JPH05228221A - 温熱治療装置 - Google Patents
温熱治療装置Info
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- JPH05228221A JPH05228221A JP3923792A JP3923792A JPH05228221A JP H05228221 A JPH05228221 A JP H05228221A JP 3923792 A JP3923792 A JP 3923792A JP 3923792 A JP3923792 A JP 3923792A JP H05228221 A JPH05228221 A JP H05228221A
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- Japan
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 選択的に狭い範囲で生体の所望部位を温度上
昇させることを確実に行える温熱治療装置を提供するこ
とにある。 【構成】 高周波電流供給用電源装置２の両端子を構築
する各電極の一方をアクティブ電極３とし、その他方を
対極板４とした高周波電流供給手段を供え、この高周波
電流供給手段によってアクティブ電極３が接触した所望
部位での高周波電流の電流密度を高くすることを特徴と
する。
昇させることを確実に行える温熱治療装置を提供するこ
とにある。 【構成】 高周波電流供給用電源装置２の両端子を構築
する各電極の一方をアクティブ電極３とし、その他方を
対極板４とした高周波電流供給手段を供え、この高周波
電流供給手段によってアクティブ電極３が接触した所望
部位での高周波電流の電流密度を高くすることを特徴と
する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、例えば癌治療等のため
に行われる温熱療法に適用される温熱治療装置に関す
る。
に行われる温熱療法に適用される温熱治療装置に関す
る。
【０００２】
【従来の技術】癌細胞は、温度４３〜４５℃にて活動を
停止し、壊死することが知られている。そのため、癌治
療を行なう場合には、体外よりエネルギーを与えて癌細
胞部位の体温を上昇させて温度４３〜４５℃を得ること
か要求される。そこで、従来においては、温熱療法は体
外より癌細胞部位の温度上昇を得て、癌細胞の増殖を防
ぎ、またその治療を行なっている。例えば、体外よりμ
波（９１５〜２，４５０ＭＨｚまたはＲＦ波（１３．５
６ＭＨｚ付近）を癌細胞部位に向けて照射し、生体抵抗
による発熱で癌細胞部位を温度上昇させる。また、プロ
ーブの先端を直接電気的に熱くして癌細胞部位に当てる
ヒートプローブ法を利用する。
停止し、壊死することが知られている。そのため、癌治
療を行なう場合には、体外よりエネルギーを与えて癌細
胞部位の体温を上昇させて温度４３〜４５℃を得ること
か要求される。そこで、従来においては、温熱療法は体
外より癌細胞部位の温度上昇を得て、癌細胞の増殖を防
ぎ、またその治療を行なっている。例えば、体外よりμ
波（９１５〜２，４５０ＭＨｚまたはＲＦ波（１３．５
６ＭＨｚ付近）を癌細胞部位に向けて照射し、生体抵抗
による発熱で癌細胞部位を温度上昇させる。また、プロ
ーブの先端を直接電気的に熱くして癌細胞部位に当てる
ヒートプローブ法を利用する。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、体外か
らμ波またはＲＦ波を照射する温熱療法は、体内の小さ
い癌細胞部位を治療する方法として適さない。この理由
は、μ波は波長が短いために電波が体表近くで吸収され
てしまい、エネルギーが癌細胞部位まで到達しないこと
が多い。また、ＲＦ波は電波が癌細胞部位まで容易に到
達させることができるものの、電波が広く体内に入るた
め癌細胞部位だけでなく広範囲の周辺部位まで温ために
しまい、選択的に目的とする臓器のみの温度を上げるこ
とは不可能である。また、ヒートプローブを用いる方法
では、胆道のような細管状臓器の温度を上げることが難
しい。
らμ波またはＲＦ波を照射する温熱療法は、体内の小さ
い癌細胞部位を治療する方法として適さない。この理由
は、μ波は波長が短いために電波が体表近くで吸収され
てしまい、エネルギーが癌細胞部位まで到達しないこと
が多い。また、ＲＦ波は電波が癌細胞部位まで容易に到
達させることができるものの、電波が広く体内に入るた
め癌細胞部位だけでなく広範囲の周辺部位まで温ために
しまい、選択的に目的とする臓器のみの温度を上げるこ
とは不可能である。また、ヒートプローブを用いる方法
では、胆道のような細管状臓器の温度を上げることが難
しい。
【０００４】本発明は、上記した事情に着目してなされ
たもので、選択的に狭い範囲で生体の所望部位を温度上
昇させることを確実に行える温熱治療装置を提供するこ
とにある。
たもので、選択的に狭い範囲で生体の所望部位を温度上
昇させることを確実に行える温熱治療装置を提供するこ
とにある。
【０００５】
【課題を解決するための手段】本発明は、上記目的を達
成するため、生体に高周波電流を流すとともに内視鏡的
に生体の所望部位まで案内したアクティブ電極によって
生体の所望部位での高周波電流の電流密度を高くする高
周波電流供給手段を備え、前記高周波電流供給手段によ
って生体の所望部位を治療に適した温度まで上昇させる
ことを特徴とする。
成するため、生体に高周波電流を流すとともに内視鏡的
に生体の所望部位まで案内したアクティブ電極によって
生体の所望部位での高周波電流の電流密度を高くする高
周波電流供給手段を備え、前記高周波電流供給手段によ
って生体の所望部位を治療に適した温度まで上昇させる
ことを特徴とする。
【０００６】
【作用】本発明による温熱治療装置の構成であれば、高
周波電流供給手段によって、生体の所望部位で高周波電
流の電流密度が高くなるように、生体に対し高周波電流
を供給することができる。即ち、高周波電流供給手段の
電流供給源をなしている高周波電源の両端子を構築する
各電極の一方の電極をアクティブ電極とし、このアクテ
ィブ電極を内視鏡的に案内することにより、生体の所望
部位にアクティブ電極を確実に配置することができる。
そして、生体の所望部位にアクティブ電極を配置した状
態で生体に対し高周波電流を流すことにより、生体の所
望部位のみを治療に適した温度まで上昇させることがで
き、生体の他の部位での温度上昇を回避することができ
る。
周波電流供給手段によって、生体の所望部位で高周波電
流の電流密度が高くなるように、生体に対し高周波電流
を供給することができる。即ち、高周波電流供給手段の
電流供給源をなしている高周波電源の両端子を構築する
各電極の一方の電極をアクティブ電極とし、このアクテ
ィブ電極を内視鏡的に案内することにより、生体の所望
部位にアクティブ電極を確実に配置することができる。
そして、生体の所望部位にアクティブ電極を配置した状
態で生体に対し高周波電流を流すことにより、生体の所
望部位のみを治療に適した温度まで上昇させることがで
き、生体の他の部位での温度上昇を回避することができ
る。
【０００７】
【実施例】以下、本発明の温熱治療装置を内視鏡的に用
いる実施例について詳細に説明する。
いる実施例について詳細に説明する。
【０００８】まず、内視鏡の使われ方の経緯及び本発明
の一実施例構成を得るまでの臨床状況について述べる。
初期の内視鏡は主として診断用に用いられていた。しか
し、最近は技術の進歩によって診断のみならず、診断中
に発見した病巣を治療することができるように構築され
た内視鏡が主流となってきた。一方、内視鏡を用いてて
治療する対象となる生体の部位として胆道がある。この
胆道は、癌その他に起因して狭窄を起こすことがある。
この胆道の狭窄を生じると胆汁が流れ出ないため、生体
に黄疸症状が現われる。そこで、臨床では黄疸解消処置
として胆道に管状構造物を留置する。この管状構造物は
一般にステントと称される。このステントは、弾性部材
で構成されているが、最近では金属鋼により構成される
ようになった。しかし、この金属ステントは網状である
ため、癌細胞が網目からこぼれて増殖してしまうという
事例が報告されている。そして、そのような癌細胞が胆
道にて増殖してしまうと折角通じた胆道が塞がれてしま
う。そこで、本発明の一実施例では癌細胞の増殖防止と
その壊死に対応した実技を可能とするように温熱治療装
置が適用された内視鏡装置を得た。
の一実施例構成を得るまでの臨床状況について述べる。
初期の内視鏡は主として診断用に用いられていた。しか
し、最近は技術の進歩によって診断のみならず、診断中
に発見した病巣を治療することができるように構築され
た内視鏡が主流となってきた。一方、内視鏡を用いてて
治療する対象となる生体の部位として胆道がある。この
胆道は、癌その他に起因して狭窄を起こすことがある。
この胆道の狭窄を生じると胆汁が流れ出ないため、生体
に黄疸症状が現われる。そこで、臨床では黄疸解消処置
として胆道に管状構造物を留置する。この管状構造物は
一般にステントと称される。このステントは、弾性部材
で構成されているが、最近では金属鋼により構成される
ようになった。しかし、この金属ステントは網状である
ため、癌細胞が網目からこぼれて増殖してしまうという
事例が報告されている。そして、そのような癌細胞が胆
道にて増殖してしまうと折角通じた胆道が塞がれてしま
う。そこで、本発明の一実施例では癌細胞の増殖防止と
その壊死に対応した実技を可能とするように温熱治療装
置が適用された内視鏡装置を得た。
【０００９】図１は、本発明の温熱治療装置が適用され
た一実施例の内視鏡装置の概略を示す構成図である。
た一実施例の内視鏡装置の概略を示す構成図である。
【００１０】この一実施例の内視鏡装置は、内視鏡装置
本体１に高周波電流供給用電源装置２を組込むととも
に、高周波電流供給用電源装置２の両端子を構築する各
電極の一方を金属ステントからなるアクティブ電極３と
し、その他方を対極板４とした高周波電流供給手段を備
えている。そして、内視鏡装置本体１に当接した内視鏡
スコープ５の鉗子チャネル６を通してアクティブ電極３
を内視鏡スコープ５の先端まで導びき、図２に示すよう
に内視鏡スコープ５の先端から胆道にアクティブ電極３
を押し込むようになされている。この場合、対極板４が
被検体Ｐに装着された状態においてアクティブ電極３が
被検体Ｐに当接させることにより、高周波電流供給用電
源装置２から被検体Ｐに高周波電流が供給されることに
なる。この際、アクティブ電極３は対極板４よりも相対
的に被検体Ｐに対する接触面積が小さい。そのため、被
検体Ｐにおいて、アクティブ電極３付近の電流密度が高
くなり、生体抵抗によりアクティブ電極３付近を治療に
適した温度まで上昇させることができる。
本体１に高周波電流供給用電源装置２を組込むととも
に、高周波電流供給用電源装置２の両端子を構築する各
電極の一方を金属ステントからなるアクティブ電極３と
し、その他方を対極板４とした高周波電流供給手段を備
えている。そして、内視鏡装置本体１に当接した内視鏡
スコープ５の鉗子チャネル６を通してアクティブ電極３
を内視鏡スコープ５の先端まで導びき、図２に示すよう
に内視鏡スコープ５の先端から胆道にアクティブ電極３
を押し込むようになされている。この場合、対極板４が
被検体Ｐに装着された状態においてアクティブ電極３が
被検体Ｐに当接させることにより、高周波電流供給用電
源装置２から被検体Ｐに高周波電流が供給されることに
なる。この際、アクティブ電極３は対極板４よりも相対
的に被検体Ｐに対する接触面積が小さい。そのため、被
検体Ｐにおいて、アクティブ電極３付近の電流密度が高
くなり、生体抵抗によりアクティブ電極３付近を治療に
適した温度まで上昇させることができる。
【００１１】次に、高周波電流供給用電源装置２につい
て詳細構成を説明する。この高周波電流供給用電源装置
２は、図３に示すように、治療用信号発生部７、ドライ
バ８、出力トランス９、インターフェイス１０を備えて
おり、システム全体の制御中枢として機能されるシステ
ムコントローラ１１により駆動制御される。また、シス
テムコントローラ１１には、フットスイッチ１２が付加
されている。
て詳細構成を説明する。この高周波電流供給用電源装置
２は、図３に示すように、治療用信号発生部７、ドライ
バ８、出力トランス９、インターフェイス１０を備えて
おり、システム全体の制御中枢として機能されるシステ
ムコントローラ１１により駆動制御される。また、シス
テムコントローラ１１には、フットスイッチ１２が付加
されている。
【００１２】このような高周波電流供給用電源装置２の
各部において、治療用信号発生部７は、図４に示すよう
に、発振器１３、第１カウンタ１４、第２カウンタ１
５、第１ＰＲＯＭ１６、第２ＰＲＯＭ１７、アンド回路
１８を備えている。
各部において、治療用信号発生部７は、図４に示すよう
に、発振器１３、第１カウンタ１４、第２カウンタ１
５、第１ＰＲＯＭ１６、第２ＰＲＯＭ１７、アンド回路
１８を備えている。
【００１３】発振器１３は、高周波発振器であって、水
晶発振器、セラミックス発振器などを適用できる。この
発振器１３の出力を受ける第１カウンタ１４は、例えば
４ビットカウンタにより構成され、その一方の出力端子
が第１ＰＲＯＭ１６の例えば下位４ビットのアドレスビ
ットに接続され、その他方の出力端子が第２カウンタ１
５へキャリイビットを送出できるように接続されてい
る。
晶発振器、セラミックス発振器などを適用できる。この
発振器１３の出力を受ける第１カウンタ１４は、例えば
４ビットカウンタにより構成され、その一方の出力端子
が第１ＰＲＯＭ１６の例えば下位４ビットのアドレスビ
ットに接続され、その他方の出力端子が第２カウンタ１
５へキャリイビットを送出できるように接続されてい
る。
【００１４】ここで、第１ＰＲＯＭ１６の上位アドレス
５〜８ビットには、図２のシステムコントローラ１１か
らインターフェイス１０を介して出力パワー設定用のパ
ワー信号が１６段階の４ビットで加わるように接続され
る一方、第１ＰＲＯＭ１６上にあらかじめ図５のような
ＲＯＭデータを書込んでおくと、図６に符号Ｂ〜Ｐで示
す如くのＰＲＯＭ出力が得られる。但し、出力Ｏは省略
してあるので１６種類ではなく１５種類の出力となって
いる。なお、図５においては、アドレスの下位４ビット
を横軸に、上位４ビットを縦軸に表わしており、その上
位４ビットデータは図５からも分るようにパルス幅を選
択するためのデータである。例えば、図５の縦軸の上位
アドレスで３番地が出力パワー設定用信号によって選択
されると、横軸の下位アドレスの番地００〜０２まで、
第１ＰＲＯＭ１６より出力“１”が出力される。残りの
番地０３〜０Ｆまでは出力“０”となる。即ち、この第
１ＰＲＯＭ１６からのパワー出力の波形は、図６の
“Ｄ”に相当するものである。従って、上述のように矩
形出力の幅は、出力パワー設定用パルス、換言すれば第
１ＰＲＯＭ１６の上位４ビットのアドレスデータによっ
て決定される。また、上記出力パワー設定用信号は、１
６段階の４ビットとしたが、これ以外の異なるビット数
することもできる。
５〜８ビットには、図２のシステムコントローラ１１か
らインターフェイス１０を介して出力パワー設定用のパ
ワー信号が１６段階の４ビットで加わるように接続され
る一方、第１ＰＲＯＭ１６上にあらかじめ図５のような
ＲＯＭデータを書込んでおくと、図６に符号Ｂ〜Ｐで示
す如くのＰＲＯＭ出力が得られる。但し、出力Ｏは省略
してあるので１６種類ではなく１５種類の出力となって
いる。なお、図５においては、アドレスの下位４ビット
を横軸に、上位４ビットを縦軸に表わしており、その上
位４ビットデータは図５からも分るようにパルス幅を選
択するためのデータである。例えば、図５の縦軸の上位
アドレスで３番地が出力パワー設定用信号によって選択
されると、横軸の下位アドレスの番地００〜０２まで、
第１ＰＲＯＭ１６より出力“１”が出力される。残りの
番地０３〜０Ｆまでは出力“０”となる。即ち、この第
１ＰＲＯＭ１６からのパワー出力の波形は、図６の
“Ｄ”に相当するものである。従って、上述のように矩
形出力の幅は、出力パワー設定用パルス、換言すれば第
１ＰＲＯＭ１６の上位４ビットのアドレスデータによっ
て決定される。また、上記出力パワー設定用信号は、１
６段階の４ビットとしたが、これ以外の異なるビット数
することもできる。
【００１５】一方、第２カウンタ１５は、ここでは例え
ば５ビットのカウンタでその出力端子が第２ＰＲＯＭ１
７の下位５ビットのアドレスに接続されている。また、
第２ＰＲＯＭ１７の上位アドレスビット６〜８ビットに
図２のシステムコントローラ１１からインターフェイス
１０を介して出力モード設定用信号が加わるに接続され
ている。更に第２ＰＲＯＭ１７の１個の出力端子が第２
カウンタ１５のリセット端子に接続されている。これに
より第２ＰＲＯＭ１７には図６と同じようなＲＯＭデー
タをあらかじめ書き込んでおくと、第２ＰＲＯＭ１７か
らはモード選択信号により選択された出力を得ることが
できる。
ば５ビットのカウンタでその出力端子が第２ＰＲＯＭ１
７の下位５ビットのアドレスに接続されている。また、
第２ＰＲＯＭ１７の上位アドレスビット６〜８ビットに
図２のシステムコントローラ１１からインターフェイス
１０を介して出力モード設定用信号が加わるに接続され
ている。更に第２ＰＲＯＭ１７の１個の出力端子が第２
カウンタ１５のリセット端子に接続されている。これに
より第２ＰＲＯＭ１７には図６と同じようなＲＯＭデー
タをあらかじめ書き込んでおくと、第２ＰＲＯＭ１７か
らはモード選択信号により選択された出力を得ることが
できる。
【００１６】そして、第１ＰＲＯＭ１６及び第２ＰＲＯ
Ｍ１７の各出力がアンド回路１８に送出される一方、図
３に示したフットスイッチ１２などによる入力操作がな
されたとき、図３のシステムコントローラ１１からイン
ターフェイス１０を介して治療ＯＮ用のパワーＯＮ信号
がアンド回路１８へ送出される。従って、アンド回路１
８においてアンド成立したとき、アンド回路から生体の
所望部位に対応させた温熱治療用の波形出力が生じ、こ
のアンド出力により図３のドライバ８が制御動作され、
このドライバ８により、出力トランス９が温熱治療部位
等に対応した電流波形で高周波電流をアクティブ電極６
へ供給することができる。
Ｍ１７の各出力がアンド回路１８に送出される一方、図
３に示したフットスイッチ１２などによる入力操作がな
されたとき、図３のシステムコントローラ１１からイン
ターフェイス１０を介して治療ＯＮ用のパワーＯＮ信号
がアンド回路１８へ送出される。従って、アンド回路１
８においてアンド成立したとき、アンド回路から生体の
所望部位に対応させた温熱治療用の波形出力が生じ、こ
のアンド出力により図３のドライバ８が制御動作され、
このドライバ８により、出力トランス９が温熱治療部位
等に対応した電流波形で高周波電流をアクティブ電極６
へ供給することができる。
【００１７】前述の如く、アクティブ電極６へ高周波電
流を流すと、被検体Ｐを経て対極板７にその高周波電流
が流れる。アクティブ電極６を形成する金属ステント
は、対極板７と比較して相対的に小さい形状のものであ
るため、被検体Ｐに対する接触面積が対極板７のそれよ
りもかなり小さい。そのため、アクティブ電極６付近で
は、図７に示す関係で高周波電流Ｉの電流密度が高くな
る。特に、アクティブ電極６が金属ステントの場合、円
筒状の形状のため、高周波電流が放射状に流れ、ステン
ト近くの電流密度が均等に高くなるという利点がある。
こうして高周波電流の電流密度が高くなると、生体抵抗
により温度上昇する。この温度が４３〜４５℃となるよ
うに高周波電流供給用電源装置２０の出力電力を制限す
る。
流を流すと、被検体Ｐを経て対極板７にその高周波電流
が流れる。アクティブ電極６を形成する金属ステント
は、対極板７と比較して相対的に小さい形状のものであ
るため、被検体Ｐに対する接触面積が対極板７のそれよ
りもかなり小さい。そのため、アクティブ電極６付近で
は、図７に示す関係で高周波電流Ｉの電流密度が高くな
る。特に、アクティブ電極６が金属ステントの場合、円
筒状の形状のため、高周波電流が放射状に流れ、ステン
ト近くの電流密度が均等に高くなるという利点がある。
こうして高周波電流の電流密度が高くなると、生体抵抗
により温度上昇する。この温度が４３〜４５℃となるよ
うに高周波電流供給用電源装置２０の出力電力を制限す
る。
【００１８】この電力を精度高くしないと所望部位の温
度が治療に適した温度で一定とならない。そこで、本実
施例では前述したように、高周波電流供給装置は、図３
のドライバ８への電圧制御をＰＲＯＭを用いて行うこと
により、高精度に所望部位を所定温度で一定に維持でき
るようにした。
度が治療に適した温度で一定とならない。そこで、本実
施例では前述したように、高周波電流供給装置は、図３
のドライバ８への電圧制御をＰＲＯＭを用いて行うこと
により、高精度に所望部位を所定温度で一定に維持でき
るようにした。
【００１９】このように、本発明の一実施例によれば、
胆道や食道のような管状の癌部位までアクティブ電極を
内視鏡的に導いてその癌部位を直接的に治療に適した温
度まで上昇させて確実に治療することができる。これに
より、開腹手術をすることなく癌治療を行えることにな
る。また、アクティブ電力をなす金属ステントの寿命も
長くなり、ステント交換の期間が長くなることから、患
者が治療上の苦痛を感じる割合が従来に比して大幅に軽
減される。
胆道や食道のような管状の癌部位までアクティブ電極を
内視鏡的に導いてその癌部位を直接的に治療に適した温
度まで上昇させて確実に治療することができる。これに
より、開腹手術をすることなく癌治療を行えることにな
る。また、アクティブ電力をなす金属ステントの寿命も
長くなり、ステント交換の期間が長くなることから、患
者が治療上の苦痛を感じる割合が従来に比して大幅に軽
減される。
【００２０】なお、上記の本発明の実施例の説明では、
温熱治療装置の要部をなす高周波電流供給装置を内視鏡
装置に組込んだ例を示したが、本発明はこれに限定され
るものではない。例えば、一般外科用にスタンドアロン
で用いられる高周波電源を用いて単独の高周波電流利用
の温熱治療装置にするなどしてもよいものである。
温熱治療装置の要部をなす高周波電流供給装置を内視鏡
装置に組込んだ例を示したが、本発明はこれに限定され
るものではない。例えば、一般外科用にスタンドアロン
で用いられる高周波電源を用いて単独の高周波電流利用
の温熱治療装置にするなどしてもよいものである。
【００２１】
【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、高
周波電流供給手段によって生体に高周波電流を流して、
生体の所望部位を治療に適した温度まで上昇させること
ができるから、生体の他の部位での温度上昇を回避する
ことができ、治療上の従来の不都合が解消される。
周波電流供給手段によって生体に高周波電流を流して、
生体の所望部位を治療に適した温度まで上昇させること
ができるから、生体の他の部位での温度上昇を回避する
ことができ、治療上の従来の不都合が解消される。
【図１】本発明の温熱治療装置が適用された一実施例の
内視鏡装置の概略を示す構成図である。
内視鏡装置の概略を示す構成図である。
【図２】アクティブ電極を内視鏡的に胆道まで導いてそ
の胆道に挿入させた状態を示す図である。
の胆道に挿入させた状態を示す図である。
【図３】高周波電流供給用電源装置の詳細構成を示すブ
ロック図である。
ロック図である。
【図４】治療用信号発生部の好適な一例を示すブロック
図である。
図である。
【図５】第１ＰＲＯＭに書き込まれたデータの一例を示
す図である。
す図である。
【図６】第１ＰＲＯＭの動作を示すタイミングチャート
である。
である。
【図７】高周波電源から高周波電流を生体組織に流した
状態を等価回路で示した図である。
状態を等価回路で示した図である。
１ 内視鏡装置本体 ２ 高周波電流供給用電源装置 ３ アクティブ電極 ４ 対極板 ５ 内視鏡 ６ 鉗子チャネル ７ 治療用信号発生部 ８ ドライバ ９ 出力トランス １０ インターフェイス １１ システムコントローラ １２ フットスイッチ １３ 発振器 １４ 第１カウンタ １５ 第２カウンタ １６ 第１ＰＲＯＭ １７ 第２ＰＲＯＭ １８ アンド回路
Claims (4)
- 【請求項１】 生体に高周波電流を流すとともに生体の
所望部位での高周波電流の電流密度を高くする高周波電
流供給手段を備え、前記高周波電流供給手段によって生
体の所望部位を治療に適した温度まで上昇させることを
特徴とする温熱治療装置。 - 【請求項２】 生体に高周波電流を流すとともに内視鏡
的に生体の所望部位まで案内したアクティブ電極によっ
て生体の所望部位での高周波電流の電流密度を高くする
高周波電流供給手段を備え、前記高周波電流供給手段に
よって生体の所望部位を治療に適した温度まで上昇させ
ることを特徴とする温熱治療装置。 - 【請求項３】 請求項１又は２記載の温熱治療装置にお
いて、記憶素子上に書き込まれたディジタルデータを適
宜読み出して、前記高周波電流供給手段を駆動制御する
駆動制御手段を具備することを特徴とする温熱治療装
置。 - 【請求項４】 請求項２記載の温熱治療装置において、
前記高周波電流供給手段は、前記アクティブ電極として
金属ステントを用い、この金属ステントと生体の他の部
位に当接させた対極板との間に高周波電源によって高周
波電流を供給することを特徴とする温熱治療装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3923792A JPH05228221A (ja) | 1992-02-26 | 1992-02-26 | 温熱治療装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3923792A JPH05228221A (ja) | 1992-02-26 | 1992-02-26 | 温熱治療装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05228221A true JPH05228221A (ja) | 1993-09-07 |
Family
ID=12547529
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3923792A Pending JPH05228221A (ja) | 1992-02-26 | 1992-02-26 | 温熱治療装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH05228221A (ja) |
-
1992
- 1992-02-26 JP JP3923792A patent/JPH05228221A/ja active Pending
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