JPH0138508B2 - - Google Patents
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- JPH0138508B2 JPH0138508B2 JP59162469A JP16246984A JPH0138508B2 JP H0138508 B2 JPH0138508 B2 JP H0138508B2 JP 59162469 A JP59162469 A JP 59162469A JP 16246984 A JP16246984 A JP 16246984A JP H0138508 B2 JPH0138508 B2 JP H0138508B2
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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、特に複数の患者を同時に治療するのに好適な
集中管理方式を採用したハイパーサーミア用加温
装置に関する。
り、特に複数の患者を同時に治療するのに好適な
集中管理方式を採用したハイパーサーミア用加温
装置に関する。
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Vol22、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。
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Vol22、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を保たねばな
らない。
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温度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、長い間放置されていた。
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、長い間放置されていた。
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を提
案している。
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を提
案している。
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
一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、このことは同時に莫大な設備投資を要
するばかりでなく、複数の設備に対してはそれら
を適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
題が残されている。これがため、複数の加温装置
全体をいかにして迅速に管理し、且ついかにして
多くの患者に対して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の一つ
とされていた。
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
一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、このことは同時に莫大な設備投資を要
するばかりでなく、複数の設備に対してはそれら
を適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
題が残されている。これがため、複数の加温装置
全体をいかにして迅速に管理し、且ついかにして
多くの患者に対して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の一つ
とされていた。
本発明は、上記点に鑑みなされたものであり、
複数の患者を単一の電磁波発生を手段を用いて相
互に独立した形態をもつて効率よく同時に治療す
るとともに、各患者の治療時における苦痛の緩和
を図つ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。
複数の患者を単一の電磁波発生を手段を用いて相
互に独立した形態をもつて効率よく同時に治療す
るとともに、各患者の治療時における苦痛の緩和
を図つ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。
そこで、本発明は、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の所定
の加温治療部へ照射せしめる複数のアプリケータ
と、このアプリケータに装備される生体表面用の
冷却手段とを有している。電磁波発生手段と各ア
プリケータとの間に、当該各アプリケータに対応
する複数の分岐出力部を備え入力電磁波を複数の
出力段に分岐するとともに当該各分岐出力部の出
力レベル調整機能を備えた電磁波用の分岐可変出
力機構を装備している。各アプリケータに対応し
て電磁波吸収用のダミーロードを設けるととも
に、アプリケータへの電磁波伝送を必要に応じて
ダミーロードへ切換える電磁波切換手段を各分岐
出力部と各アプリケータとの間に介装し、各冷却
手段には、該冷却手段に送られる冷却液の流量を
個別的に調整する流量調整手段を装備するととも
に、各アプリケータにて加温治療される部分の生
体の温度測定を行う温度計測手段を、各アプリケ
ータごとに設け、この温度計測手段からの出力信
号により、分岐可変出力機構に優先して流量調整
手段を駆動制御する主制御部を設ける等の構成を
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。
磁波発生手段から出力される電磁波を生体の所定
の加温治療部へ照射せしめる複数のアプリケータ
と、このアプリケータに装備される生体表面用の
冷却手段とを有している。電磁波発生手段と各ア
プリケータとの間に、当該各アプリケータに対応
する複数の分岐出力部を備え入力電磁波を複数の
出力段に分岐するとともに当該各分岐出力部の出
力レベル調整機能を備えた電磁波用の分岐可変出
力機構を装備している。各アプリケータに対応し
て電磁波吸収用のダミーロードを設けるととも
に、アプリケータへの電磁波伝送を必要に応じて
ダミーロードへ切換える電磁波切換手段を各分岐
出力部と各アプリケータとの間に介装し、各冷却
手段には、該冷却手段に送られる冷却液の流量を
個別的に調整する流量調整手段を装備するととも
に、各アプリケータにて加温治療される部分の生
体の温度測定を行う温度計測手段を、各アプリケ
ータごとに設け、この温度計測手段からの出力信
号により、分岐可変出力機構に優先して流量調整
手段を駆動制御する主制御部を設ける等の構成を
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。
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。
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
電気的ブロツク図である。この実施例におけるハ
イパーサーミア用加温装置は、電磁波出力部とし
てのマイクロ波出力部２と、主制御部を含む制御
手段４と、加温部６とから構成されている。
電気的ブロツク図である。この実施例におけるハ
イパーサーミア用加温装置は、電磁波出力部とし
てのマイクロ波出力部２と、主制御部を含む制御
手段４と、加温部６とから構成されている。
マイクロ波出力部２は、電磁波発生手段として
のマイクロ波発振器８と、複数人の患者（本実施
例では３人）に同時にマイクロ波を照射できるよ
うに前記発振器８から出力されるマイクロ波を３
方向に分岐する分岐可変出力機構の主要部をなす
分岐回路１０と、この分岐回路より分岐されたマ
イクロ波の出力をアプリケータ２４側又はダミー
ロードDM１側に切換える電磁波切換手段として
の同軸スイツチ１２と、該同軸スイツチ１２を介
して供給されるマイクロ波の出力を調整する電磁
波可変減衰手段としての減衰器１４と、反射波が
分岐回路１０に混入しないように反射波の影響を
防止するアイソレータ１６と、方向性結合器１８
と、ダイオード２０とから構成されている。
のマイクロ波発振器８と、複数人の患者（本実施
例では３人）に同時にマイクロ波を照射できるよ
うに前記発振器８から出力されるマイクロ波を３
方向に分岐する分岐可変出力機構の主要部をなす
分岐回路１０と、この分岐回路より分岐されたマ
イクロ波の出力をアプリケータ２４側又はダミー
ロードDM１側に切換える電磁波切換手段として
の同軸スイツチ１２と、該同軸スイツチ１２を介
して供給されるマイクロ波の出力を調整する電磁
波可変減衰手段としての減衰器１４と、反射波が
分岐回路１０に混入しないように反射波の影響を
防止するアイソレータ１６と、方向性結合器１８
と、ダイオード２０とから構成されている。
分岐回路１０は、発振器８からの電磁波エネル
ギーを３方向に分岐するものであるが、この分岐
する比率は分岐回路の構造より特定されたものと
なる。そして、この分岐回路１０で分岐された電
磁波エネルギーは、各患者の治療状況に合わせて
前記減衰器１４で調整されアプリケータ２４を介
して癌部に供給される一方、後述するように温度
計測時等における同軸スイツチ１２の切換えによ
りダミーロードDM１側に供給され、生体への照
射を中断できるようになつている。この同軸スイ
ツチ１２の切換えと減衰器１４の減衰量の調整は
主制御部２２からの情報により逐次行なわれるよ
うになつている。また、方向性結合器１８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
２０で検波され、電圧変換された後、Ａ／Ｄ変換
器（図示せず）を介して主制御部２２へ送出され
るようになつている。この主制御部２２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２４
に有効に供給されるマイクロ波のパワーを算出し
て、この結果から減衰器１４の減衰量を調整する
機能を備えている。
ギーを３方向に分岐するものであるが、この分岐
する比率は分岐回路の構造より特定されたものと
なる。そして、この分岐回路１０で分岐された電
磁波エネルギーは、各患者の治療状況に合わせて
前記減衰器１４で調整されアプリケータ２４を介
して癌部に供給される一方、後述するように温度
計測時等における同軸スイツチ１２の切換えによ
りダミーロードDM１側に供給され、生体への照
射を中断できるようになつている。この同軸スイ
ツチ１２の切換えと減衰器１４の減衰量の調整は
主制御部２２からの情報により逐次行なわれるよ
うになつている。また、方向性結合器１８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
２０で検波され、電圧変換された後、Ａ／Ｄ変換
器（図示せず）を介して主制御部２２へ送出され
るようになつている。この主制御部２２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２４
に有効に供給されるマイクロ波のパワーを算出し
て、この結果から減衰器１４の減衰量を調整する
機能を備えている。
一方、加温部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２４と、このアプリ
ケータを開口部側すなわち生体表面用の冷却液を
冷却する冷却装置２６と、該冷却装置で冷却され
た冷却液を循環させるポンプ２８と、該冷却液を
各アプリケータ２４へ供給するための冷却液分岐
回路３０と、冷却液の流量を調整するためのバル
ブ３２と、該バルブ３２を制御するためのバルブ
コントローラユニツト３４と、冷却液の流量を検
出する流量センサ３６と、冷却液の温度を検出す
る温度センサ３８と、癌組織の温度を検出する温
度センサ４０とにより構成されている。なお、こ
の第１図において、他の２人の患者におけるアプ
リケータ２４、各種センサ等は省略してある。
生体へ照射するアプリケータ２４と、このアプリ
ケータを開口部側すなわち生体表面用の冷却液を
冷却する冷却装置２６と、該冷却装置で冷却され
た冷却液を循環させるポンプ２８と、該冷却液を
各アプリケータ２４へ供給するための冷却液分岐
回路３０と、冷却液の流量を調整するためのバル
ブ３２と、該バルブ３２を制御するためのバルブ
コントローラユニツト３４と、冷却液の流量を検
出する流量センサ３６と、冷却液の温度を検出す
る温度センサ３８と、癌組織の温度を検出する温
度センサ４０とにより構成されている。なお、こ
の第１図において、他の２人の患者におけるアプ
リケータ２４、各種センサ等は省略してある。
アプリケータ２４は、第２図に示すように生体
４２に密着して、該生体４２に電波を照射し、目
的の癌組織を加温するためのアンテナであり、生
体４２との接触面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、冷却手段としての冷却部４４が設け
られている。該冷却部４４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４６
が設けられており、冷却装置２６で冷却された水
をポンプ２８で強制的に循環させ、バルブ３２に
よつて流量を調整し、該冷却部４４内を通過させ
ることでアプリケータ２４の開口面すなわち生体
表面を冷却している。一方、バルブ３２の開閉度
はバルブコントロールユニツト３４によつて制御
されており、このバルブの開閉度によつて水の流
量を変化させ、生体表面の温度調整をしている。
水の流量は流量センサー３６によつて検出されて
おり、この検出された情報はＡ／Ｄ変換器（図示
せず）を介して主制御部２２へ送出され、バルブ
３２の開閉度を制御するための１つの基準値とな
る。また、冷却部４４の水温を検出するための温
度センサー３８が当該冷却部４４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２４と接触している生体の表
面温度を求める構成となつている。この表面温度
は前記バルブ３２の開閉度を制御するためのメイ
ン情報となる。
４２に密着して、該生体４２に電波を照射し、目
的の癌組織を加温するためのアンテナであり、生
体４２との接触面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、冷却手段としての冷却部４４が設け
られている。該冷却部４４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４６
が設けられており、冷却装置２６で冷却された水
をポンプ２８で強制的に循環させ、バルブ３２に
よつて流量を調整し、該冷却部４４内を通過させ
ることでアプリケータ２４の開口面すなわち生体
表面を冷却している。一方、バルブ３２の開閉度
はバルブコントロールユニツト３４によつて制御
されており、このバルブの開閉度によつて水の流
量を変化させ、生体表面の温度調整をしている。
水の流量は流量センサー３６によつて検出されて
おり、この検出された情報はＡ／Ｄ変換器（図示
せず）を介して主制御部２２へ送出され、バルブ
３２の開閉度を制御するための１つの基準値とな
る。また、冷却部４４の水温を検出するための温
度センサー３８が当該冷却部４４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２４と接触している生体の表
面温度を求める構成となつている。この表面温度
は前記バルブ３２の開閉度を制御するためのメイ
ン情報となる。
生体内温度センサー４０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、減衰器１４の減衰量の調整が主制
御部２２で行われるようになつている。
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、減衰器１４の減衰量の調整が主制
御部２２で行われるようになつている。
一方、制御部４は、オペ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
ための入出力部４８と、プログラムメモリ、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主制御部２２とか
らなつている。
入力し、また、治療状況をオペレータに知らせる
ための入出力部４８と、プログラムメモリ、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主制御部２２とか
らなつている。
この主制御部２２には、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つてい
る。
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つてい
る。
つまり、主制御部２２は、上記３名の患者の各
センサ１８，３６，３８，４０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
を受けた入出力部４８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が所望の値に保た
れるようＤ／Ａ変換器を介しマルチプサクサによ
り順次切り換えながら、バルブ３２の開閉度と減
衰器１４の減衰量と同軸スイツチ１２の切換えを
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４８に送出す
るようになつている。
センサ１８，３６，３８，４０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
を受けた入出力部４８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が所望の値に保た
れるようＤ／Ａ変換器を介しマルチプサクサによ
り順次切り換えながら、バルブ３２の開閉度と減
衰器１４の減衰量と同軸スイツチ１２の切換えを
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４８に送出す
るようになつている。
次に第３図ないし第５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２４と接触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。
の全体的な動作について説明する。ここで、アプ
リケータ２４と接触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、冷却装置を始動させ（第３図５０）、十
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３６から検出される情報によ
つて、冷却水が最小循環されるように各バルブ３
２の制御を行なう（同図５４，５６）。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
せて入力した値を減衰器１４の最小減衰量として
設定する（同図５８）。このように減衰器１４の
最小減衰量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（この場合、最小減衰
量の値は小）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、マイクロ波の出力が小（最
小減衰量の値は大）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
から、各患者に適した値に設定する必要があるか
らである。
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３６から検出される情報によ
つて、冷却水が最小循環されるように各バルブ３
２の制御を行なう（同図５４，５６）。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
せて入力した値を減衰器１４の最小減衰量として
設定する（同図５８）。このように減衰器１４の
最小減衰量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（この場合、最小減衰
量の値は小）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、マイクロ波の出力が小（最
小減衰量の値は大）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
から、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〕出力を減
じた場合のマイクロ波の照射によつて得られる温
度分布(B)との比較を示す。かかる周波数帯は加温
療法用としては最も周波数の高い領域であり、従
つ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。
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〕出力を減
じた場合のマイクロ波の照射によつて得られる温
度分布(B)との比較を示す。かかる周波数帯は加温
療法用としては最も周波数の高い領域であり、従
つ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。
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。
上述した減衰器１４の最小減衰量の設定は、方
向性結合器１８からの情報に基づいて主制御部２
２で行なわれる。即ち、該方向性結合器１８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２４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４８でオペレー
タによつて設定された値に合わせることで減衰器
１４の最小減衰量の設定を行う。なお、この場
合、予めフアントムモデルを使つて最小減衰量の
設定を行なつておいてもよい。また、ここでの減
衰器１４の最小減衰量の設定に基づく各患者に対
するマイクロ波の最大出力をそれぞれ、P1、P2、
P3とする。
向性結合器１８からの情報に基づいて主制御部２
２で行なわれる。即ち、該方向性結合器１８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２４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４８でオペレー
タによつて設定された値に合わせることで減衰器
１４の最小減衰量の設定を行う。なお、この場
合、予めフアントムモデルを使つて最小減衰量の
設定を行なつておいてもよい。また、ここでの減
衰器１４の最小減衰量の設定に基づく各患者に対
するマイクロ波の最大出力をそれぞれ、P1、P2、
P3とする。
このようにして、減衰器１４の最小減衰量が設
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。
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６
２）。この詳細なフローチヤートは第４図に示し
てある。
に対してマイクロ波照射が行なわれる（同図６
２）。この詳細なフローチヤートは第４図に示し
てある。
ところで、この第４図のシステムソフトウエア
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つている。
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つている。
即ち、システムクロツク（例えば１）が入力さ
れると図に示す「Δh」と言うわずかな時間で第
４図に示すシステムソフトの処理がなされ、この
システムソフトにおける判断により、次のマイク
ロ波照射時の減衰器１４の減衰量等の決定がなさ
れる。そして、これに基づいて一定時間（図中
「Ｈ」）マイクロ波の照射が行われた後（システム
ソフト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ツク１
に同期して、再びシステムソフトの処理が行なわ
れる。つまり、この一連の処理によつて患者１人
の治療が行なわれ、他方、他の患者に対してはシ
ステムクロツク２またはシステムクロツク３に同
期してシステムソフトの処理が行なわれ、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
なつている。
れると図に示す「Δh」と言うわずかな時間で第
４図に示すシステムソフトの処理がなされ、この
システムソフトにおける判断により、次のマイク
ロ波照射時の減衰器１４の減衰量等の決定がなさ
れる。そして、これに基づいて一定時間（図中
「Ｈ」）マイクロ波の照射が行われた後（システム
ソフト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ツク１
に同期して、再びシステムソフトの処理が行なわ
れる。つまり、この一連の処理によつて患者１人
の治療が行なわれ、他方、他の患者に対してはシ
ステムクロツク２またはシステムクロツク３に同
期してシステムソフトの処理が行なわれ、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
なつている。
次に、第４図のフローチヤートを具体的に説明
する。上述したシステムクロツク（例えば１）が
入力されると、まず、生体表面温度、癌部の温度
を計測するために同軸スイツチ１２をダミーロー
ドDM１側に切換え、生体へのマイクロ波の照射
を避ける（第４図６４，６６）。このように温度
計測時にマイクロ波の照射を行なわないのは、生
体内に挿入された前記温度センサー４０がマイク
ロ波の影響を受け、誤差が生ずるからである。温
度計測がなされた後は、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
（第４図６８）、到達している場合は、その患者の
治療のみを終了し、他の患者を治療するためのス
テツプに移る（同図７０、第３図９２）。
する。上述したシステムクロツク（例えば１）が
入力されると、まず、生体表面温度、癌部の温度
を計測するために同軸スイツチ１２をダミーロー
ドDM１側に切換え、生体へのマイクロ波の照射
を避ける（第４図６４，６６）。このように温度
計測時にマイクロ波の照射を行なわないのは、生
体内に挿入された前記温度センサー４０がマイク
ロ波の影響を受け、誤差が生ずるからである。温
度計測がなされた後は、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
（第４図６８）、到達している場合は、その患者の
治療のみを終了し、他の患者を治療するためのス
テツプに移る（同図７０、第３図９２）。
一方、加温時間が到達していない場合は、先に
計測した生体表面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（同図７２）、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
ためにバルブコントローラユニツト２５へバルブ
の開度を上げるべく指示を与え（同図７４）、同
軸スイツチ１２をダミーロードDM１側に切換え
たままにして（同図７６）、主制御部２２におけ
るソフトスイツチの切換えを行ない、主制御部２
２の入出力ポートを他の患者の各センサー３８，
４０の各コントローラユニツト１４，３４に切換
え（第３図９２）。他の患者に対する処理を続け
て行なう。そして、上述した次のシステムクロツ
ク（例えば１）が入力されたときに、ステツプ
64、66、68を介して再び表面温度の判断が行なわ
れる（第４図７２）。
計測した生体表面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（同図７２）、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
ためにバルブコントローラユニツト２５へバルブ
の開度を上げるべく指示を与え（同図７４）、同
軸スイツチ１２をダミーロードDM１側に切換え
たままにして（同図７６）、主制御部２２におけ
るソフトスイツチの切換えを行ない、主制御部２
２の入出力ポートを他の患者の各センサー３８，
４０の各コントローラユニツト１４，３４に切換
え（第３図９２）。他の患者に対する処理を続け
て行なう。そして、上述した次のシステムクロツ
ク（例えば１）が入力されたときに、ステツプ
64、66、68を介して再び表面温度の判断が行なわ
れる（第４図７２）。
この一定時間の経過により、表面温度が設定値
より下がつたならば、生体表面を冷却しすぎない
ようにバルブを１ステツプ閉鎖し（但し、水の流
れが最小循環を下まわらないようにする）、内部
温度（癌組織の温度）の調整にはいる（同図７
８，８０）。
より下がつたならば、生体表面を冷却しすぎない
ようにバルブを１ステツプ閉鎖し（但し、水の流
れが最小循環を下まわらないようにする）、内部
温度（癌組織の温度）の調整にはいる（同図７
８，８０）。
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２２は減衰器１４の減衰量１４を１ステ
ツプダウンさせ、生体へ供給される電磁波エネル
ギーの出力設定値を上げる。但し、この場合最初
に設定した最小減衰量を上まわらないようにする
（同図８２，８４）。そして、同軸スイツチ１２を
アプリケータ側に切換えることによつて、この設
定値に基づいたマイクロ波の照射を行い（同図８
６）。次のシステムクロツク（例えば１）が来る
まで加温を続ける。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（但し、表面温度が設定値を越えた場合は、生
体への照射は行なわれない）、システムクロツク
に同期して行なわれる計測時を利用して減衰器１
４の減衰量を１ステツプ毎低くし、次の照射時に
は、計測時において設定された値によつて、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、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
を行なわず、計測時を利用して減衰器１４の減衰
量を１ステツプ毎高くすることによつて電磁波エ
ネルギーの出力設定値を下げ（同図９０）、次の
照射時のための出力設定を行なう。
れた内部温度設定値（43.5℃）よりも低いとき、
主制御部２２は減衰器１４の減衰量１４を１ステ
ツプダウンさせ、生体へ供給される電磁波エネル
ギーの出力設定値を上げる。但し、この場合最初
に設定した最小減衰量を上まわらないようにする
（同図８２，８４）。そして、同軸スイツチ１２を
アプリケータ側に切換えることによつて、この設
定値に基づいたマイクロ波の照射を行い（同図８
６）。次のシステムクロツク（例えば１）が来る
まで加温を続ける。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（但し、表面温度が設定値を越えた場合は、生
体への照射は行なわれない）、システムクロツク
に同期して行なわれる計測時を利用して減衰器１
４の減衰量を１ステツプ毎低くし、次の照射時に
は、計測時において設定された値によつて、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、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
を行なわず、計測時を利用して減衰器１４の減衰
量を１ステツプ毎高くすることによつて電磁波エ
ネルギーの出力設定値を下げ（同図９０）、次の
照射時のための出力設定を行なう。
ここで、減衰器１４の減衰量を１ステツプ上げ
た後、バルブを１ステツプ毎に開放（同図７４）
しているは、図中７８でバルブを１ステツプ閉鎖
し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
温度を冷す必要があるからである。
た後、バルブを１ステツプ毎に開放（同図７４）
しているは、図中７８でバルブを１ステツプ閉鎖
し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、癌組織が初めて設定値を越
えた時点から加温時間を計測し（同図８８）、上
述したように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該当する患者に対する加温
を終了する（同図６８，７０）。
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、癌組織が初めて設定値を越
えた時点から加温時間を計測し（同図８８）、上
述したように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該当する患者に対する加温
を終了する（同図６８，７０）。
第８図は患者一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
テムソフトの処理時）の癌組織の温度状態と、マ
イクロ波の出力状態とを示している。
時、非照射時と温度計測時（第４図に示したシス
テムソフトの処理時）の癌組織の温度状態と、マ
イクロ波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
間隔がマイクロ波照射時であり、温度分布が下降
しているΔh間隔が第５図に示したようにシステ
ムクロツクに同期して行なわれる温度計測時であ
る。温度計測時には上述したようにマイクロ波の
照射は行なわれていない。図中Ｂ点は減衰器１４
の最小減衰量に基づくマイクロ波の最大出力
（P1）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〔℃〕以下になるまで温度
計測時においてマイクロ波の照射を行なわないと
いう判断をし続け（第４図７６参照）、さらに、
この間（図中BC間）に次に照射すべきマイクロ
波の出力の設定をし直し、内部温度が43.5〔℃〕
以下になつた時点で再びマイクロ波の照射が行な
われる（図中CD間）。
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Δh間隔が第５図に示したようにシステ
ムクロツクに同期して行なわれる温度計測時であ
る。温度計測時には上述したようにマイクロ波の
照射は行なわれていない。図中Ｂ点は減衰器１４
の最小減衰量に基づくマイクロ波の最大出力
（P1）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〔℃〕以下になるまで温度
計測時においてマイクロ波の照射を行なわないと
いう判断をし続け（第４図７６参照）、さらに、
この間（図中BC間）に次に照射すべきマイクロ
波の出力の設定をし直し、内部温度が43.5〔℃〕
以下になつた時点で再びマイクロ波の照射が行な
われる（図中CD間）。
このBC間における時間Ｉは、例えば第５図に
示す時間Ｉに該当する。一方、CD間では、BC間
においてマイクロ波の出力設定が下げられたこと
から、AB間に対して傾きが下がつている。ま
た、マイクロ波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４のフロー
チヤート８４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、各患者に対しリツ
プルの少ない温度制御が得られる。
示す時間Ｉに該当する。一方、CD間では、BC間
においてマイクロ波の出力設定が下げられたこと
から、AB間に対して傾きが下がつている。ま
た、マイクロ波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４のフロー
チヤート８４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、各患者に対しリツ
プルの少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
めに減衰器１４の最小減衰量を高く設定した場
合、即ちマイクロ波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ツク２に同期して治療が
行なわれる。
めに減衰器１４の最小減衰量を高く設定した場
合、即ちマイクロ波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ツク２に同期して治療が
行なわれる。
このように、上記第１実施例においては、複数
（３つ）の出力段を備えた分岐回路１０を装備し
ていることから複数（２〜３）人の患者に対して
同時に加温治療をなし得ることができ、出力のレ
ベル調整及び冷却液の温度調整等を主制御部にて
各電磁波出力部ごとに同時になし得るようになつ
ているため、加温温度のリツプルの少ない安定し
た治療状態を比較的長い時間維持することがで
き、冷却手段の作用により患者の苦痛を大幅に緩
和することができるという利点がある。
（３つ）の出力段を備えた分岐回路１０を装備し
ていることから複数（２〜３）人の患者に対して
同時に加温治療をなし得ることができ、出力のレ
ベル調整及び冷却液の温度調整等を主制御部にて
各電磁波出力部ごとに同時になし得るようになつ
ているため、加温温度のリツプルの少ない安定し
た治療状態を比較的長い時間維持することがで
き、冷却手段の作用により患者の苦痛を大幅に緩
和することができるという利点がある。
ここで、上述した第１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）はシステムクロツクを第１０図１のように変
更すればよい。一方、このクロツクの周期をコン
トロールすることで、各装置の１回の温度計測か
ら温度計測までのマイクロ波の照射時間が決定す
るのである。したがつて、第１０図２のようにク
ロツクの周期を短縮すれば、当然温度計計測から
温度計測までのマイクロ波の照射間隔が短くなる
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
無視できるため特に問題ない。また、患者数を増
やした場合、これに応じて分岐回路１０の分岐数
を増やせばよい。
を対象としたが、患者数が増える場合（例えば５
人）はシステムクロツクを第１０図１のように変
更すればよい。一方、このクロツクの周期をコン
トロールすることで、各装置の１回の温度計測か
ら温度計測までのマイクロ波の照射時間が決定す
るのである。したがつて、第１０図２のようにク
ロツクの周期を短縮すれば、当然温度計計測から
温度計測までのマイクロ波の照射間隔が短くなる
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
無視できるため特に問題ない。また、患者数を増
やした場合、これに応じて分岐回路１０の分岐数
を増やせばよい。
なお、第１図に示したアイソレータ１６の代わ
りに、サーキユレータとダミーロードを用いて反
射波の混入を防止するようにしてもよい。また、
発振器の制御はインバータによる制御であつても
よい。
りに、サーキユレータとダミーロードを用いて反
射波の混入を防止するようにしてもよい。また、
発振器の制御はインバータによる制御であつても
よい。
次に、本発明の第２、第３の実施例について第
１１図ないし第１８図に基づいて説明する。
１１図ないし第１８図に基づいて説明する。
第１１図は、本発明の第２実施例に係るハイパ
ーサーミア用加温装置の電気的ブロツク図であ
る。この第２実施例において、第１実施例と違う
点は、分岐回路自体に各患者へ供給するマイクロ
波の出力を調整する機能を持たせた点にある。そ
の他の構成は第１実施例と同様であり、第１実施
例と同様な構成は同符号を用いてある。
ーサーミア用加温装置の電気的ブロツク図であ
る。この第２実施例において、第１実施例と違う
点は、分岐回路自体に各患者へ供給するマイクロ
波の出力を調整する機能を持たせた点にある。そ
の他の構成は第１実施例と同様であり、第１実施
例と同様な構成は同符号を用いてある。
このマイクロ波の出力レベルを調整する機能を
有するコントローラブル分岐回路１００は、第１
２図に示すマイクロ波電力分割装置１０２（実公
昭57−60250）を患者の数に対応する数だけ有し、
これをそれぞれ第１３図に示すように接続させる
ことによつて構成されている。
有するコントローラブル分岐回路１００は、第１
２図に示すマイクロ波電力分割装置１０２（実公
昭57−60250）を患者の数に対応する数だけ有し、
これをそれぞれ第１３図に示すように接続させる
ことによつて構成されている。
このマイクロ波電力分割装置１０２は、それ自
体公知の分岐形サーキユレータ１０４を含んで構
成されている。この場合、このサーキユレータ１
０４は通常の如く中央位置にサーキユレート中心
を形成するフエライトポスト１０６を有し、又こ
のサーキユレート中心より幅方向に例えば３個の
マイクロ波伝送路B1，B2及びB3を延長せる構成
を有するが、伝送路B1，B2及びB3の遊端を夫々
開口O1，O2及びO3とする時、開口O1よりマイク
ロ波電力を供給すればそれが伝送路B1を介して
サーキユレート中心を通り更に伝送路B2を介し
て開口O2に伝送され、又開口O2よりマイクロ波
電力を供給すればそれが伝送路B2及びB3を介し
て開口O3に供給される様になされ、従つて開口
O1及びO2、及びO2及びO3が夫々互いに対をなし
ているものとする。然しながら、この分岐形サー
キユレータ１０４は、その伝送路B2の途上より
外方に延長せる例えば遊端が夫々閉塞され、内部
には、例えばPINダイオード、バラクタダイオー
ド等の電圧可変インピーダンス素子１０８を配し
てなる分岐路Ｅを有する。依つてこのマイクロ波
電力分割装置１０２は、そのサーキユレータ１０
６の開口O1にマイクロ波電力を供給すれば、そ
れが開口O2に伝送され、又この開口O2にマイク
ロ波電力を供給すればそれが開口O3に伝送され
る性質を有するが、フエライトポスト１０６の存
する位置即ちサーキユレート中心と開口O2との
間の伝送路B2より電圧可変インピーダンス素子
１０８を配してなる分岐路Ｅが延長しているの
で、サーキユレータ１０４の開口O1よりマイク
ロ波電力を供給すれば、その電力に伝送路B2内
で分岐路Ｅが延長せる位置で反射波を生じ、依つ
て開口O1よりの電力につきその一部が開口O2に
至ると共にその他部が伝送路B3側に至り、結局
開口O2及びO3に開口O1に供給されるマイクロ波
電力の分割されたマイクロ波電力が得られ、しか
も斯く得られる２個の分割されたマイクロ波電力
は分岐路Ｅ内に於けるインピーダンス素子１０８
のインピーダンスに応じた開口O1に供給される
マイクロ波電力に対する分割比を以つて得られる
ものである。
体公知の分岐形サーキユレータ１０４を含んで構
成されている。この場合、このサーキユレータ１
０４は通常の如く中央位置にサーキユレート中心
を形成するフエライトポスト１０６を有し、又こ
のサーキユレート中心より幅方向に例えば３個の
マイクロ波伝送路B1，B2及びB3を延長せる構成
を有するが、伝送路B1，B2及びB3の遊端を夫々
開口O1，O2及びO3とする時、開口O1よりマイク
ロ波電力を供給すればそれが伝送路B1を介して
サーキユレート中心を通り更に伝送路B2を介し
て開口O2に伝送され、又開口O2よりマイクロ波
電力を供給すればそれが伝送路B2及びB3を介し
て開口O3に供給される様になされ、従つて開口
O1及びO2、及びO2及びO3が夫々互いに対をなし
ているものとする。然しながら、この分岐形サー
キユレータ１０４は、その伝送路B2の途上より
外方に延長せる例えば遊端が夫々閉塞され、内部
には、例えばPINダイオード、バラクタダイオー
ド等の電圧可変インピーダンス素子１０８を配し
てなる分岐路Ｅを有する。依つてこのマイクロ波
電力分割装置１０２は、そのサーキユレータ１０
６の開口O1にマイクロ波電力を供給すれば、そ
れが開口O2に伝送され、又この開口O2にマイク
ロ波電力を供給すればそれが開口O3に伝送され
る性質を有するが、フエライトポスト１０６の存
する位置即ちサーキユレート中心と開口O2との
間の伝送路B2より電圧可変インピーダンス素子
１０８を配してなる分岐路Ｅが延長しているの
で、サーキユレータ１０４の開口O1よりマイク
ロ波電力を供給すれば、その電力に伝送路B2内
で分岐路Ｅが延長せる位置で反射波を生じ、依つ
て開口O1よりの電力につきその一部が開口O2に
至ると共にその他部が伝送路B3側に至り、結局
開口O2及びO3に開口O1に供給されるマイクロ波
電力の分割されたマイクロ波電力が得られ、しか
も斯く得られる２個の分割されたマイクロ波電力
は分岐路Ｅ内に於けるインピーダンス素子１０８
のインピーダンスに応じた開口O1に供給される
マイクロ波電力に対する分割比を以つて得られる
ものである。
而して、かかるマイクロ波電力分割装置１０２
のサーキユレータ１０４の開口O1がこの装置１
０２の１つの入力Ｆとして、又開口O2及びO3が
この装置１０２の２つの出力G1及びG2としてそ
の入力Ｆに発振器８より送信せらるべきマイクロ
波電力S0が供給されるようになされ、一方出力
G1より得られるマイクロ波電力S0の分割せるマ
イクロ波電力S1がアプリケータ２４へ、出力G2
より得られるマイクロ波電力S0の分割せるマイク
ロ波電力S2が次第に接続されているマイクロ波電
力分割装置１０２の開口O1に供給される様にな
されている。
のサーキユレータ１０４の開口O1がこの装置１
０２の１つの入力Ｆとして、又開口O2及びO3が
この装置１０２の２つの出力G1及びG2としてそ
の入力Ｆに発振器８より送信せらるべきマイクロ
波電力S0が供給されるようになされ、一方出力
G1より得られるマイクロ波電力S0の分割せるマ
イクロ波電力S1がアプリケータ２４へ、出力G2
より得られるマイクロ波電力S0の分割せるマイク
ロ波電力S2が次第に接続されているマイクロ波電
力分割装置１０２の開口O1に供給される様にな
されている。
一方、かかるマイクロ波電力分割装置１０２の
サーキユレータ１０４の分岐路Ｅの側板部に電圧
可変インピーダンス素子１０８に対する給電端子
Ｈが配され、而してこの端子Ｈが装置１０２の制
御端子Ｉとして外部に導出され、これに電力分割
比制御様可変電圧源Ｋより電力分割比制御用電圧
Ｖが供給される様になつている。
サーキユレータ１０４の分岐路Ｅの側板部に電圧
可変インピーダンス素子１０８に対する給電端子
Ｈが配され、而してこの端子Ｈが装置１０２の制
御端子Ｉとして外部に導出され、これに電力分割
比制御様可変電圧源Ｋより電力分割比制御用電圧
Ｖが供給される様になつている。
即ち、本実施例におけるコントローラブル分岐
回路１００は、このように構成された電力分割装
置１０２を３段に接続することによつて構成され
たものであり、具体的には、第１段の電力分割装
置１０２の開口O1を発振器８に接続し、この第
１段の電力分割装置１０２の開口O3を第２段の
電力分割装置１０２の開口O1に接続し、この第
２段の電力分割装置１０２の開口O3を第３段の
電力分割装置１０２の開口O1に接続し、この第
３段の電力分割装置１０２の開口O3をダミーロ
ードDM２に接続し、そして各段の開口O2をそれ
ぞれ各アプリケータ２４側へ接続して、各インピ
ーダンス素子１０８を可変電圧源Ｋにより制御す
ることによつて開口O2より出力されるマイクロ
波電力を調整するように構成されている。
回路１００は、このように構成された電力分割装
置１０２を３段に接続することによつて構成され
たものであり、具体的には、第１段の電力分割装
置１０２の開口O1を発振器８に接続し、この第
１段の電力分割装置１０２の開口O3を第２段の
電力分割装置１０２の開口O1に接続し、この第
２段の電力分割装置１０２の開口O3を第３段の
電力分割装置１０２の開口O1に接続し、この第
３段の電力分割装置１０２の開口O3をダミーロ
ードDM２に接続し、そして各段の開口O2をそれ
ぞれ各アプリケータ２４側へ接続して、各インピ
ーダンス素子１０８を可変電圧源Ｋにより制御す
ることによつて開口O2より出力されるマイクロ
波電力を調整するように構成されている。
したがつて、この電圧源Ｋを調整してこれより
の電圧Ｖの値を制御すれば、これに応じて電力分
割装置１０２のサーキユレータ１０４上の分岐回
路Ｅの可変インピーダンス素子１０８インピーダ
ンスが変更し、前記マイクロ波電力S1及びS2の電
力比が零から無限大まで変更することから、３段
に接続した電力分割装置１０２の各可変電圧源Ｋ
を主制御部２２で制御すれば各アプリケータ２４
に供給されるマイクロ波電力を任意に調整するこ
とができ、複数の患者を同時に治療することが可
能となる。
の電圧Ｖの値を制御すれば、これに応じて電力分
割装置１０２のサーキユレータ１０４上の分岐回
路Ｅの可変インピーダンス素子１０８インピーダ
ンスが変更し、前記マイクロ波電力S1及びS2の電
力比が零から無限大まで変更することから、３段
に接続した電力分割装置１０２の各可変電圧源Ｋ
を主制御部２２で制御すれば各アプリケータ２４
に供給されるマイクロ波電力を任意に調整するこ
とができ、複数の患者を同時に治療することが可
能となる。
ここで、第１段でのインピーダンス素子１０８
の反射係数をr1、第２段での反射係数をr2、第３
段での反射係数をr3とし発振器８よりの出力をP0
とすれば、各アプリケータ２４には、それぞれ、 (1-r1)2・P0、(1-r2)2・r1 2・P0、 (1-r3)2・r1 2・r2 2・P0 の電力を有するマイクロ波が供給される。この点
は第１５図に示すコントローラブル分岐回路１０
１と同様であるので、制御方法とともにそこで詳
述する。
の反射係数をr1、第２段での反射係数をr2、第３
段での反射係数をr3とし発振器８よりの出力をP0
とすれば、各アプリケータ２４には、それぞれ、 (1-r1)2・P0、(1-r2)2・r1 2・P0、 (1-r3)2・r1 2・r2 2・P0 の電力を有するマイクロ波が供給される。この点
は第１５図に示すコントローラブル分岐回路１０
１と同様であるので、制御方法とともにそこで詳
述する。
第１４図は、本発明の第３実施例に係るハイパ
ーサーミア用加温装置の電気的ブロツク図であ
る。
ーサーミア用加温装置の電気的ブロツク図であ
る。
この第３実施例では、第２実施例と同様に分岐
回路自体に各患者へ供給するマイクロ波の出力を
調整する機能を持たせた点に特徴があるが、コン
トローラブル分岐回路の構成が異なつており、ま
たそれにともなつてダミーロードDM１とアイソ
レータ１６を排してある。その他の構成は第１、
第２実施例と同様であり、同様の構成は同符号が
用いてある。
回路自体に各患者へ供給するマイクロ波の出力を
調整する機能を持たせた点に特徴があるが、コン
トローラブル分岐回路の構成が異なつており、ま
たそれにともなつてダミーロードDM１とアイソ
レータ１６を排してある。その他の構成は第１、
第２実施例と同様であり、同様の構成は同符号が
用いてある。
このコントローラブル分岐回路１０１は、特公
昭55−28348を利用したものであり、第１５図に
示すようにダミーロードDM３，DM４と分配装
置DTと可変電圧源Ｍとにより構成されている。
昭55−28348を利用したものであり、第１５図に
示すようにダミーロードDM３，DM４と分配装
置DTと可変電圧源Ｍとにより構成されている。
ダミーロードDM３は患者の数に応じた入力端
Ui（本実施例ではｉ＝１、２、３）を有し、ｉ個
の出力端Ti′、入出力端Ti、制御端Ti′と１つの入
力端Tpを有する分配装置DTから送られてくる反
射波を受け取るようになつており、このことから
上述したようにダミーロードDM１とアイソレー
タ１６が不必要になつている。
Ui（本実施例ではｉ＝１、２、３）を有し、ｉ個
の出力端Ti′、入出力端Ti、制御端Ti′と１つの入
力端Tpを有する分配装置DTから送られてくる反
射波を受け取るようになつており、このことから
上述したようにダミーロードDM１とアイソレー
タ１６が不必要になつている。
一方、分配装置DTの入力端Tpは発振器８の出
力端に、入出力端Tiが各アプリケータ側に、出力
端Ti′が前記ダミーロードDM３の入力端Uiに、
制御端Ti′が可変電圧源Ｍに夫々接続されるよう
になつている。
力端に、入出力端Tiが各アプリケータ側に、出力
端Ti′が前記ダミーロードDM３の入力端Uiに、
制御端Ti′が可変電圧源Ｍに夫々接続されるよう
になつている。
この分配装置DTは、ｉ個の分配回路Diを有
し、該分配回路Diは夫々第１、第２及び第３のポ
ート，及びを有する分岐形サーキユレータ
Q1及びQ2を有する。これ等サーキユレータQ1及
びQ2はそれ自体公知であるので詳細説明はこれ
を省略するも、第１及び第２のポート及び
が、第１のポートにマイクロ波を供給した場合こ
れが第２のポートに得られる関係での対をな
し、第２及び第３のポート及び、及び第３及
び第１のポート及びも夫々同様の対をなして
いるものである。而して分配回路Diはそのサーキ
ユレータQ1及びQ2の第２のポートが可変電圧
源Ｍの電圧制御によりインピーダンスを可変し得
る様になされた可変インピーダンス回路Ｚを通じ
て互に連結された構成を有する。
し、該分配回路Diは夫々第１、第２及び第３のポ
ート，及びを有する分岐形サーキユレータ
Q1及びQ2を有する。これ等サーキユレータQ1及
びQ2はそれ自体公知であるので詳細説明はこれ
を省略するも、第１及び第２のポート及び
が、第１のポートにマイクロ波を供給した場合こ
れが第２のポートに得られる関係での対をな
し、第２及び第３のポート及び、及び第３及
び第１のポート及びも夫々同様の対をなして
いるものである。而して分配回路Diはそのサーキ
ユレータQ1及びQ2の第２のポートが可変電圧
源Ｍの電圧制御によりインピーダンスを可変し得
る様になされた可変インピーダンス回路Ｚを通じ
て互に連結された構成を有する。
而して分配回路D1のサーキユレータQ1の第３
のポートが分配回路Ｄ（ｉ＋１）のサーキユレ
ータQ1の第１のポートに連結され、但し最終
段にある分配回路D3のサーキユレータQ1の第３
のポートはダミーロードDM４に連結され、又
分配回路D1のサーキユレータQ1の第１のポート
が分配装置DTとしての入力端Tpに連結され、
分配回路DiのサーキユレータQ2の第３のポート
が分配装置DTとしての入出力Tiに、第１のポ
ートが分配装置DTとしての出力端Ti′に夫々
連結されている。依つて、分配回路Diは、そのサ
ーキユレータQ1の第１のポートに電力Piのマイ
クロ波が供給されれば、これが第２のポートに
向うものであるが、第２のポートに可変インピ
ーダンス回路Ｚの位置でこのマイクロ波の反射波
が生じる。而して、その反射波の電力は、可変イ
ンピーダンス回路Ｚの位置での反射係数をriとす
ればri 2Piで与えられ、従つてサーキユレータQ1の
第１のポートに供給される電力Piのマイクロ波
が（１−ri）2Pi及びri 2Piで表わされる電力で２つ
のマイクロ波に分割され、夫々インピーダンス回
路Ｚ−サーキユレータQ2の第２及び第３のポー
ト及びを通つて入出力端Ti、及びサーキユレ
ータQ1の第２及び第３のポート及びを通り
分配回路Ｄ（ｉ＋１のサーキユレータQ1の第１の
ポートに供給される。従つて、分配装置DT
は、その入力端T0に電力P0を有するマイクロ波
を供給すれば、分配回路D1，D2，D3のサーキユ
レータQ1の第１のポートには夫々〔P0〕、
〔r1 2・P0〕、〔r1 2・r2 2・P0〕の電力を有するマイ
クロ波が供給される。依つて入出力端T1，T2，
T3、には、夫々、 (1-r1)2・P0、(1-r2)2・r1 2・P0、 (1-r3)2・r1 2・r2 2・P0 の電力を有するマイクロ波が得られるものであ
る。
のポートが分配回路Ｄ（ｉ＋１）のサーキユレ
ータQ1の第１のポートに連結され、但し最終
段にある分配回路D3のサーキユレータQ1の第３
のポートはダミーロードDM４に連結され、又
分配回路D1のサーキユレータQ1の第１のポート
が分配装置DTとしての入力端Tpに連結され、
分配回路DiのサーキユレータQ2の第３のポート
が分配装置DTとしての入出力Tiに、第１のポ
ートが分配装置DTとしての出力端Ti′に夫々
連結されている。依つて、分配回路Diは、そのサ
ーキユレータQ1の第１のポートに電力Piのマイ
クロ波が供給されれば、これが第２のポートに
向うものであるが、第２のポートに可変インピ
ーダンス回路Ｚの位置でこのマイクロ波の反射波
が生じる。而して、その反射波の電力は、可変イ
ンピーダンス回路Ｚの位置での反射係数をriとす
ればri 2Piで与えられ、従つてサーキユレータQ1の
第１のポートに供給される電力Piのマイクロ波
が（１−ri）2Pi及びri 2Piで表わされる電力で２つ
のマイクロ波に分割され、夫々インピーダンス回
路Ｚ−サーキユレータQ2の第２及び第３のポー
ト及びを通つて入出力端Ti、及びサーキユレ
ータQ1の第２及び第３のポート及びを通り
分配回路Ｄ（ｉ＋１のサーキユレータQ1の第１の
ポートに供給される。従つて、分配装置DT
は、その入力端T0に電力P0を有するマイクロ波
を供給すれば、分配回路D1，D2，D3のサーキユ
レータQ1の第１のポートには夫々〔P0〕、
〔r1 2・P0〕、〔r1 2・r2 2・P0〕の電力を有するマイ
クロ波が供給される。依つて入出力端T1，T2，
T3、には、夫々、 (1-r1)2・P0、(1-r2)2・r1 2・P0、 (1-r3)2・r1 2・r2 2・P0 の電力を有するマイクロ波が得られるものであ
る。
即ち、該コントローラブル分岐回路１０１は、
入出力端T1，T2，T3から各アプリケータ２４に
マイクロ波S1，S2，S3を供給し、アプリケータ等
で反射されたマイクロ波S1′，S2′，S3′の電力をダ
ミーロードDM１で消費するように構成されてい
る。
入出力端T1，T2，T3から各アプリケータ２４に
マイクロ波S1，S2，S3を供給し、アプリケータ等
で反射されたマイクロ波S1′，S2′，S3′の電力をダ
ミーロードDM１で消費するように構成されてい
る。
この場合、分配装置DTよりマイクロ波S0の電
力分割して得られるマイクロ波S1，S2，S3の互の
電力比は、上述せる所より明らかな如く分配回路
D1，D2，D3に於ける反射対数r1，r2，r3に応じて
決められる。一方、反射係数riは、分配回路Diの
可変インピーダンス回路Ｚのインピーダンスに応
じて決められるので、分配回路D1，D2，D3の可
変インピーダンス回路Ｚを主制御部２２より所望
に応じて調整することにより互に所望の電力比を
有するマイクロ波S1，S2，S3が得られる。これに
よつて、複数の患者を同時に治療することが可能
となる。
力分割して得られるマイクロ波S1，S2，S3の互の
電力比は、上述せる所より明らかな如く分配回路
D1，D2，D3に於ける反射対数r1，r2，r3に応じて
決められる。一方、反射係数riは、分配回路Diの
可変インピーダンス回路Ｚのインピーダンスに応
じて決められるので、分配回路D1，D2，D3の可
変インピーダンス回路Ｚを主制御部２２より所望
に応じて調整することにより互に所望の電力比を
有するマイクロ波S1，S2，S3が得られる。これに
よつて、複数の患者を同時に治療することが可能
となる。
次に、上述した第２実施例とこの第３実施例に
係る全体的な動作を第１６図ないし第１８図に基
づいて説明する。また、本実施例における３名の
各患者を以下No.1、No.2、No.3とする。なお、
第１実施例と同様な点は省略する。
係る全体的な動作を第１６図ないし第１８図に基
づいて説明する。また、本実施例における３名の
各患者を以下No.1、No.2、No.3とする。なお、
第１実施例と同様な点は省略する。
まず、第１実施例と同様に初期値を設定した後
（第３図参照）、温度計測を行うために同軸スイツ
チ１２をダミーロードDM１側に切換える（第１
６図２００，２０２）。但し、第３実施例では同
軸スイツチ１３をオフとし、マイクロ波の全反射
を行なわせればよい。これは、コントロールラブ
分岐回路内にダミーロードDM３が存在するから
である。
（第３図参照）、温度計測を行うために同軸スイツ
チ１２をダミーロードDM１側に切換える（第１
６図２００，２０２）。但し、第３実施例では同
軸スイツチ１３をオフとし、マイクロ波の全反射
を行なわせればよい。これは、コントロールラブ
分岐回路内にダミーロードDM３が存在するから
である。
そして、内部温度の判断に入り（同図２０４）、
ここで内部温度が設定値より高いと判断された時
は、該当する患者のインピーダンス素子１０８又
は可変インピーダンスＺ（以下、第２実施例、第
３実施例に係りなく患者No.1、No.2、No.3に対
するインピーダンス素子１０８、可変インピーダ
ンスＺを可変インピーダンスZ1，Z2，Z3とし、こ
れと対応する反射係数をr1，r2，r3とする）を１
ステツプアツプさせることによつて反射係数ri
（ｉ＝１、２、３）を増加させ、マイクロ波の出
力を減少させる（同図２０６）。但し、この場合
の１人の患者（例えばNo.1）の治療時にあたつ
て反射係数（例えばr1）を変化させると、同時に
治療している他の患者（No.2、No.3）に対する
マイクロ波の出力が変化してしまう。なぜなら
ば、上述したように発振器８よりの出力をP0と
したとき、各患者No.1、No.2、No.3に対して
夫々 (1-r1)2・P0、(1-r2)2・r1・P0、 (1-r3)2・r1 2・r2 2・P0 の電力を有するマイクロ波が供給されるため、反
射係数r1を変化させると同時に患者No.2、No.3
に対する出力が変化し、反射係数r2を変化させる
と同時に患者No.3に対する出力が変化するから
である。ここで、他の患者に係る反射係数も同時
に変化させることで、出力に変化を与えないよう
にする必要がある。
ここで内部温度が設定値より高いと判断された時
は、該当する患者のインピーダンス素子１０８又
は可変インピーダンスＺ（以下、第２実施例、第
３実施例に係りなく患者No.1、No.2、No.3に対
するインピーダンス素子１０８、可変インピーダ
ンスＺを可変インピーダンスZ1，Z2，Z3とし、こ
れと対応する反射係数をr1，r2，r3とする）を１
ステツプアツプさせることによつて反射係数ri
（ｉ＝１、２、３）を増加させ、マイクロ波の出
力を減少させる（同図２０６）。但し、この場合
の１人の患者（例えばNo.1）の治療時にあたつ
て反射係数（例えばr1）を変化させると、同時に
治療している他の患者（No.2、No.3）に対する
マイクロ波の出力が変化してしまう。なぜなら
ば、上述したように発振器８よりの出力をP0と
したとき、各患者No.1、No.2、No.3に対して
夫々 (1-r1)2・P0、(1-r2)2・r1・P0、 (1-r3)2・r1 2・r2 2・P0 の電力を有するマイクロ波が供給されるため、反
射係数r1を変化させると同時に患者No.2、No.3
に対する出力が変化し、反射係数r2を変化させる
と同時に患者No.3に対する出力が変化するから
である。ここで、他の患者に係る反射係数も同時
に変化させることで、出力に変化を与えないよう
にする必要がある。
この詳細（サブルーチン）は、第１７図に示し
てある。
てある。
例えば、患者No.1に対する可変インピーダン
スZ1を１ステツプアツプさせるに際し、反射係数
r1をΔr1分増加させるとすると（第１７図３０
０）、 (1-r1)2・P0−｛１−(r1+Δr1)｝2・P0 ＝２・Δr1・(1-r1)・P0 分患者No.1に対して出力を減少させることがで
きる一方、他の患者No.2、No.3に対しては出力
を一定に保つために反射係数r2をΔr2分、反射係
数r3をΔr3分増加させる必要がある（同図３０２，
３０４）。ここで、Δr2は、 (1-r2)2・r1 2・P0 ＝｛１−(r2+Δr2)｝2・(r1+Δr1)2・P0 より算出すればよく、またΔr3は、 (1-r3)2・r1 2・r2 2・P0 ＝｛１−(r3+Δr3)｝2・(r1+Δr1)2 ・(r2+Δr2)2・P0 より求めればよい。
スZ1を１ステツプアツプさせるに際し、反射係数
r1をΔr1分増加させるとすると（第１７図３０
０）、 (1-r1)2・P0−｛１−(r1+Δr1)｝2・P0 ＝２・Δr1・(1-r1)・P0 分患者No.1に対して出力を減少させることがで
きる一方、他の患者No.2、No.3に対しては出力
を一定に保つために反射係数r2をΔr2分、反射係
数r3をΔr3分増加させる必要がある（同図３０２，
３０４）。ここで、Δr2は、 (1-r2)2・r1 2・P0 ＝｛１−(r2+Δr2)｝2・(r1+Δr1)2・P0 より算出すればよく、またΔr3は、 (1-r3)2・r1 2・r2 2・P0 ＝｛１−(r3+Δr3)｝2・(r1+Δr1)2 ・(r2+Δr2)2・P0 より求めればよい。
一方、患者No.2に対するインピーダンスZ2を
１ステツプアツプさせるに際して反射係数r2を
Δr2分増加させるとすると（同図３０６）、 (1-r2)2・r1 2・P0−｛１−(r2+Δr2)｝2・r1 2・P0 ＝２・Δr2・(1-r2)・r1 2・P0 分患者に対して出力を減少させることができ、他
の患者No.3（患者No.1に対しては影響を与えな
い）に対しては出力を一定に保つために反射係数
r3をΔr3分増加させる必要がある（同図３０８）。
ここで、Δr3は、 (1-r3)2・r1 2・r2 2・P0＝｛１−(r3+Δr3)｝2 ・r1 2・(r2+Δr2)2・P0 より求めればよい。
１ステツプアツプさせるに際して反射係数r2を
Δr2分増加させるとすると（同図３０６）、 (1-r2)2・r1 2・P0−｛１−(r2+Δr2)｝2・r1 2・P0 ＝２・Δr2・(1-r2)・r1 2・P0 分患者に対して出力を減少させることができ、他
の患者No.3（患者No.1に対しては影響を与えな
い）に対しては出力を一定に保つために反射係数
r3をΔr3分増加させる必要がある（同図３０８）。
ここで、Δr3は、 (1-r3)2・r1 2・r2 2・P0＝｛１−(r3+Δr3)｝2 ・r1 2・(r2+Δr2)2・P0 より求めればよい。
また、患者No.3に対するインピーダンスZ3を
１ステツプアツプさせるに際し射係数r3をΔr3分
増加させるとすると（同図３１０）、 (1-r3)2・r1 2・r2 2・P0 −｛１−(r3+Δr3)｝2・r12・r2 2・P0＝２・Δr3・
（１−ｒ３）r1 2・r2 2・P0 分、患者No.3に対して出力を減少させることが
できる。この場合、他の患者No.1、No.2に対す
る出力を考慮する必要はない。
１ステツプアツプさせるに際し射係数r3をΔr3分
増加させるとすると（同図３１０）、 (1-r3)2・r1 2・r2 2・P0 −｛１−(r3+Δr3)｝2・r12・r2 2・P0＝２・Δr3・
（１−ｒ３）r1 2・r2 2・P0 分、患者No.3に対して出力を減少させることが
できる。この場合、他の患者No.1、No.2に対す
る出力を考慮する必要はない。
他方、内部温度が設定値より低いと判断された
時は各患者に対応する可変インピーダンスZi（ｉ
＝１、２、３）を１ステツプダウンさせることに
よつて反射係数riを減少させ、マイクロ波の出力
を増加させる（第１６図２０８）。
時は各患者に対応する可変インピーダンスZi（ｉ
＝１、２、３）を１ステツプダウンさせることに
よつて反射係数riを減少させ、マイクロ波の出力
を増加させる（第１６図２０８）。
この場合のサーブルーチンは第１８図に示して
ある。
ある。
例えば、患者No.1に対するインピーダンスZ1
を１ステツプダウンさせるに際し反射係数r1を
Δr1分減少させるとすると（第１８図４００）、 ｛１−(r1-Δr1)｝2・P0−(1-r1)2・P0 ＝２・Δr1・(1-r1)・P0 分だけ患者No.1に対して出力を増加させること
ができ、他の患者No.2、No.3に対しては出力を
一定に保つために反射係数r2をΔr2分、反射係数
r3をΔr3分減少させる必要がある（同図４０２，
４０４）。ここで、Δr2は、 (1-r2)2・r1 2・P0 ＝｛１−(r2-Δr2)｝2・(r1-Δr1)2・P0 より算出すればよく、またΔr3は (1-r3)2・r1 2・r2 2・P0 ＝｛１−(r3-Δr3)｝2・(r1-Δr1)2・(r2-Δr2)2・
P0 より求めればよい。
を１ステツプダウンさせるに際し反射係数r1を
Δr1分減少させるとすると（第１８図４００）、 ｛１−(r1-Δr1)｝2・P0−(1-r1)2・P0 ＝２・Δr1・(1-r1)・P0 分だけ患者No.1に対して出力を増加させること
ができ、他の患者No.2、No.3に対しては出力を
一定に保つために反射係数r2をΔr2分、反射係数
r3をΔr3分減少させる必要がある（同図４０２，
４０４）。ここで、Δr2は、 (1-r2)2・r1 2・P0 ＝｛１−(r2-Δr2)｝2・(r1-Δr1)2・P0 より算出すればよく、またΔr3は (1-r3)2・r1 2・r2 2・P0 ＝｛１−(r3-Δr3)｝2・(r1-Δr1)2・(r2-Δr2)2・
P0 より求めればよい。
一方、患者No.2に対するインピーダンスZ2を
１ステツプダウンさせるに際し反射係数r2をΔr2
分減少させるとすると（同図４０６）、 ｛１−(r2-Δr2)｝2・r1 2・P0−(1-r2)2 ・r1 2・P0＝２・Δr2・(1-r2) ・r1 2・P0 分患者No.2に対して出力を増加させることがで
き、他の患者No.3（患者No.1に対しては影響を与
えない）に対しては出力を一定に保つために反射
係数r3をΔr3分減少させる必要がある（同図４０
８）。ここで、Δr3は、 (1-r3)2・r1 2・r2 2・P0＝｛１−(r3-Δr3)｝2・r1 2・
（ｒ２−Δｒ２）2・P0 より求めればよい。
１ステツプダウンさせるに際し反射係数r2をΔr2
分減少させるとすると（同図４０６）、 ｛１−(r2-Δr2)｝2・r1 2・P0−(1-r2)2 ・r1 2・P0＝２・Δr2・(1-r2) ・r1 2・P0 分患者No.2に対して出力を増加させることがで
き、他の患者No.3（患者No.1に対しては影響を与
えない）に対しては出力を一定に保つために反射
係数r3をΔr3分減少させる必要がある（同図４０
８）。ここで、Δr3は、 (1-r3)2・r1 2・r2 2・P0＝｛１−(r3-Δr3)｝2・r1 2・
（ｒ２−Δｒ２）2・P0 より求めればよい。
また、患者No.3に対するインピーダンスZ3を
１ステプダウンさせるに際して反射係数r3をΔr3
分減少させるとすると（同図４１０）、 ｛１−(r3-Δr3)｝2・r1 2・r2 2 ・P0−(1-r3)2・r1 2・r2 2・P0 ＝２・Δr3・(1-r3)・r1 2・r2 2・P0 分患者No.3に対して出力を増加させるとができ
る。この場合他の患者No.1、No.2に対する出力
を考慮する必要はない。
１ステプダウンさせるに際して反射係数r3をΔr3
分減少させるとすると（同図４１０）、 ｛１−(r3-Δr3)｝2・r1 2・r2 2 ・P0−(1-r3)2・r1 2・r2 2・P0 ＝２・Δr3・(1-r3)・r1 2・r2 2・P0 分患者No.3に対して出力を増加させるとができ
る。この場合他の患者No.1、No.2に対する出力
を考慮する必要はない。
このように、コントローラブル分岐回路１０
０，１０１を使用した上記第２および第３実施例
において、前述した第１実施例と同一の作用効果
を有するほか、当該分岐回路１００，１０１の機
能によつて他の構成要素の一部たとえばアイソレ
ータを不要にすることができ、従つて全体的に構
成が簡略化され、同時に主制御部２４による制御
も幾分迅速化され、これがため、各患者に対して
は適性な治療をより迅速になし得るという利点が
ある。
０，１０１を使用した上記第２および第３実施例
において、前述した第１実施例と同一の作用効果
を有するほか、当該分岐回路１００，１０１の機
能によつて他の構成要素の一部たとえばアイソレ
ータを不要にすることができ、従つて全体的に構
成が簡略化され、同時に主制御部２４による制御
も幾分迅速化され、これがため、各患者に対して
は適性な治療をより迅速になし得るという利点が
ある。
以上のように本発明によると、一つの電磁波発
生手段を用いて複数の患者を同時に治療すること
ができるばかりでなく、各患者に適応した電磁波
エネルギを長時間出力することができ、電磁波分
岐手段の複数の出力段の数より少ない数の患者に
対し或いは特定の患者に対して経時的に電磁波照
射量を変化せしめる場合が生じても、当該電磁波
分岐手段と主制御部が効果的に作動して他の患者
に影響を及ぼすことなく独自にそれが可能とな
り、さらに、治療の複雑な患者に対しては、例え
ば電磁波可変分岐手段の作用によつて各アプリケ
ータ毎に異なつた出力レベルを設定したのち、必
要に応じて当該設定レベルを電磁波切換機構を用
いてオン・オフ（ON・OFF）制御することがで
き、出力レベルも他のアプリケータに何らの影響
を与えることなく独自に任意のレベルに変化させ
ることができ、これがため、患者により異なる治
療条件に対しても充分に対応することができ、他
の患者への影響を排除し、各患者に対して常に最
適の加温療法を継続することができ、過熱状態の
発生に際しては主制御部の作用によつて電磁波出
力手段の出力調整に先立つて冷却手段に流れる冷
却水の流量調整をなし得るようにしたので、印加
温度のリツプルが少なくなり、患者の苦痛を大幅
に緩和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。
生手段を用いて複数の患者を同時に治療すること
ができるばかりでなく、各患者に適応した電磁波
エネルギを長時間出力することができ、電磁波分
岐手段の複数の出力段の数より少ない数の患者に
対し或いは特定の患者に対して経時的に電磁波照
射量を変化せしめる場合が生じても、当該電磁波
分岐手段と主制御部が効果的に作動して他の患者
に影響を及ぼすことなく独自にそれが可能とな
り、さらに、治療の複雑な患者に対しては、例え
ば電磁波可変分岐手段の作用によつて各アプリケ
ータ毎に異なつた出力レベルを設定したのち、必
要に応じて当該設定レベルを電磁波切換機構を用
いてオン・オフ（ON・OFF）制御することがで
き、出力レベルも他のアプリケータに何らの影響
を与えることなく独自に任意のレベルに変化させ
ることができ、これがため、患者により異なる治
療条件に対しても充分に対応することができ、他
の患者への影響を排除し、各患者に対して常に最
適の加温療法を継続することができ、過熱状態の
発生に際しては主制御部の作用によつて電磁波出
力手段の出力調整に先立つて冷却手段に流れる冷
却水の流量調整をなし得るようにしたので、印加
温度のリツプルが少なくなり、患者の苦痛を大幅
に緩和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。
第１図は本発明の第１実施例を示すブロツク
図、第２図は第１図中の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ヤート、第５図は第１図
の動作例を示すシステムタイムチヤート、第６図
ないし第９図は各々第１図の動作説明図、第１０
図と患者数を増やした場合における説明図、第１
１図は本発明の第２実施例を示すブロツク図、第
１２図ないし第１３図は各々第１１図に示すコン
トローラブル分岐回路の構成例を示す説明図、第
１４図は本発明の第３実施例を示すブロツク図、
第１５図は第１４図に示すコントローラブル分岐
回路の構成例を示す説明図、第１６図ないし第１
８図は各々第１１図または第１４図の動作例を示
すフローチヤートである。 ８……電磁波発生手段としての電磁波発振器、
１０……分岐可変出力機構の要部をなす分岐回
路、１２……電磁波切換手段としての同軸スイツ
チ、１４……電磁波可変減衰手段としての減衰
器、２２……主制御部、２４……アプリケータ、
３２……流量調整手段としてのバルブ、３８……
第２の温度計測手段としての温度センサ、４０…
…第１の温度計測手段としての温度センサ、４４
……冷却手段としての冷却部、１００，１０１…
…分岐可変出力機構の要部をなすコントローラブ
ル分岐回路。
図、第２図は第１図中の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ヤート、第５図は第１図
の動作例を示すシステムタイムチヤート、第６図
ないし第９図は各々第１図の動作説明図、第１０
図と患者数を増やした場合における説明図、第１
１図は本発明の第２実施例を示すブロツク図、第
１２図ないし第１３図は各々第１１図に示すコン
トローラブル分岐回路の構成例を示す説明図、第
１４図は本発明の第３実施例を示すブロツク図、
第１５図は第１４図に示すコントローラブル分岐
回路の構成例を示す説明図、第１６図ないし第１
８図は各々第１１図または第１４図の動作例を示
すフローチヤートである。 ８……電磁波発生手段としての電磁波発振器、
１０……分岐可変出力機構の要部をなす分岐回
路、１２……電磁波切換手段としての同軸スイツ
チ、１４……電磁波可変減衰手段としての減衰
器、２２……主制御部、２４……アプリケータ、
３２……流量調整手段としてのバルブ、３８……
第２の温度計測手段としての温度センサ、４０…
…第１の温度計測手段としての温度センサ、４４
……冷却手段としての冷却部、１００，１０１…
…分岐可変出力機構の要部をなすコントローラブ
ル分岐回路。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 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の所定の加温治療部へ照
射せしめる複数のアプリケータと、このアプリケ
ータに装備される生体表面用の冷却手段とを有
し、 前記電磁波発生手段と各アプリケータとの間
に、当該各アプリケータに対応する複数の分岐出
力部を備え、入力電磁波を複数の出力段に分岐す
るとともに、当該各分岐出力部の出力レベル調整
機能を備えた電磁波用の分岐可変出力機構を装備
し、 前記各アプリケータに対応して電磁波吸収用の
ダミーロードを設けるとともに、前記アプリケー
タへの電磁波伝送を必要に応じてダミーロードへ
切換える電磁波切換手段を前記各分岐出力部と各
アプリケータとの間に介装し、 前記各冷却手段には、該冷却手段に送られる冷
却液の流量を個別的に調整する流量調整手段を装
備するとともに、前記各アプリケータにて加温治
療される部分の生体の温度測定を行う温度計測手
段を、前記各アプリケータごとに設け、 この温度計測手段からの出力信号により、前記
分岐可変出力機構に優先して前記流量調整手段を
駆動制御する主制御部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。 ２ 前記温度計測手段を、前記アプリケータが当
接される部分の加温治療部の温度を直接測定する
構造のものとしたことを特徴とする特許請求の範
囲第１項記載のハイパーサーミア用加温装置。 ３ 前記温度計測手段を、前記冷却手段の冷却液
流出部に装備する構造のものとしたことを特徴と
する特許請求の範囲第１項記載のハイパーサーミ
ア用加温装置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP16247084A JPS6137264A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパ−サ−ミア用加温装置 |
| JP16246984A JPS6137263A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパ−サ−ミア用加温装置 |
| JP16246884A JPS6137262A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパサ−ミア用加温装置 |
| US06/759,307 US4741348A (en) | 1984-07-31 | 1985-07-26 | Heating apparatus for hyperthermia |
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP16247084A JPS6137264A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパ−サ−ミア用加温装置 |
| JP16246984A JPS6137263A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパ−サ−ミア用加温装置 |
| JP16246884A JPS6137262A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパサ−ミア用加温装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6137263A JPS6137263A (ja) | 1986-02-22 |
| JPH0138508B2 true JPH0138508B2 (ja) | 1989-08-15 |
Family
ID=27321999
Family Applications (3)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP16246884A Granted JPS6137262A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパサ−ミア用加温装置 |
| JP16246984A Granted JPS6137263A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパ−サ−ミア用加温装置 |
| JP16247084A Granted JPS6137264A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパ−サ−ミア用加温装置 |
Family Applications Before (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP16246884A Granted JPS6137262A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパサ−ミア用加温装置 |
Family Applications After (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP16247084A Granted JPS6137264A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパ−サ−ミア用加温装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4741348A (ja) |
| JP (3) | JPS6137262A (ja) |
Families Citing this family (34)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5107126A (en) * | 1987-08-22 | 1992-04-21 | Shusuke Yano | Far infrared generator |
| JPH0524119U (ja) * | 1991-09-06 | 1993-03-30 | 三菱自動車工業株式会社 | ピアスパンチ位置決めピン |
| US7137980B2 (en) | 1998-10-23 | 2006-11-21 | Sherwood Services Ag | Method and system for controlling output of RF medical generator |
| US7044948B2 (en) | 2002-12-10 | 2006-05-16 | Sherwood Services Ag | Circuit for controlling arc energy from an electrosurgical generator |
| EP1617776B1 (en) | 2003-05-01 | 2015-09-02 | Covidien AG | System for programing and controlling an electrosurgical generator system |
| US8104956B2 (en) | 2003-10-23 | 2012-01-31 | Covidien Ag | Thermocouple measurement circuit |
| US7396336B2 (en) | 2003-10-30 | 2008-07-08 | Sherwood Services Ag | Switched resonant ultrasonic power amplifier system |
| US7947039B2 (en) | 2005-12-12 | 2011-05-24 | Covidien Ag | Laparoscopic apparatus for performing electrosurgical procedures |
| CA2574934C (en) | 2006-01-24 | 2015-12-29 | Sherwood Services Ag | System and method for closed loop monitoring of monopolar electrosurgical apparatus |
| US7794457B2 (en) | 2006-09-28 | 2010-09-14 | Covidien Ag | Transformer for RF voltage sensing |
| US9861424B2 (en) | 2007-07-11 | 2018-01-09 | Covidien Lp | Measurement and control systems and methods for electrosurgical procedures |
| US8152800B2 (en) | 2007-07-30 | 2012-04-10 | Vivant Medical, Inc. | Electrosurgical systems and printed circuit boards for use therewith |
| US7645142B2 (en) * | 2007-09-05 | 2010-01-12 | Vivant Medical, Inc. | Electrical receptacle assembly |
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