JPH02501270A - 高熱療法用装置 - Google Patents

Abstract

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

Description

【発明の詳細な説明】 発明の名称　高熱療法用装置 発明の背景 本発明は高熱療法に使用される装置に関し、より具体的には体内に高熱部を発生 させると共に、プローブ又はセンサーを体内に侵入せずに温度測定を行なえる（ ｎｏｎｉ。

ｖａｓｉｖｅ　ｔｂｅｒ＋ｉｏｍｅｔｒｙ）装置に関する。

発熱療法又は高熱療法（ｈｙｐｅｒｔｈｅｒｍｉａ　ｔｒｅａｔｍｅｎｔ）に使 用される装置として、多数のアプリケーターと多数の温度センサーを用いて温度 操作の制御を行なうものが知られている。多数のアプリケーターは直接接触動作 モードの超音波エネルギー又はマイクロ波エネルギーを利用したものであり、ア プリケーターは弾性の冷却ベルトの上に直接置かれる。冷却ベルトには冷却液が 循環しており、加えた熱が健全な組織の表面に及ばないようにしている。

温度センサーが腫瘍近傍の正常組織と腫瘍の中に埋め込まれる。温度センサーを 体内に配置する温度測定法は侵入式温度測定法（ｉｎｖａｓｉｖｅ　Ｌｈｅｒｍ ｏｍｅｔｒｙ）と称される。この方法についての詳細な内容については、１９８ ３年８月９日発行の米国特許第４３９７３１４号に記載されて１９７５年１１月 １１日発行の米国特許第３９１９６３８号には、マイクロ波エネルギーを検出し 、該エネルギーの電力密度を正確に測定出来る装置が記載されている。これは電 磁波の極性又は変調によって殆んど影響を受けない装置であり、ダイオード検出 器が並列に接続されたプレーナーアレイを有している。各検出器はダイポールア ンテナを形成する一対のアンテナリード線を有している。ダイオードアレイには 数グループのダイオードが含まれており、ダイオードはアンテナリード線の長さ を変えてメータ（ｍｅｔｅｒ）毎に異なる周波数のマイクロ波エネルギーを検出 出来るようにしている。メータの切換えは異なるダイオードグループの出力間で 選択することが出来る。

マルチプル周波数の帯域の放射測定（ｒａｄｉｏｍｅｔｒｙ）を行なうのに、− 次元の温度プロフィールを非侵入方式で検出する手段として用いる可能性につい ては次の文献の中に記載されている。「マルチプル周波数帯域の放射測定を用い た非侵入方式の温度測定：実行可能性理論」スタブロス　デー、プリオナス氏及 びジー、エム、バーン氏。

バイオエレクトロマグネチック第６巻、３９１〜４０４頁、アラン　アール、リ ス　インコーホレーテッド１９８５年発行、この文献には癌の塊を検出するのに マイクロ波サーモグラフィー（ｔｈｅｒ＋＊ｏｇｒａｐｈｙ＞が広く用いられて いることを記載している。動作周波数は１．３乃至６．０ＧＨｚ（自由空間の波 長範囲は５乃至２３８ｍ）の範囲のものが使用されている。このように波長が長 いと、皮下温度の測定が可能であり、脳及び甲状軟骨（ｔｈｙｒｏｉｄ）の表面 の腫瘍の検出も理論的に可能である。

この文献は、乳房の放射線検査を行なう場合、マイクロ波が１０ＧＨｚのコンピ ュータ断層放射線写真を代用手段として用いることを更に提案している。ＲＣＡ 研究所で開発された自己調節式のマイクロ波ラジオメータを用いて単一周波数帯 域内の被加熱部から発せられたエネルギーを測定する。所定の温度深さ分布によ って生ずる熱ノイズのパワースペクトルは、黒体放射のフランクの法則に基づく ０人体の表面で受けるエネルギーの周波数スペクトルは、介在組織の周波数依存 性減衰特性の影響を受ける。マイクロ波放射（これはスペクトルのマイクロ波部 分の中にあり、観察中の媒体から発せられ又は分散された非コヒーレント波電磁 エネルギーを測定する技術である。）を用いて生物学的組織の被加熱部から発せ られる熱ノイズを測定することが出来る。

この文献は、熱ノイズのスペクトル成分の分析と、理想的なマイクロ波ラジオメ ータに関連するノイズ検出能力の固有の閾値に対する信号の大きさの比較につい て報告している０分析は一次元の温度分布モデルを仮定して行なわれている。し かし、実際の温度分布は３次元である。この３次元の温度領域を適当な空間分解 （ｓｐａｔｉａｌｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ）量で分析するには追加の情報が必要と なることは明白である。この追加の情報は、例えば、単一の受人（ｒｅｃｅｉｖ ｉｎｇ　ａｐｅｒｔｕｒｅ）又は適当に整相した受穴列の方向を変えることによ って得られたデータの形態である。

受穴の整相列（ｐｈａｓｅｄ　ａｒｒＢ）を用いる場合、空間内の一点から発せ られる信号をコヒーレント波出できる。どちらの場合も、既に確立された信号処 理アルゴリズムを用いて、測定データを変換して温度分布を再構成することが出 来る。

マイクロ波のサーモグラフィー用ラジオメータレシーバを用いることは、１９８ ３年５月発行のｒマイクロ波ジャーナル」に掲載されたイギリス国、グラスゴー 、グラスゴー大学のデー、ブイ、ランド氏による文献にも記載されている。これ には比較装置、即ちディック　ラジオメータが用いられている。レシーバは入力 の切換え又は周波数の′ｙＲ調によって出力を発生させる。これは、アンテナが 検出する放射源（ＳＯｕｒｅｅ）の温度と、内部の基準負荷又はノイズ発生器の 温度との温度差に比例している。

最後に、広帯域の相関技術を医療用のマイクロ波サーモグラフィーに応用するこ とは既に研究されており、次の文献に報告されている。１９８５年８月発行のｒ マイクロ波原理と技術（Ｍｉｃｒｏｗａｖｅ　Ｔｈｅｏｒｙ　ａｎｄ　Ｔｅｃｈ ｎｉｑｕｅＳ）Ｊに関するＩＥＥＥ会報、ＭＴＴ−３３、Ｎｏ、８、ジョセフ　 シー、ヒル氏他による「広帯域相関ラジオメータの熱的及び空間的解析法の医療 用マイクロ波サーモグラフィーへの応用」。

本発明が従来技術と本質的に異なる点は、高熱発生装置及び熱検知装置に共通の 要素を用いることにより、高熱発生と非侵入方式による温度測定の両方を行なえ る装置を作り出した点にある。

高熱発生装置と非侵入方式による温度測定装置を組み合わせたことによって費用 の節約を図れるという利点がある。もう１つの利点は、共通の部品を使用してい るので、加熱モード及び温度測定モードにおける装置パラメータを同じ値に設定 し、電源及びラジオメータを、共通部品を含む回路に選択的に切り換えることに よって所望の結果を速やかに得ることが出来る。このように両装置を組み合わせ なければ、高熱を加えて治療する際、センサーを侵入させずに内部温度をモニタ ーすることは不可能であるか又は非実用的である。

発明の目的 本発明の目的は、人体組織を高温にし、高温加熱による処置中、被処置部内の温 度分布を測定することの出来る装置を明らかにすることにある。処置及びモニタ ーする組織部として、人間の胴体、手足及び脳の中央部の内部組織でさえ可能で ある。

本発明のもう１つの目的は経済性に優れた高熱発生及び温度測定装置を提供する ことにある。

本発明の更に目的とするところは、選択した組織領域を加熱及び温度測定する装 置を提供することにあり、加熱装置の設定パラメータを用いて選択された組織領 域の温度測定も出来るようにしている。

本発明の更に目的とするところは、治療モード（ｔｒｅａｔｗｅｎｔ　ｍｏｄｅ ）又は診断モード（ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ　＋５ｏｄｅ）の何れか一方又は両方 に用いて効果のある高熱療法用装置を明らかにすることにある。

高熱療法用装置を簡単に説明すると、人体組織の中に高熱部を発生させるトラン スミツターと、該高熱部の人体組織の温度をセンサーを体内に挿入せずに測定出 来るレシーバを組み合わせた装置である。

図面の簡単な説明 本発明を特徴づける新規な構造は添付の請求の範囲に規定される０本発明に関す る前述した目的及び利点、その他の目的及び利点については添付の図面に示す望 ましい実施例に示している。尚、実施例は例示的に掲げるものであって本発明を 限定するものではない。

第１図は本発明の主題を構成する高熱療法用装置の第１実施例のブロック図であ る。

第２図は第１図の装置の動作方法を示す区である。

第３図は均質な被検ターゲット内の相対的な電界振幅を示す図である。

第４図は均質な被検ターゲット中の相対的な電力密度を示す図である。

第５図は本発明と共に使用される望ましいアプリケーターの一部を破断した斜面 図である。

第６図は第５図のアプリケーターの動作を示す説明図を示す図である。

第８図は本発明の装置と共に使用される折返しグイボールアレイの斜面図である 。

第９図は本発明と共に使用される望ましいアプリクーターの第３の実施例の斜面 図である。

第１０図はターゲットへの経路を等しくし、移相器の位相設定を等しくし、ター ゲットでない組織への経路は等しくないようにしたアプリケーターを示す高熱療 法用装置の部分図である。

第１１図は本発明の第２の実施例のブロック図である。

望ましい実施例の説明 第１図は高熱療法用装置（１０）のブロック図を示しており、該装置には電磁放 射（ＥＮＲ）によってターゲットとなる被検体（１４）の中に高熱部を発生させ るサブ装置（ｓｕｂｓｙｓｔｅａ）（１２）と、被検ターゲットの温度をターゲ ット内に侵入することなく測定するためのサブ装置（１６）と、これらの共通要 素（１８）を備えている。共通要素には、装置（１０）の制御を行なう中央処理 装置（２０）が含まれており、その各要素とは対話式でフィードバック出来る。

中央処理装置（ＣＰ　Ｕ　’）　（２０）はターゲット（１４）の現在状態を示 す複数の入力を受け入れる。

制御パネル即ちコンソール（２６）はＣＰ　Ｕ　（２０）に接続され、オペレー タは治療のコントロールを行ない、進行状況をモニターすることができる。制御 パネル（２６）を用いてターゲット（１４）から得たあらゆる情報と、装置の全 動作を表示することが出来る。単一のメモリーブロック（２８）で示される様々 なメモリーデバイスがＣＰ　Ｕ　（１４）に接続される。メモリー（２８）はＣ Ｐ　Ｕ　（２０）によって処理された前回の処置結果を記憶しており、治療の進 行をコントロールすることが出来る。更に、関連する全ての動作データをメモリ ー（２８）のもう１つの部分に記憶することにより、治療過程の完全な記録と結 果を将来の使用に供することが出来る。

高熱発生用のサブ装置（１２）は、高周波エネルギー源（３０）がＣＰ　ＩＪ　 （２０）に接続されてコントロールされる。エネルギー源（３０）はスイッチ（ ３１）を通じてパワースプリッター（３２）に接続される。スプリッター（３２ ）によってエネルギーは複数のラインに分割される。各ラインは同じ位相と電力 を有している。スイッチ（３１）はサブ装置（１４）の放射計又はラジオメータ （３３）の如きレシーバに接続される。各ラインのエネルギーの位相（ｐｈａｓ ｅ）は、ライン引伸し器又は移相器（ｐｈａｓｅ　５ｈｉｆｔｅｒ）の中で手動 又は自動にて個々に調節出来る。各移相器（３４）の出力は単一のアプリクータ ー（３６）又は一群のアプリゲータ−に連結される。アプリクーター（３６）へ の実際の電力供給は、移相器（３４）とアプリケーター（３６）との間に設けら れたスイッチ（３７）によってコントロールされる。スイッチ（３７）は、例え ばリレイ又はソリッドステートスイッチのような簡単なオン・オフスイッチを用 いることが出来る。或いは又、スイッチ（３７）はデジタル式又は連続的に可変 の減衰器でもよいし、可変のゲイン増幅器でもよい、電源（３０）と移相器（３ ４）のように、スイッチ（３７）は装置の動作中ＣＰＵによって制御することが 望ましいが、スイッチ（３７）は手動で作動させてもよい、第１図では移相器（ ３４）、アプリケーター（３６）及びスイッチ（３７）は４つだけを示している が、実際の装置（１０）では幾つかの方向に向けるため、各々の個数を４つ以上 に増やしてもよい。

第２図は、８個のアプリケーター（３６）を互いに連結し六角形に並べて円形の ターゲット（１４）を取り囲んだ状態を示している。各アプリケーター（３６） は矩形で示しているが、実際には、各アプリクーター（３６）はマイクロ波ＥＭ Ｒの放射に適した形状に形成される。幾つかの実施例を後の図面に示している。

第２図は３次元の現象を２次元で表現したものであって、ラジェータ（３６）と ターゲラ）　（１４）の両者は紙面と直交する方向に幾らかの間隔が設けられて いる。各アプリケーター（３６）からの放射を調節することにより、電界要素が 紙面と直交し、磁界要素が紙面内の円形の等ポテンシャル線を形成するようにし ている。第２図は波頭を矢印で示しており、これ等の波頭（ｗａｖｅ　ｆｒｏｎ ｔｓ）の方向は種々のアプリゲータ−が放射するＥＭＲの方向、即ち電界要素及 び磁界要素と直交する方向に近似している。

種々のアプリゲータ−（３６）から発せられる放射線はターゲット（１４）に収 束するにつれて、放射線の電界は、整列し、ターゲット（１４）からは円形波頭 が殆んど収束して見える。様々な波頭のエネルギーはターゲット＜１４）の中心 部に薬より、アプリケーター（３６）からのエネルギーを単独加算した場合より も遥かに大きな電界がターゲット（１４）の中心部（３８）に加えられ、該中心 部が加熱される。

このようにして内部の奥深くまで加熱されるが、ターゲラ）−（１４）の表面で 放射エネルギーの密度が大きくなる危険性もなく、入射エネルギーはターゲット の表面全体に等しく分散される。このように、ターゲット（１４）に加えられる エネルギーは必要に応じて中心部の近傍で集中させることが出来、ターゲットの 表面を可及的に小さくすることが出来る。振幅と位相を変えることにより、中央 のエネルギー集中部を移動させることができるので中心部以外のターゲットの加 熱もうまく行なうことが出来る。

第１図に関連して説明すると、各アプリゲータ−（３６）からの放射エネルギー は他のアプリケーター（３６）からの放射エネルギーと一定の位相間係を有して いる。これによってターゲット（１４）の中央部（３８）に相乗効果がもたらさ れ、中央部（３８）は様々なアプリゲータ−（３６）のエネルギーの単純総和以 上のエネルギーが加えられて加熱される。相乗効果の詳細については第３図及び 第４図に基づいて説明する。全てのアプリケーター（３６）は正確に同一位相で 作動するから、中央の加熱領域（３８）は均質なターゲット（１４）の中心点で 対称となる。中央の加熱領域（３８）の形状又は位置を中心点で非対称としたい 場合、様々なアプリゲータ−が発するＥＭＲの相対位相を僅かに変えることによ り、中央の加熱領域（３８）を位相のずれたアプリケーター（３６）の方に移動 させることが出来る　（第１０図）、第１図を参照して説明したように、アプリ ゲータ−（３６）が発するエネルギーの位相をコントロールすることによって、 中央の加熱領域（３８）の位置操作が可能となり、所望通りの最も良い結果を得 ることが出来る。中央加熱部（３８）の操作は、スイッチ、減衰器又は増幅器（ ３７）によって電力レベルをコントロールすることによっても行なうことが出来 る。各アプリゲータ−（３６）への電力は。

オン・オフスイッチ又は前述した連続可変性のスイッチ又は減衰器の何れかを用 いて制御することが出来る０個々のアプリケーター（３６）への供給電力を下げ たり又は遮断すると、中央の加熱領域（３８）の形状が変化する。ターゲット（ １４）内の様々な点で電力が吸収され、この電力は中央部（３８）から更に高電 力のアプリケーターに向かって移動する。

第３図及び第４図は、非常に大きな電力が中央の加熱領域（３８）に蓄積する機 構を示している。第２図に示したアプリゲータ−（３６）において、対向するも のどうしを対にし、均質なターゲット（１４）を非損失性（ｎｏｎ　−１ｏｓｓ ｙ）と考えた場合、第３図はターゲット（１４）の中心線上のアプリケータ一対 が発生するＥＭＲの電界要素（Ｅ−ｆｉｅｌｄｃｏｍｐｏｎｅｎｔ）の定常波の 振幅を示している。横軸は対向するアプリゲータ−の放射面間の距離を表わし、 Ｆｌ及びＦ２で示している。縦軸は交互の電界定常波の各間隔での振幅を表わし ている。ＳＬ及びＳ２はターゲット（１４）の両面を表わしており、ターゲット （１４）の外側の電界によって作られるものは考慮しない。

互いに接近する２つの波頭（ｗａｖｅ　ｆｒｏｎｔｓ）は周波数及び位相を同一 にし、その電界はターゲット（１４）の中心軸と平行に並べられているから、ア プリゲータ−間の各点に於ける電界は多波の電界ベクトルの和となる。放射線の 周波数を、ターゲット（１４）の波長がターゲット（１４）の直径の約３／４と なるように選択したとき、ターゲット（１４）の２つのアプリゲータ−（３６） によって生ずる定常波の振幅を第３図に示している。振幅が最大となるのは中央 部（３８）の位置であり、最小となるのはどちらか一方の側部から１／４波長の 位置にあるときである。中央部の振幅は各アプリケーター（３６）の振幅の和で あり、対向する２つのアパーチャは単一のアプリケーター（３６）が発生する電 界の２倍である０例えば第２図に示すように３つ以上のアプリケーター（３６） を用いる場合、得られる電界の総和は勿論大きくなる。

試験結果によれば、放射ＥＭＨの波長がターゲット（１４）の直径の約３７４乃 至２倍にあるとき最も良い結果が得られる。このようにして、中央の加熱領域（ ３８）は比較的うまく限定され、後記するアプリゲータ−（３６）とターゲット （１４）との間のインピーダンス整合は良好となる。

従って、ターゲット（１４）の直径をｄとすると、望ましい波長の範囲は次の式 から得られる。

、５λ曽≦ｄ≦１．３λ−（１） ここで、λ駿は加熱される組織媒体の波長である０例えば筋肉や血液のように、 水分の多い組織の場合、波長が１００ＭＨｚのとき約２７ｃｍ、３００ＭＨｚの とき１１．９ｅ転９１５ＭＨ２のとき４．５Ｃ−である、水分の少ない組織の場 合、その周波数に於ける夫々の波長は約１０６．４１ｃｍ及び１３．７ｃｍであ る。高水分と低水分の両方の組織がターゲット内に存在するとき、最も主要な組 織（通常は筋肉組織）に対して式（１）を満足させる波長を選択することが望ま しい、外部整合技術によって適切なインピーダンス整合が得られ、加熱される中 央部に対して略均−な表面が形成出来るのであれば、式（１）によって規定され る値よりも長い波長を用いることが出来る。

第４図は第３図に対応するターゲット（１４）の各点に於ける相対的な電力密度 を示している。＠力密度は電界強さの二乗に比例しているから、電力密度曲線は 非減衰媒体に対しては中央の加熱領域（３８）で比較的鋭いピークを示す、ある 点で加熱するということは、その点で電力が（ｐｏｗｅｒ　ｄｅｎｓｉｔｙ）と 正比例している。従って、ターゲットの加熱断面は、熱伝達効果を無視すると第 ４図の電力密度曲線と同じ分布となる。しかし、媒体には放射電力を吸収する能 力があるから、減衰して第３図及び第４図に示す中央の電力密度ピークを小さく し、表面の電力密度を幾分大きくする。この結果２周波数、組織の直径及び組織 の導電性に応じて略均−に加熱することができる。

中央部の電力密度を更に大きくすることは、周波数の選択及びアンテナサイズを 適切に行なうことによっても可能である。

電力密度は電界の二乗に比例するから、ある点で電界が増すと、その点での電力 密度の増加はその電界増分量の二乗に相当する量となる０例えば第３図及び第４ 図に於て２つのアパーチャ（ａｐｅｒｔｕｒｅ）から得た中央加熱領域（３８） の電界は単一のアプリゲータ−（３６）によって得られたものの２倍である。従 って、中央領域の電力密度は、単一のアプリケーター（３６）によって生ずる電 力密度の２２＝４倍である。第２図に示すように、更に多くのアプリケーター− （３６）を用いた場合、電力密度の増加は単一のアプリケーター（３６）の場合 よりも遅かに大きくなる。

８個のアプリケーター（３６）を用いたとき、中央の電界はアプリケーター（３ ６）単独の場合の８倍であるが、中央部の電力密度はアプリケーター（３６）単 独の場合の電力密度の８”−６４倍となる。このように電力密度は著しく増大し 、従ってターゲット（１４）の中央部にて吸収される電力はタープｙ）（１４） の表面上のある点に於ける電力密度を大きくしなくとも増大させることが出来る 。この相乗効果の現象は、全てのアプリケーター（３６）が同じ周波数及び予め 決められた移相関係で動作したときに得られるものであって、表面部を過度に加 熱することなく、ターゲット（１４）の内部まで加熱することが出来る。

第３図及び第４図について論じた内容は非損失性のターゲット（１４）に対して 適用される。このターゲット（１４）の場合、媒体によるエネルギー吸収は殆ん どないから、アプリゲータ−（３６）からのＥＭＲの振幅は放射線が通過しても 減少しない、しかし、実際のターゲット（１４）は損失性であるから、ＥＭＲの 振幅はターゲット（１４）を通過するときに減少する０代表的なケースの場合、 中央部（３８）の電界の振幅はターゲット（１４）の表面における電界のＳ幅の 約１７７である。アプリゲータ−（３６）を８個用いる場合、中央部（３Ｓ）の 電力密度はターゲット（１２）の表面の電力密度の８２／７２即ち約１．３倍で ある。然し乍らアリケータ−（３６）単独の場合の電力密度の６４倍となりてい る点にある。第３図及び第４０の電界及び電力密度波形の形状は、中央部（３８ ）の実際のピーク値が損失性媒体と共に減少し、多くの場合表面と略同じレベル にまで低下した場合にも適用される。一般的には、非損失性の連結媒体を用いて アンテナとターゲットを分離する場合、８以上のアンテナを用いることは殆んど ない。

中央の加熱領域（３８）の電力密度が前述したように相乗的に増加するのは、全 てのアプリゲータ−（３６）が同じ周波数で放射し、放射されたＥＭＲの電界の アライメントが達成されたときにのみ起こる０位相アライメントの電界はターゲ ット（１４）の中心軸に沿って、即ち第２図の紙面と直交する方向に生ずるのが 望ましい、様々なアプリケーター（３６）の電界アライメントは出来るだけ正確 に行なわれるのが望ましい、然し乍ら、ある程度のアライメントミスは、装置（ １０）の性能を余り低下させない程度は許容される。ある点に於ける電界のベク トル和は個々の電界ベクトルの和に等しい、特定のアプリケーター・（３６）に ミスアライメントが生じたとき、そのアプリケーターから発せられるＥＭＲｇ力 は、ミスアライメントの電界と残りの電界とが形成する角度の半分の余弦（ｃｏ ｓｉｎｅ）の二乗に等しいファクターによって７ライメントが形成された電界と 比べ、相乗的な電力増加への寄与は少ない。

角度が小さい場合、余弦は１に近いから、電界アライメントの僅かの不整合によ って中央部の加熱領域（３８）への相乗的な電力密度増加作用が損なわれること は殆んどない。

様々なアプリクーター（３６）から放射されるエネルギーの周波数が僅かに異な っているとき、当該分野の専門家であれば、様々な電界は必ずしも積極的に寄与 するとは限らず、前述した電界密度の向上は起こらないであろうことは理解され るであろう、実際のところ、このような場合には中央部（３Ｓ）の電力密度はせ いぜい個々のアプリクーターの電力密度の単純和になるだけである。従って、全 てのアプリケーター（３６）が発する放射線の周波数は絶対的に等しくすること は重要である。このため、盟ましい実施例では単一の電源（３０）と電力スプリ ッター（３２）を用いており、これによって各アプリゲータ−（３６）に供給さ れる電力は同じ周波数となるようにしている。同一の周波数が発せられるように 位相を正確に固定出来るのであればマルチ電源を用いることも出来るが、実際に これを行なうには装置が複雑化し、追加の費用を要するため、殆んど利益がない 。

従って、望ましい実施例では単一の電源（３０）とスプリッター（３２）だけを もちいることにしている、アプリゲータ−（３６）に供給される周波数は、時間 に関しては必ずしも一定にしておく必要性はない、実際のところ、電源（３０） の周波数は調節可能としているから、前述したターゲット（１４）の性質に応じ て最適な性能を発揮するように調節°することが出来る。

中央の加熱領域（３８）の形状と位置は、動作中に於けるアプリケーター（３６ ）の分布、アプリケーター間の相対位相、組織の直径１組織の位置及びＥＭＨの 周波数によって決められる。４つ以上の放射アプリケーター（３６）を用いると き、それらの間隔を等しくすると、中央部（３８）は略円形（３次元では楕円形 ）になる、第２図では４個のアプリケーター（３６）の代わりに８個のアプリク ーター（３６）を用いいているが、これは電力密度からめたものであって、放射 アプリゲータ−（３６）が４個の場合と比べ、ターゲット（１４）の表面をより 均一に加熱出来るがらである。

アプリケーター（３６）の数を８個以上に増やしても装置（１０）の作用に重要 な影響を及ぼさないものと考えられる。

アプリクーター（３６）は全て同じ位相にしたとき、単一のターゲット（１２） の中心部に対称性の加熱領域（３８）が形成される。様々なアプリクーター（３ ６）が発するエネルギーの相対的な位相を変えることによって中央の加熱領域（ ３８）は中心部から幾分離れてアプリケーター（３６）の方に移動し、位相ずれ が生ずる。アプリゲータ−（３６）間の相対的な位相と振幅を変えられるように することは、例えば非均質性ターゲット（１４）　（例えば動物の胴）のときに 特に役に立つ、ＥＭＲの波長はターゲット（１４）の組織が異なると僅かに変動 し、放射された位相の変動によって位相の移動を補償し、誘導する（ｉｎｃｌｕ ｃｅ）ことが出来る。従って、ターゲット（１２）の断面が幾つかの異なる組織 から成り、その組織の性質が判っているとき、様々なアプリゲータ−（３６）間 の位相を調節し、中央の加熱部（３８）を所定位置に位置決めすることが出来る 。ｍｍのオフセット位置によって加熱パターンに及ぼす非均質性の効果を補償す ることが出来る。然し乍ら人体の組織が非均質性であっても中央部の位相のフォ ーカスゾーンは殆んど変化しなかったことが観察されている。

アプリクーターアレイ（４０）の望ましい実施例を第５図及び第６図に示してい る。この環状のアレイ（４０）は１６個のホーン型平行板導波管（ｗａｖｅｇｕ ｉｄｅ）アンテナのバッテリーを有しており、アンテナは折返しグイボールアレ イを形成し、該アレイは各々が８個のラジェータ（３６）からなる２つの層（ｌ ａｙｅｒｓ）に連結されている。構造を簡単にするため、アプリケーターアレイ （４０）への各入力は２列×２列の単一アブリゲータ−（３６）に送られる。従 って、１６のアプリゲータ−アレイ（４０〉に必要な電力入力は４つだけでよい 。

電界方向（第２図の紙面と直交する方向）に２つ以上のアプリケーター（３６） を重ねることによって垂直方向に略均−な電界となるが、アプリゲータ−のサイ ズを小さくすることが判った。環状アレイ（４０）の中で磁界（Ｈ−ｆｉｅを個 々に積み重ねることにより、ターゲット（１４）の周りで略均−な電界が得られ ることも判った０個々のアプリゲータ−（３６）のアレイを用いることによって 、各々がアプリケーター（３６）とターゲット（］４〉との間のインピーダンス 整合が良好になるような大きさに作ることが出来る。

本発明と共に使用するのに適したホーン型のアプリケーター（３６）を作る方法 については、１９８０年４月２日付にて出願したｍ続中の米国特許出願第１３６ ５０６号、発明の名称「生物組織用の環状電磁放射アプリゲータ−及び方法ｊに 記載されている。

アプリケーターアレイ（４０）はゲージング（４Ｚ）によって取り囲まれており 、個々のアプリケーター（３６）を適当な位置に支持するように作用すると共に 危険な漂遊放射（ｓｔｒａｙ　ｒａｄｉａｔｉｏｎ）を少なくする作用がある。

第５図はゲージング（４２）の一部を破断して示したもので、４つに分離したア プリケーター（３６）の部分を示している。電力の入力！　（４４）は軸を共通 にしており、平行板導波管（４６）に連結される。導波管（４６）は４つの送り ガイド（４８）に連結される。送りガイド（４８）は次に４つのアプリ・クータ ー（３６）に連結され、電力がアプリゲータ−（３６）に等しく分配されるよう に同一寸法に形成する。４つのアプリケーター（３６）の組は各々が位相、電力 及び電界アライメントが同じエネルギーを放射する。

第６図はアプリケーターアレイ（４０）の平面図を示している。ターゲット（１ ４）はアレイ（４０）の内側に吊され、ポーラス（ｂｏｌｕｓ）　（５０）によ って囲まれている。ポーラス（５０）は塩類イオンを除去した水、即ち純水を含 むのが望ましく、スターゲット（１２）の周りで緊密にシール出来るようにする ため可撓性材料から作るのが望ましい、ポーラス（５０）とアプリケーター（３ ６）との間に空隙（５２）を残すことも出来るし、或いは又ポーラスを操作して これ等の空隙を基ぐことも出来る。

ポーラス（５０）を用いると幾つかの重要な利点がもたらされる。ポーラス内の 液体は、ターゲット（１４）の表面部を冷却するため外部熱交換器（図示せず） を通じて循環することが出来る。純水をポーラス（５０〉の中に用いる場合、ポ ーラス（５０）内の電力損失は殆んど無い、従って、アプリケーター〈３６）か ら放射される電力の全てがターゲット（１４）に送られる。

ポーラス（５０）を用いることによってアプリケーター（３６）とターゲット（ １４）との間のインピーダンスの整合性が改良される。使用する周波数では、代 表的な生物学的ターゲット（１４）のインピーダンスは約４４オームである。

アプリゲータ−（３６）と装置のその低電気部分のインピーダンスは、標準の要 素と適合させるため５０オームにするのが望ましい、使用周波数に於ける純水の インピーダンスも又約４４オームとし、装置（１０）の全ての部品が本来的にピ ッタリと整合するようにしている。水を入れたポーラス（５０）を設けない場合 、アプリケーター（３６）の放射面及びターゲット（１４）の表面に大きな不整 合が生ずる。

このように不整合が生ずるのは空気のインピーダンスが自由空間のものと略同じ 、即ち３７７オームだからである。インピーダンスの不整合は境界部で現れるか ら、ターゲット（１４）に加えられる放射エネルギーの割合を低下させ、危険な 漂遊放射を増加させる。

第６図に示すように、アプリケーターアレイ（４０）は既に第２図及び第３図に 関連して述べたパターンのエネルギーを発し、第４図に示す電力密度パターンを 生ずる。

このようにアプリケーターアレイ（４０）によって、表面部が過度に加熱される ことなく、中央部（３８）が加熱される。

本発明の装置（１０）と共に用いるのに適したアプリゲータ−の他の実施例を第 ７図に示している。このアプリゲータ−（５４）は、所定周波数のＥＭＲと共に 使用出来る大きさのダイポールアンテナ対である。上部放射部（５８）と下部放 射部（６０）の各アーム（５６）は、第５図及び第６図の環状アレイ（４０）の ものと同じように単一ラジェータとして作用する。同軸の送りｔａ（ｅｏａｘｉ ｉｌ　ｆｅｅｄ　ｌ　１ｎｅ）　（６１）は上部放射部（５８）及び下部放射部 （６０〉の中央部に連結され、更にバルーンを用いて同軸送り線を平行送りに変 えることができる。このアプリケーター（５４）が従来と同じ要領によって駆動 す乞と、放射線の電界はアーム（５６）の長さに揃えられる。

ル（５４）の動作及びインピーダンス特性の最適周波数がめられる。ダイポール （５４）は、テーバ状のアームの長さくＬ）に対する幅（Ｗ）の比率が約０．０ ８７に維持されるとき、装置（１０）の残部とのインピーダンス整合性は良好に なることが経験的に知られている。ダイポールのアプリクーター（５４）が第８ 図に示す円筒形アレイ（６６）の中に組み込まれ、第６図に関連して論じたもの と同様な水ポーラス（図示せず）を用いるとき、良好な５０オームのインピーダ ンス整合が得られる。この方法は第５図の環状アレイよりも帯域が狭くなる傾向 にあるが、作ることは環状アレイよりも遥かに簡単である。

第８図を参照すると、４つのダイポール対ラジェータ（５４）が剛性のある非導 電性のフレーム（６４）の上に取り付けられ、円筒形アレイ（６６）を形成して いる。各々のグイボールラジェータ（５４）は別々の同軸送りｔ！（６１）を通 じて電源（３０）及び電力スプリッター（３２）に別個に＠続される。

各アプリクーター（５４）は被検ターゲット（図示せず）のあるアレイ（６６） の中心部に向けてマイクロ波ＥＭＲを放つ。

アプリクーター（５４）からターゲットへのエネルギーの結び付きをより良好な ものとし、反射を最小にするため純水のポーラス（図示せず）によってターゲッ トを取り囲むのが望ましい、各ダイポールアプリゲータ−（５４）へのエネルギ ーの位相を制御することにより、中央の加熱領域（３８）の位置を変えたり、或 いは第２図に関連して説明した非均質性ターゲットの波長変化の補償を行なうこ とが出来る。

第９図に他の実施例を示している０円筒形のダイポールアプリケーター（６８） は２つの同軸の導電性円筒体（７０）を接近して設けたものである。これ等の同 心の円筒体〈７０）は単一のダイポールアプリケーターとして作用し、放射アー ムは平らな放射板を折り曲げ、−周して接触させたものである０円筒形のダイポ ール（６８）は中心軸に向かって放射し、電界が干渉してその強度を相互に強め 合うことによって前述のアプリゲータ−について説明した中央領域（３８）の電 力吸収度が相乗的に高められる０円筒形のダイポール（６８）を駆動するには単 一の同軸送り線（７２）で十分である。然し乍ら、送り線（７２）とは径方向の 反対側にあるダイポール（６８）の部分から発せられるＥＭＲに幾らかの位相の ずれが生ずる。このため、中央の加熱領域（３８）は送り線（７２）の接触部か ら幾分遠ざかる方向に移動する。この現象は場合によっては望ましい、こともあ ゛るため、望ましい実施例ではダイポール（６８）の周りに等しい間隔をあけて ４つの同軸送り線（７２）を設けている。

４つのの送り課（）２）が全て同じ位相で駆動すると、加熱される中央部（３８ ）は円筒形のダイポール（６８）の軸を中心にして瓢められる。中央の加熱領域 （３８）の位置を操作す行なうことが出来る。しかし、一般的に制御出来る範囲 は、グイボールアレイ（６６）又はホーン型ラジェータアレイ（４０）のどちら かの場合よりも小さい。

円筒形ダイポール（６８）の放射用アパーチャの有効幅はその円周と等しく、高 さはターゲットの大きさによって限定され、−ｆｆｉ的には２フイート以下に規 定されるため、グイボールアレイ（６６）について得られた固有のインピーダン ス整合を得ることは困難である０円筒形のグイボールラジェータ（６８）は装置 の残部のインピーダンスと最も望ましい周波数で整合しないから、従来のインピ ーダンス整合装置（図示せず）を用いて損失を最小にし反射電力を軽減しなけれ ばならない。

折返しグイボールアレイ（６２）と円筒形ダイポール（６８）はその内面及び外 面から放射線を発する。内部の水ポーラスの作用によって中心部に発せられた放 射線の割合は増すことになるが、これは下部インピーダンス液媒体へのインピー ダンス整合が良くなるためである。漂遊放射、（ｓｔｒａｙ　ｒａｄｉａｔｉｏ ｎ）の危険性を更に少なくするため、外部に導電性円筒体（図示せず）を円筒形 ダイポール（６８）又はグイボールアレイ（６６）の周りに設けることも出来る 。

この外部シールドは接地（ｇｒｏｕｎｃｌ）又は浮かせておくことによって漂遊 放射を反射させ、外向きに発せられる放射線を軽減することが出来る０反射シー ルドは円筒形ダイポール（６８）又はグイボールアレイ（６６）と十分な間隔を あけねばならない、従って、接地板は最初の放射線分布と干渉するほど多くの容 量負荷を開口に加えないようにし、中央部（３８）の加熱を少なくするか、又は あまり望ましくないが中央部以外を加熱する。望ましい実施例では、外部導電円 筒体は環カバターンの変化が最小となるように接地され、位置をずらせて設けら れる０通常は、外部円筒体とグイボールとの間の空間は空気又はその他の低誘電 性物質で満たし、長さを短くした円筒体に連結されるエネルギー量を軽減出来る ようにしている。外部導電円筒体の接地は、グイボールラジェータに繋がる同軸 の外部導電体と間隔を存して該導電体の外側に設けた第２の同軸の外部シールド を用いて行なうことが望ましい。

高熱療法を効果的に行なうためには、オペレータはターゲット（１４）の内部状 態を正確に判断出来なければならない、生物ターゲット（１４）の場合、生体の 徴候をモニターすることによりターゲット（１４）の健康状態が判り、その健康 に悪影響を及ぼしているものは何であるかを知ることが出来る。然し乍ら、脈拍 、呼吸、血圧及び口部温度のような生体の徴候だけでは対象領域に加えられる熱 が十分であるか又は有効であるかどうかまで判らない。

２つの事項を追加測定することによって、発熱療法における内部に局部的に及ぼ す影響の状態を略完全に知ることが出来る。先ず第１にターゲット（１４）の中 の選択した位置に於ける簀際の温度を測定することである。熱状態をリアルタイ ムで測定することによってオペレータはターゲット（１４）の領域が医療効果の ある温度まで加熱されているかどうか知ることが出来る。このような熱分布が判 れば、ターゲット（１２）の中の加熱を欲しない部分にまで加熱が及ばないよう にすることが出来る。

高熱療法において、温度分布を測定するのに温度プローブを体内の腫瘍部に挿入 するいわゆる侵入型方式の場合、挿入するプローブの数に制限を受ける。このた め、高熱治療処理を拡大する場合、非侵入方式のサーモグラフィーを採用し、侵 入型温度プローブを用いることに伴う前記の問題を解消せねばならない、前述し た高熱発生用サブ装置の場合、整相アレイのアパーチャを通る手段を設け、処置 する上で不都合なコールドスポットを発生させることなくＭ瘍部の中に３次元的 に高温部を作り出すことが出来る。尚、腫瘍部周囲の正常な組織は非破壊性の低 温度に維持される。熱を持った生体組織は深さ表示周波数にて黒体放射（ｂｌａ ｃｋｂｏｄｙ　ｒａｄｉａｔｉｏｎ）することが知られている。従って、レシー バのサブ装置（１４）　（第を測定しリアルタイムで高熱の温度状態を知ること が出来る。

レシーバ用サブ装置（１４）の場合、二重金属リング（６８）（第９図参照）か ら作られた単一の（円筒形の）ダイポール又は４つのダイポールアンテナ型アプ リゲータ−＜３６）　（第１図、第１０図及び第１１図）をスイッチ（３１）（ 第１図）に接続してラジオメータ（３３）への切替えを行なう、適当なラジオメ ータとしてディッヶースイッチラジオメータがある。これによって、大変正確に かつ敏感に基準信号が切り替えられる。ラジオメータ（３３）は温度データを得 るために単−周波数又はマルチプル周波数にて作動可能動作は、４つの同軸ケー ブル（７２）　（第１図）が全てｃＰＵ　（２０）又はスイッチ（３１）の手操 作の何れかによって、電源り３０）からラジオメータ（３３）に切り替えられる 。移相器（３４）と電力分割器（３２）は次に位相が収束した電力結合器（ｐｏ ｗｅｒ　ｃｏｍｂｉｎｅｒ）として作用する。このようにしてラジオメータ（３ ３）（第１２図）は収束領域から放射される黒体ノイズ源をコヒーレント検出で きる。加熱の場合と同じように中央の収束部は、位相器（３６）はすべて等しく 、ターゲット（第１０図）に至る経路の長さは等しい、収束位置が中心からずれ ている場合、位相器を調節しないと、位相器はターゲット以外の組織から位相及 び振幅の異なる放射エネルギーを受けることになる。この結果、結合器の信号は 非コヒーレントの総和となる。コヒーレント位相ターゲットをターゲット以外の Ｍ織に変えるには。

位相器を調節してターゲットＭ織に最も近いところに接トゾーン間の経路長さの 各同軸位置からの差を、組織の平均波長（λ鎗）で割り、それに３６０度を掛け たものとして表わされる。

Ｐ　ＯＳ　＝　３６０　（ｄ＋−ｄｚ／λ−）　度このようにして、コヒーレン ト検出のフォーカス部は中央ゾーンから離れた位置で調節することが出来る。高 熱発生用サブ装置の場合と全く同じように誘電液（ｄｉｅｌｅｃｔｒｉｃ　ｆｌ ｕｉｄ）が入れられたポーラスを用いることによって、内部に発生した黒体放射 の伝達を効率良く行なうことが出来る。

ラジオメータの受信周波数を変えることによって検知した熱エネルギーのゾーン を変えることができる。当該分野の専門家であれば、検出ゾーンの組織の直径及 び形状はラジオメータの受信する周波数に応じて変えることができることは理解 されるであろう。

各々のサーモグラフイブク装置は周波数、サイズ及び検出ゾーンに関して正確に 目盛り付けせねばならないけれども、基本的な関係は、低周波数範囲、例えば４ ０ＭＨ２乃至７０ＭＨｚにおける場合である。温度測定は人間の胴体断面全体を 覆う組織の体積（ｖｏｔｕｍｅ）に関連づけて行なわれる。その関係は組織の直 径を３．１４で割った値である。筋肉の場合、４０ＭＨｚで約１６ｃｍ、７０Ｍ Ｈｚで約１３ｅ−である、然し乍ら、脂肪や骨のような他の組織及び空気がある ため、平均の誘電率は筋肉の２７３である。

得られた平均波長（λａｖｅ）は筋肉の１，２倍大きい、検出部の代表的なフォ ーカルサイズ面積を第１表に示す。

第１表 第１図に示すアプリゲータ−の接続図は当初の環状アレイ、マルチプルダイポー ルアレイを用いた場合を示している。リングのダイポールの場合と同じように、 内部組織の電磁ノイズ電流はアンテナとして作用するアプリケーター（３６）が 受けるエネルギーを放射する。ランダム黒体エネルギーは全ての方向で略同じ信 号を放射する。

経路長さは中央の組織ゾーンからアンテナ受はボートの各々まで略同じであるの で、これ等は位相が同じであり、同期電圧としてコヒーレント和となる。このコ ヒーレントの追加によってラジオメータの電圧レベルが著しく高められる。

実施例として固い筋肉への侵入深さは１００ＭＨｚにて６．６６ｃｍとすること が出来る（第１表）、これは、平面波が侵入した場合、皮膚表面と比べて電界強 さが６．６６Ｃ−にて１／ｅ減少することを意味する。この吸収損失は１．３ｄ Ｂ／ａｍの深さである０人間の胴体の直径が２４Ｃ−の場合、固い筋肉吸収の場 合ですら、侵入深さ１２ｃ−のときの電界レベルは平面波では−１５，６５ｄＢ となる。

これは、中央から発せられた黒体エネルギーが表面に達したとき、減衰によって −１５，６５ｄＢ小さくなる　（電界を１７％減少させる）ことを意味する。こ のレベルが各アンテナボートによってコヒーレント和として加算されると、表面 に於ける同じ組織体積と温度の場合と比べると検出電圧が６６％となる。アレイ のアパーチャによって検出ゾーンはコヒーレントフォーカスされる６分離ゾーン 近傍の表面の領域は位相が同じでないから、同じ位相器を設定してもレベルは高 くならない、このように、コヒーレント波を受けることによってより一層内部の 温度を検出出来る能力が高められるが、コヒーレント波以外の表面エネルギーで は検出器を加算しても同じようにレベルが高められるものではない。

オフセットフォーカス（第１０口）を行なうため位相をずらして設定するには、 オフセット加熱の場合と同じようにすればよい、設定値は組織の平均波長を用い て幾何学的な光学原理によってめることが出来る０例えば１００ＭＨｚでは組織 の平均波長′よ３２．４ｅ−である（第１表から得られる）、加熱ゾーンのフォ ーカル部を中心から１０ｃｍずらすには、フォーカル部に最も近い同軸領域をＩ Ｑｅｍに相当する量を遅延させ、対向する同軸を同じ量だけ進ませる０位相の移 動角度はオフセット距離に３６０度を掛け、組織の平均波長で割ることによって められる。ボート又はケーブルはオフセット部に最も近いアンテナに接続されて おり、１００ＭＨｚで１１５度遅延させ、反対側のボートを調節して１１５度進 ませる。

このようにして、加熱モードで発生した信号又は測定モードで得られた信号はオ フセットが１０ｃ＋＊となる。

何れのモードの場合も、進み位相（ｌｅａｃｌｉｎｇ　ｐｈａｓｅ）のチャンネ ルの振幅を減衰させてフォーカルゾーンの移動を選択することが出来る。減衰量 は手動又は自動設定によってテーブル又はメモリーに記憶させることが出来る。

アンテナの相互結合によって振幅分布及び位相設定を行なうとき、テーブルを修 正するために各アンテナの測定データが用いられる。スイッチ装置（３７）が可 変の利得増幅器の場合、これ等の装置はレシーブモードのスイッチではバイパス を設ける必要がある。このスイッチは、利得の高い増幅器の場合、増幅器のフィ ードバックを避けるために絶縁性が非常に大きなスイッチとしなければならない 。

装置（１０）を作動させて得られた温度情報は中央処理装置（２０）によって長 期メモリー（例えばディスク）に記憶され、後での分析に供される。装置（１０ ）は又この情報をフィードバックループに用いて電源（３０）とスプリッター（ ３２）の動作をコントロールすることが出来る。加熱温度が危険レベルまで上昇 した場合、ターゲット（１２）に加えられる電力を減少させることが出来る。同 じように、加熱が不十分な場合、余分の電力を加えることが出来る。ＣＰＵ　（ ＺＯ）は温度と位置との関係をプロットして表示することも出来る。

他の実施例（第１１図）では、周波数が可変性のラジオメータレシーバ（３３） が別個に各々のアンテナボートに接続される。この実施例では、信号はデジタル 化され、時間はアルゴリズムと高速コンピュータを用いて相関付けられている。

熱を加える間ラジオメータを保護するため、絶縁性の高いスイッチ装置を使用せ ねばならない０組織の位置と温度の精度をより高めるには、これ等のラジオメー タ及びアンテナ装置を、外部熱を加えない診断モードで使用すればよい。

この高熱療法用装置の加熱モードにおいて、ラジオメータで熱の像を作りながら 体内の組織の血液流をセンサーを挿入せずに測定することも出来る。これは短い 時間（３０乃至６０秒）、電力を加えた前後に熱の像を作ることによって可能と なる。像の違いは組織温度の変化を示している。もし低周波によって断面を均一 に加熱した場合、得られた差像は水分の多い組織間を冷却する血液流を示す、血 液流の減少は大きなえぞ性の腫瘍部の兆候を示す、このテストは高熱部を生じさ せて行なう処置における周波数、位相及び振幅を最適なものとするために利用す ることも出来る。

重要なことは非常に低ノイズのラジオメータを用いることと適当なインテグレー ション時間によって小さな組織信号を測定出来るようにすることにある。従来の 文献にはラジオメータを受信機として用いることについては記載されているが、 これ等の検出装置と、内部を加熱するための整相アレイを備えた加熱装置とを組 み合わせて大変有用な高熱療法用装置とすることについては何等記載がない、又 、既知のバックグラウンドノイズ取消し回路を信号対ノイズ比を改善させるため に設けることが出来る。

本発明の幾つかの実施例について説明したが、当該分野の専門家であれば、本発 明の範囲から逸脱することなく図示の構造の詳細について種々の変形をなすこと は出来るであろう。

ＦＩＧ、　９ ＦＩＧ、　１０ ＦＩＧ、　１１ 手続補正書〔自発〕 昭和６３年８月１０日図

Claims (12)

【特許請求の範囲】
1. （１）加熱モード又は温度測定モードの動作に選択できるトランスミッター手段 とレシーバ手段を組み合わせた装置であって、該装置は、人体組織の選択した皮 下領域に電界を加算しながら電磁エネルギーを送って加熱を行なうためのトラン スミッター手段と、人体組織の皮下領域から放射される周波数を選択することに よりある深さに放射されるエネルギーを測定し、人体組織の選択した皮下領域の 温度をモニターするための非侵入型のレシーバ手段を備えていることを特徴とす る高熱療法用装置。
2. （２）トランスミッター手段とレシーバ手段を組み合わせた装置は、人体組織の 予め選択した領域を取り囲み、人体組織の皮下領域に電磁波エネルギーを送ると 共に人体組織の皮下領域からの電磁波エネルギーを受けるためのアンテナ手段と 、アンテナ手段に連繋され電磁エネルギーをアンテナ手段に送ると共に該アンテ ナ手段からのエネルギーを受けられるようにした複数の電カチャンネルと、複数 の電カチャンネルに連繋したスイッチ手段と、電磁エネルギー源と、スイッチ手 段に接続されたラジオメータを備えており、電磁エネルギー源とラジオメークは スイッチ手段によって複数の電カチャンネルに選択的に接続され、加熱モードで は電磁エネルギーをアンテナに送り、加熱温度測定モードではアンテナからのエ ネルギーを受けられるようにしている請求の範囲第１項に記載の高熱療法用装置 。
3. （３）複数の電力チャンネルは各々がアンテナに接続された移相器と該移相器に 接続された電力分割器を有しており、移相器と電力分割器は、加熱温度測定モー ドの動作時に位相がフォーカスされた電力の結合器を形成する請求の範囲第２項 に記載の高熱療法用装置。
4. （４）複数の電力チャンネルは各々が電力コントロール手段を更に備えており、 該電力コントロール手段は可変の電力減衰器が移相器とアンテナの間に接続され 、人体組織の皮下領域内のターゲットの位置をコントロール出来るようにしてい る請求の範囲第３項に記載の高熱療法用装置。
5. （５）トランスミッター手段とレシーバ手段を組み合わせた装置は中央処理手段 を有しており、該手段は可変の電力コントロール手段及び／又は位相コントロー ル手段に接続され、電力コントロール手段又は位相コントロール手段の動作点を 設定出来るようにしている請求の範囲第４項に記載の高熱療法用装置。
6. （６）中央処理手段はスイッチ手段に接続され、該スイッチ手段によって電磁エ ネルギー源とラジオメークを電力分割器に選択的に接続できるようにしている請 求の範囲第５項に記載の高熱療法用装置。
7. （７）アンテナは第１の円筒形ダイポールリングと第２の円筒形ダイポールリン グを有しており、両リングは複数の電力送り線を通じて電源及びラジオメータに 接続され、電磁エネルギーを人体組織の皮下領域に送り込めるようにすると共に 、ラジオメータによる測定を行なうため、皮下領域を加熱し、加熱された皮下領 域から発せられるエネルギーを受けることができるようにしている請求の範囲第 ２項に記載の高熱療法用装置。
8. （８）アンテナは対向するアプリケーターを複数個有しており、アプリケーター は複数の電力送り線に接続されている請求の範囲第２項に記載の高熱療法用装置 。
9. （９）複数の電力送り線は、各線が各アプリケーターに加えられた電磁エネルギ ー量を選択的にコントロールするための電力コントロール手段を有しており、人 体組織の皮下領域内のターゲット領域を選択的に位置決め出来るようにしている 請求の範囲第８項に記載の高熱療法用装置。
10. （１０）ラジオメータは、予め選択された周波数で温度データを発生させるため の単−チャンネルのラジオメータである請求の範囲第２項に記載の高熱療法用装 置。
11. （１１）ラジオメータは予め選択された複数の周波数で温度データを発生させる ためのマルチチャンネルラジオメータであって、人体組織の皮下領域について複 数の層に亘って温度データを得られるようにしている請求の範囲第１０項に記載 の高熱療法用装置。
12. （１２）電磁エネルギーのトランスミッター手段を備えた高熱療法用装置であっ て、トランスミッター手段は、電磁エネルギー源と、該電磁エネルギー源に接続 された複数の電磁エネルギーチャンネルを備え、複数の電磁エネルギーチャンネ ルは、互いに向かい合うものどうしを対にした複数組のアンテナと、人体組織の 皮下領域のターゲットに電磁エネルギーを送ると共に該ターゲットから発せられ るエネルギーを受けるためのポートを備えており、ターゲットから発せちれるエ ネルギーの周波数に基づいて人体組織の皮下領域の温度測定を行なうための複数 のラジオメータが複数のアンテナのポートに接続されていることを特徴とする高 熱療法用装置。