
冷却水制御部24に接続される。出力制御部19は出力
可変部23を制御する。冷却水還流部13は、冷却水制
御部24によって流量や水温をコントロールする。
【0059】また、制御部18は、入力部21からの温
度情報や設定情報に応じて集中してコントロールを行
う。これらの情報は、表示部22にて確認できる。
度情報や設定情報に応じて集中してコントロールを行
う。これらの情報は、表示部22にて確認できる。
【0060】第3実施形態の基本的原理は第1実施形態
と同様であり、かつ第3実施形態の作用は第2実施形態
とほぼ同様である。
と同様であり、かつ第3実施形態の作用は第2実施形態
とほぼ同様である。
【0061】図2に示すように冷却がない場合は尿道粘
膜面が最高温度になるのに対し、冷却がある場合は尿道
粘膜面を低く押さえて、前立腺部9の温度を高くするこ
とが出来る。これは冷却水の還流量の増加や冷却水の低
温化によって、尿道粘膜の保護強化と共に、前立腺部9
の内部を更に高温にすることが出来る。
膜面が最高温度になるのに対し、冷却がある場合は尿道
粘膜面を低く押さえて、前立腺部9の温度を高くするこ
とが出来る。これは冷却水の還流量の増加や冷却水の低
温化によって、尿道粘膜の保護強化と共に、前立腺部9
の内部を更に高温にすることが出来る。
【0062】この原理を利用するために、冷却水制御部
24にて冷却水還流部13をコントロールする。
24にて冷却水還流部13をコントロールする。
【0063】前立腺重量が大きい症例や血流が多い症例
で、加温範囲を広くするために、低周波側の比率を多く
して尿道付近の温度が上昇し易くなるように設定され
る。
で、加温範囲を広くするために、低周波側の比率を多く
して尿道付近の温度が上昇し易くなるように設定され
る。
【0064】図10に前立腺重量に応じた冷却水流量と
水温のマップ例を示す。前立腺重量が大きい場合、尿道
側のより強力な冷却を行うために、室温状態の冷却水量
を増加させる。更に冷却したい場合は、冷却水温度を室
温から下げることで、より冷却効果を増すことができ
る。前立腺の血流等の他の要因も加わるため、幅を持た
せてあり、この範囲の値を入力部21から設定する。
水温のマップ例を示す。前立腺重量が大きい場合、尿道
側のより強力な冷却を行うために、室温状態の冷却水量
を増加させる。更に冷却したい場合は、冷却水温度を室
温から下げることで、より冷却効果を増すことができ
る。前立腺の血流等の他の要因も加わるため、幅を持た
せてあり、この範囲の値を入力部21から設定する。
【0065】例えば、前立腺重量が20g未満の場合は
20℃、40ml/minに、40〜50gの場合は2
0℃、60ml/minなどであり、より冷却を増すた
めに10℃程度の冷却水を還流させると良い。
20℃、40ml/minに、40〜50gの場合は2
0℃、60ml/minなどであり、より冷却を増すた
めに10℃程度の冷却水を還流させると良い。
【0066】また、初期設定の冷却能力が低い場合、加
温開始から尿道温度の設定値に到達するまでの時間が短
くなる。つまり、尿道温度センサー11の温度上昇率が
早くなる。例えば、前立腺重量が25gの場合に図10
のマップによって冷却水温20℃、流量30ml/mi
nに初期設定し、加温を開始すると、通常は30秒〜6
0秒程度で尿道温度が設定温度に到達する。
温開始から尿道温度の設定値に到達するまでの時間が短
くなる。つまり、尿道温度センサー11の温度上昇率が
早くなる。例えば、前立腺重量が25gの場合に図10
のマップによって冷却水温20℃、流量30ml/mi
nに初期設定し、加温を開始すると、通常は30秒〜6
0秒程度で尿道温度が設定温度に到達する。
【0067】しかし、前立腺の血流等の影響による冷却
効果が少ないと短い時間、例えば15秒程度で到達す
る。逆に、血流等の影響による冷却効果が大きいと時間
が長くかかり、例えば2分程度必要とする。
効果が少ないと短い時間、例えば15秒程度で到達す
る。逆に、血流等の影響による冷却効果が大きいと時間
が長くかかり、例えば2分程度必要とする。
【0068】到達時間が短い場合、冷却水流量を増加さ
せるか、冷却水温度を下げるかの操作を行う。この2つ
のパラメータはともに到達時間を長くする効果があるた
め、どちらのパラメータを変更させても良い。但し、低
流量の場合は流量の変化が支配的で、高流量になると水
温が支配的になる。また、装置の応答を考慮する場合、
流量の変化の方が水温を変化させるより冷却効果の変化
が早く現れる。到達時間が長い場合も短い場合と同じ
で、パラメータの増減を逆にすれば良い。
せるか、冷却水温度を下げるかの操作を行う。この2つ
のパラメータはともに到達時間を長くする効果があるた
め、どちらのパラメータを変更させても良い。但し、低
流量の場合は流量の変化が支配的で、高流量になると水
温が支配的になる。また、装置の応答を考慮する場合、
流量の変化の方が水温を変化させるより冷却効果の変化
が早く現れる。到達時間が長い場合も短い場合と同じ
で、パラメータの増減を逆にすれば良い。
【0069】図11は冷却水の流量を変更する場合の処
理の詳細を示すフローチャートである。まずステップS
20で冷却水の設定入力を行った後、マイクロ波を出力
してプレ加温を開始し(ステップS21)、尿道温度セ
ンサー11の温度上昇時間に応じて流量を変化させる。
具体的には尿道温到達時間が30秒以下かどうかを判断
し(ステップS22)、YESならば冷却水の流量を上
げた(ステップS23)後、加温を開始する(ステップ
S24)。NOの場合には尿道温到達時間が2分以上か
どうかを判断し(ステップS25)、YESの場合には
冷却水の流量を下げた(ステップS26)後、加温を開
始する(ステップS24)。また、ステップS25の判
断がNOの場合には直ちに加温を開始する(ステップS
24)。そして初期設定に尿道温度による適正な冷却水
温条件の補正を加えた状態で治療を開始する。
理の詳細を示すフローチャートである。まずステップS
20で冷却水の設定入力を行った後、マイクロ波を出力
してプレ加温を開始し(ステップS21)、尿道温度セ
ンサー11の温度上昇時間に応じて流量を変化させる。
具体的には尿道温到達時間が30秒以下かどうかを判断
し(ステップS22)、YESならば冷却水の流量を上
げた(ステップS23)後、加温を開始する(ステップ
S24)。NOの場合には尿道温到達時間が2分以上か
どうかを判断し(ステップS25)、YESの場合には
冷却水の流量を下げた(ステップS26)後、加温を開
始する(ステップS24)。また、ステップS25の判
断がNOの場合には直ちに加温を開始する(ステップS
24)。そして初期設定に尿道温度による適正な冷却水
温条件の補正を加えた状態で治療を開始する。
【0070】同様に冷却水温度を変化させることも可能
である。冷却水条件を尿道温度によって補正すること
で、尿道温度の保護と前立腺内部の加温を確実に行え
る。
である。冷却水条件を尿道温度によって補正すること
で、尿道温度の保護と前立腺内部の加温を確実に行え
る。
【0071】上記した第3実施形態によれば、前立腺の
大きさ、血流量、患者の状態に依らない確実なできるだ
け広範囲の加温と、尿道、直腸等の周辺臓器に損傷を与
えない安全かつ安定した治療を行える。
大きさ、血流量、患者の状態に依らない確実なできるだ
け広範囲の加温と、尿道、直腸等の周辺臓器に損傷を与
えない安全かつ安定した治療を行える。
【0072】(付記)上記した具体的実施形態から以下
のような構成の発明が抽出される。
のような構成の発明が抽出される。
【0073】1. 第1の周波数にて第1の電磁波を発
振する第1発振手段と、第2の周波数で第2の電磁波を
発振する第2発振手段と、第1の電磁波と第2の電磁波
とを混合し、同時に出力する混合手段と、前記混合した
電磁波を患部に放射する放射プローブとを備えたことを
特徴とする加温治療装置。
振する第1発振手段と、第2の周波数で第2の電磁波を
発振する第2発振手段と、第1の電磁波と第2の電磁波
とを混合し、同時に出力する混合手段と、前記混合した
電磁波を患部に放射する放射プローブとを備えたことを
特徴とする加温治療装置。
【0074】2. 構成1において、前記第1の電磁波
の出力を可変する第1可変手段と、前記第2の電磁波の
出力を可変する第2可変手段と、前記第1可変手段と前
記第2可変とを独立して制御する混合比制御手段とを備
える。
の出力を可変する第1可変手段と、前記第2の電磁波の
出力を可変する第2可変手段と、前記第1可変手段と前
記第2可変とを独立して制御する混合比制御手段とを備
える。
【0075】3. 構成1において、前記第1の電磁波
の出力と前記第2の電磁波の出力とを可変する可変手段
と、前記放射プローブに設けられ、患部温度を測定する
温度センサーと、前記温度センサーの検出結果に基づ
き、前記可変手段を制御する出力制御手段を備える。
の出力と前記第2の電磁波の出力とを可変する可変手段
と、前記放射プローブに設けられ、患部温度を測定する
温度センサーと、前記温度センサーの検出結果に基づ
き、前記可変手段を制御する出力制御手段を備える。
【0076】4. 構成1において、前記第1の周波数
が2450MHz、前記第2の周波数が915MHzで
ある。
が2450MHz、前記第2の周波数が915MHzで
ある。
【0077】5. 構成2において、所定の混合比を設
定するように前記混合比制御手段に指示する入力手段を
備える。
定するように前記混合比制御手段に指示する入力手段を
備える。
【0078】6. 構成4において、前記放射プローブ
に設けられた冷却管路と、前記冷却管路に冷却水を還流
させる冷却水還流手段と、前記温度センサーの検出結果
に基づき、前記冷却水還流手段を制御する冷却水制御手
段とを備える。
に設けられた冷却管路と、前記冷却管路に冷却水を還流
させる冷却水還流手段と、前記温度センサーの検出結果
に基づき、前記冷却水還流手段を制御する冷却水制御手
段とを備える。
【0079】7. 構成1において、前記第1の電磁波
の出力と前記第2の電磁波の出力とを可変する可変手段
と、前記放射プローブに設けられ、患部温度を測定する
温度センサーと、前記温度センサーの検出結果に基づ
き、前記可変手段を制御する出力制御手段を備える。
の出力と前記第2の電磁波の出力とを可変する可変手段
と、前記放射プローブに設けられ、患部温度を測定する
温度センサーと、前記温度センサーの検出結果に基づ
き、前記可変手段を制御する出力制御手段を備える。
【0080】
【発明の効果】本発明によれば、前立腺の大きさ、血流
量、体温等の患者の状態による影響を受けず、出来るだ
け広範囲の部位を加温しながら、他の臓器である直腸粘
膜等に熱傷を起こさせることのない安全性を備えた、確
実かつ安定した加温を行なえる加温治療装置を提供する
ことができる。
量、体温等の患者の状態による影響を受けず、出来るだ
け広範囲の部位を加温しながら、他の臓器である直腸粘
膜等に熱傷を起こさせることのない安全性を備えた、確
実かつ安定した加温を行なえる加温治療装置を提供する
ことができる。
【図1】本発明の第1実施形態に係るマイクロ波加温治
療装置の構成を示す図である。
療装置の構成を示す図である。
【図2】組織温度と尿道からの距離との関係がアプリケ
ータに対する冷却の有無でどのように異なるかを示す図
である。
ータに対する冷却の有無でどのように異なるかを示す図
である。
【図3】減衰量と組織深達度との関係が周波数の高低に
よってどのように異なるかを示す図である。
よってどのように異なるかを示す図である。
【図4】2つの電磁波の混合比で加温範囲(能力)がどの
ように変化するかについての第1の例を示す図である。
ように変化するかについての第1の例を示す図である。
【図5】2つの電磁波の混合比で加温範囲(能力)がどの
ように変化するかについての第2の例を示す図である。
ように変化するかについての第2の例を示す図である。
【図6】本発明の一実施形態の作用を説明するためのフ
ローチャートである。
ローチャートである。
【図7】入力部21から設定入力される、前立腺重量に
応じた2つの電磁波の混合比を示す図である。
応じた2つの電磁波の混合比を示す図である。
【図8】本発明の第2実施形態に係るマイクロ波加温治
療装置の構成を示す図である。
療装置の構成を示す図である。
【図9】本発明の第3実施形態に係るマイクロ波加温治
療装置の構成を示す図である。
療装置の構成を示す図である。
【図10】前立腺重量に応じた冷却水流量と水温のマッ
プ例を示す図である。
プ例を示す図である。
【図11】冷却水の流量を変更する場合の処理の詳細を
示すフローチャートである。
示すフローチャートである。
1 尿道プローブ 2 第1発振部 3 第2発振部 4 第1減衰部 5 第2減衰部 6 ミキサー 7 高周波増幅部 8 アイソレータ 9 前立腺部 10 アンテナ部 11 尿道温度センサー 12 外括約筋部 13 冷却水 14 尿道温測定部 15 直腸プローブ 16 直腸温度センサー 17 直腸温測定部 18 制御部 19 出力制御部 20 混合比制御部 21 入力部 22 表示部 23 直腸 30 アンカーバルーン 31 膀胱 32 外尿道口 50 冷却水管路
─────────────────────────────────────────────────────
【手続補正書】
【提出日】平成12年7月12日(2000.7.1
2)
2)
【手続補正1】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】0043
【補正方法】変更
【補正内容】
【0043】いずれにしても、前立腺は大きさ以外に血
流量も個人差があり、また患者の状態にも左右される。
例えば、同じ前立腺の大きさでも、血流量が少ないと冷
却効果が低く、直腸温度が高くなり易い。逆に、血流が
多いと直腸まで温まりにくい。
流量も個人差があり、また患者の状態にも左右される。
例えば、同じ前立腺の大きさでも、血流量が少ないと冷
却効果が低く、直腸温度が高くなり易い。逆に、血流が
多いと直腸まで温まりにくい。
【手続補正2】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】0070
【補正方法】変更
【補正内容】
【0070】同様に冷却水温度を変化させることも可能
である。冷却水条件を尿道温度によって補正すること
で、尿道粘膜の保護と前立腺内部の加温を確実に行え
る。
である。冷却水条件を尿道温度によって補正すること
で、尿道粘膜の保護と前立腺内部の加温を確実に行え
る。
Claims (4)
- 【請求項1】 第1の周波数にて第1の電磁波を発振す
る第1発振手段と、 第2の周波数で第2の電磁波を発振する第2発振手段
と、 第1の電磁波と第2の電磁波とを混合し、同時に出力す
る混合手段と、 前記混合した電磁波を患部に放射する放射プローブとを
備えたことを特徴とする加温治療装置。 - 【請求項2】 前記第1の電磁波の出力を可変する第1
可変手段と、前記第2の電磁波の出力を可変する第2可
変手段と、前記第1可変手段と前記第2可変とを独立し
て制御する混合比制御手段とを備えたことを特徴とする
請求項1記載の加温治療装置。 - 【請求項3】 体腔内に挿入され、接触した部位の温度
を測定する温度センサーを具備した温度プローブと、 前記混合比制御手段は、前記温度センサーの検出結果に
基づき、前記第1可変手段と前記第2可変手段とを制御
することを特徴とする請求項2記載の加温治療装置。 - 【請求項4】 前記第1の電磁波の出力と前記第2の電
磁波の出力とを可変する可変手段と、前記放射プローブ
に設けられ、患部温度を測定する温度センサーと、前記
温度センサーの検出結果に基づき、前記可変手段を制御
する出力制御手段を備えたことを特徴とする請求項1記
載の加温治療装置。
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