JPS6137258A - ハイパ−サ−ミア用加温装置 - Google Patents
ハイパ−サ−ミア用加温装置Info
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- JPS6137258A JPS6137258A JP16246484A JP16246484A JPS6137258A JP S6137258 A JPS6137258 A JP S6137258A JP 16246484 A JP16246484 A JP 16246484A JP 16246484 A JP16246484 A JP 16246484A JP S6137258 A JPS6137258 A JP S6137258A
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N5/00—Radiation therapy
- A61N5/02—Radiation therapy using microwaves
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Pathology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
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- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Radiation-Therapy Devices (AREA)
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。
め要約のデータは記録されません。
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ハイパーサーミア
用加温装置に関する。
数の患者を同時に治療するのに好適なハイパーサーミア
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Ｖｏ１．２２． ｌ１ｋＬｌ Ｏ） 、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。
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Ｖｏ１．２２． ｌ１ｋＬｌ Ｏ） 、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。
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。
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、長い間装置されてい
た。
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、長い間装置されてい
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。
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−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。
）、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−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、このことは同時に真人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
各患者の患部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、加温療法に課せられた従来より重要な課題の一つと
されていた。
でなく、複数の設備に対してはそれらを適確に操作して
各患者の患部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、加温療法に課せられた従来より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、少なくと
も一台の電磁波発生手段を用いて複数の患者を効率よく
同時に治療することのできる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。
も一台の電磁波発生手段を用いて複数の患者を効率よく
同時に治療することのできる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、少なくとも１つの電磁波発生手段と
、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アプリケータとを備えた
ハイパーサーミア用加温装置において、前記電磁波発生
手段とアプリケータとの間に電磁波分岐手段を装備する
とともに、この電磁波分岐手段の複数の出力部に対応し
て前記アプリケータをそれぞれ装備する等の構成を採用
し、これにより、前記目的を達成しようとするものであ
る。
、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アプリケータとを備えた
ハイパーサーミア用加温装置において、前記電磁波発生
手段とアプリケータとの間に電磁波分岐手段を装備する
とともに、この電磁波分岐手段の複数の出力部に対応し
て前記アプリケータをそれぞれ装備する等の構成を採用
し、これにより、前記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７図に基づい
て説明する。
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
ロック図である。この実施例においてハイパーサーミア
用加温装置は、電磁波発生部とし゛てのマイクロ波発生
部２と、主制御部を含む制御手段４と、アプリケータお
よび表面冷却部６とから構成されている。
ロック図である。この実施例においてハイパーサーミア
用加温装置は、電磁波発生部とし゛てのマイクロ波発生
部２と、主制御部を含む制御手段４と、アプリケータお
よび表面冷却部６とから構成されている。
前記マイクロ波発生部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例えば３方向に分岐する電
磁波分岐手段としての分岐回路１０と、この分岐回路１
０より分岐されたマイクロ波の出力をアプリケータ１６
側又はダミーロードＤＭ側に切換える電磁波切換機構と
しての同軸スイッチ１２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１
４とから構成されている。
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例えば３方向に分岐する電
磁波分岐手段としての分岐回路１０と、この分岐回路１
０より分岐されたマイクロ波の出力をアプリケータ１６
側又はダミーロードＤＭ側に切換える電磁波切換機構と
しての同軸スイッチ１２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１
４とから構成されている。
前記分岐回路１０は、マイクロ波発振器８からの電磁波
エネルギーを本実施例では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で分岐された各
電磁波エネルギーはアプリケータ２４を介して癌部に供
給される一方、各患者の治療状況に合わせて同軸スイッ
チ１２の切換えによりダミーロードＤＭ側に供給され、
生体への照射が中断されるようになっている。この同軸
スイッチ１２の切換えは主制御部３０からの情報により
逐次行なわれている。
エネルギーを本実施例では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で分岐された各
電磁波エネルギーはアプリケータ２４を介して癌部に供
給される一方、各患者の治療状況に合わせて同軸スイッ
チ１２の切換えによりダミーロードＤＭ側に供給され、
生体への照射が中断されるようになっている。この同軸
スイッチ１２の切換えは主制御部３０からの情報により
逐次行なわれている。
一方、前記アプリケータおよび表面冷却部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１６と
、このアプリケータの開口部側すなわち生体表面を冷却
するための冷却液を冷却する冷却装置１８と、該冷却装
置で冷却された冷却液を循環させるポンプ２０と、該冷
却液を各アプリケータ１６へ供給するための冷却液分岐
回路２２と、癌組織の温度を検出する温度センサ２４と
により構成されている。なお、第１図において、他の２
人の患者におけるアプリケータ１６、各種センサ等は省
略しである。
例ではマイクロ波を生体へ照射するアプリケータ１６と
、このアプリケータの開口部側すなわち生体表面を冷却
するための冷却液を冷却する冷却装置１８と、該冷却装
置で冷却された冷却液を循環させるポンプ２０と、該冷
却液を各アプリケータ１６へ供給するための冷却液分岐
回路２２と、癌組織の温度を検出する温度センサ２４と
により構成されている。なお、第１図において、他の２
人の患者におけるアプリケータ１６、各種センサ等は省
略しである。
前記アプリケータ１６は、第２図に示すように生体２６
に密着して、該生体２６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２６との接触面
には皮膚部分での誘電損失による過熱によって皮膚に熱
傷が起きないようにする必要性から、冷却部２８が設け
られ・ている。該冷却部２８には、本実施例で冷却液と
して使用している水を通すだめのパイプ２９が設けられ
ており、前記冷却装置１８で冷却された水を前記ポンプ
２０で強制的に循環させ、該冷却部２８内を通過させる
ことでアプリケータ１６の開口面すなわち生体表面を冷
却している。
に密着して、該生体２６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２６との接触面
には皮膚部分での誘電損失による過熱によって皮膚に熱
傷が起きないようにする必要性から、冷却部２８が設け
られ・ている。該冷却部２８には、本実施例で冷却液と
して使用している水を通すだめのパイプ２９が設けられ
ており、前記冷却装置１８で冷却された水を前記ポンプ
２０で強制的に循環させ、該冷却部２８内を通過させる
ことでアプリケータ１６の開口面すなわち生体表面を冷
却している。
前記生体内温度センサ２４は、癌組織の温度を検出する
ためのセンサであり、ここ“で得られる情報を基にして
、前記同軸スイッチ１２の切換え調整が主制御部３０で
行なわれるようになっている。
ためのセンサであり、ここ“で得られる情報を基にして
、前記同軸スイッチ１２の切換え調整が主制御部３０で
行なわれるようになっている。
一方、前記制御手段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３２と、プログラムメモリ。
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３２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３０とからなって
いる。
し、本システムの中枢となる主制御部３０とからなって
いる。
この主制御部３０には、本実施例では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
できるようになっている。
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
できるようになっている。
つまり、主制御部３０は、上記３名の患者の各センサ２
４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３２からの情報とに基づいて癌
組織の温度が所望の値に保たれるようＤ／Ａ変換器を介
しマルチプレクサにより順次切り換えながら、同軸スイ
・ノチ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３２
に送出するようになっている。
４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３２からの情報とに基づいて癌
組織の温度が所望の値に保たれるようＤ／Ａ変換器を介
しマルチプレクサにより順次切り換えながら、同軸スイ
・ノチ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３２
に送出するようになっている。
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。なお、癌組織に対しての加温
を４３℃とする。
な動作について説明する。なお、癌組織に対しての加温
を４３℃とする。
まず、冷却装置１８を始動させ（第３図３４）、十分に
水が冷却された後、ポンプを始動させる（同図３６）。
水が冷却された後、ポンプを始動させる（同図３６）。
そして、この後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３８）。これは各患者の
病状に合わせて治療時間を決める必要が有るからである
。
る加温時間を設定する（第３図３８）。これは各患者の
病状に合わせて治療時間を決める必要が有るからである
。
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４０）。
マイクロ波照射が行なわれる（同図４０）。
この詳細なフローチャートは第４図に示しである。
ところで、この第４図のシステムソフトウェアは、第５
図に示す主制御部内のシステムクロックに同期して、行
なわれるようになっている。
図に示す主制御部内のシステムクロックに同期して、行
なわれるようになっている。
即ち、この図においてシステムクロック（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同軸
スイッチ１２の切換えの決定がなされる。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ッ
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って患者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ック
２またはシステムクロック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っている。
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同軸
スイッチ１２の切換えの決定がなされる。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ッ
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って患者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ック
２またはシステムクロック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っている。
次に、前記第４図のフローチャートを具体的に説明する
。
。
上述したシステムクロック（例えば１）が入力されると
、まず、隔部の温度を計測するために同軸スイッチ１２
をダミーロードＤＭ側に切換えて生体へのマイクロ波の
照射を避ける（第４図４２゜４４）。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２４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３８参照）に達したか否
かを判断しく第４図４６）、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
ップに移る（同図４８．第３図５８）。即ち、主制御部
３０におけるマルチプレクサの切換えを行ない、主制御
部３０の入出力ボートを他の患者のセンサ２４．同軸ス
イッチ１２側に切換え（第３図５８）、他の患者に対す
る処理を行なう。
、まず、隔部の温度を計測するために同軸スイッチ１２
をダミーロードＤＭ側に切換えて生体へのマイクロ波の
照射を避ける（第４図４２゜４４）。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２４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３８参照）に達したか否
かを判断しく第４図４６）、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
ップに移る（同図４８．第３図５８）。即ち、主制御部
３０におけるマルチプレクサの切換えを行ない、主制御
部３０の入出力ボートを他の患者のセンサ２４．同軸ス
イッチ１２側に切換え（第３図５８）、他の患者に対す
る処理を行なう。
一方、加温時間が経過していない場合は、先に計測した
内部温度（癌組織の温度）がオペレータによって入力さ
れた内部温度設定値（４３℃）より高いか否かが判断さ
れる（同図５０）。
内部温度（癌組織の温度）がオペレータによって入力さ
れた内部温度設定値（４３℃）より高いか否かが判断さ
れる（同図５０）。
ここで内部温度がオペレータによって入力された内部温
度設定値（４３℃）よりも低いとき、主制御部３０は同
軸スイッチ１２をアプリケータ１６側に切換え（同図５
２）、次のシステムクロック（例えば↓）が来るまで加
温を続ける。即ち、癌組織の温度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る。
度設定値（４３℃）よりも低いとき、主制御部３０は同
軸スイッチ１２をアプリケータ１６側に切換え（同図５
２）、次のシステムクロック（例えば↓）が来るまで加
温を続ける。即ち、癌組織の温度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る。
この結果癌組織の温度が内部設定温度より高くなった場
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、同軸スイッチ１２をそのままダミー
ロードＤＭ側に切換えておき（同図５４）、次の患者の
治療を続けて行なう（第３図５８参照）。
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、同軸スイッチ１２をそのままダミー
ロードＤＭ側に切換えておき（同図５４）、次の患者の
治療を続けて行なう（第３図５８参照）。
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℃付近の温度になってからの時間
によりて左右される。したがって、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く
第４図５６）、上述したようにオペレータによって入力
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４６．４８）。
関関係は癌組織が４３℃付近の温度になってからの時間
によりて左右される。したがって、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く
第４図５６）、上述したようにオペレータによって入力
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４６．４８）。
第６図は本実施例を用いて加温を行なったときの患者−
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（図中Ａ）と、マイクロ波の出力状態（図中Ｂ
）とを示している。
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（図中Ａ）と、マイクロ波の出力状態（図中Ｂ
）とを示している。
゛ この第６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Δ
ｈ間隔が第５図に示したようにシステムクロックに同期
して行なわれる温度計測時である。温度計測時にはマイ
クロ波の出力は零となっている（第４図４２参照）。第
６図中Ｃ点はマイクロ波の照射の結果、内部温度が初め
て設定温度を越え、計測が始まっ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°Ｃ以下になるまで温度計測時にお
いて同軸スイッチ１２をダミーロードＤＭ側に切換えて
おくという判断をし続け（第４図５４：第６図ＣＤ間参
照）、内部温度が４３℃以下になった時点で再びマイク
ロ波の照射が行なわれる（図中ＤＥ間）。このＣＤ間に
おける時間■は、例えば第５図に示す時間Ｉに該当する
。このように本実施例においては、上記した制御方式を
採用している点から、癌組織を目的の温度にまで素早く
上昇させることができる一方、目的温度を越えるとマイ
クロ波の照射を中止せしめることから、癌組織の温度を
素早く下降させることができ目的部位の温度をほぼ４３
℃一定に保つことができる。
がマイクロ波照射時であり、温度分布が下降しているΔ
ｈ間隔が第５図に示したようにシステムクロックに同期
して行なわれる温度計測時である。温度計測時にはマイ
クロ波の出力は零となっている（第４図４２参照）。第
６図中Ｃ点はマイクロ波の照射の結果、内部温度が初め
て設定温度を越え、計測が始まっ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°Ｃ以下になるまで温度計測時にお
いて同軸スイッチ１２をダミーロードＤＭ側に切換えて
おくという判断をし続け（第４図５４：第６図ＣＤ間参
照）、内部温度が４３℃以下になった時点で再びマイク
ロ波の照射が行なわれる（図中ＤＥ間）。このＣＤ間に
おける時間■は、例えば第５図に示す時間Ｉに該当する
。このように本実施例においては、上記した制御方式を
採用している点から、癌組織を目的の温度にまで素早く
上昇させることができる一方、目的温度を越えるとマイ
クロ波の照射を中止せしめることから、癌組織の温度を
素早く下降させることができ目的部位の温度をほぼ４３
℃一定に保つことができる。
ところで、上述した実施例では、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
ロックを第７図（１）のように変更すればよい。一方、
このクロッ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
時間を決定することができる。したがって、第７図（２
）のようにクロックの周期を短縮すれば、当然温度計測
から温度計測までのマイクロ波の照射間隔が短（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（Δｈ）もほとんど無視できるため
、何ら問題も生じない。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
キュレータとダミ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、マイクロ波発振器８の制？
ＩＵはインバータによる制御であってもよいまた、上記
実施例においては、主制御部３０゜温度計測手段として
の温度センサ２４および同軸スイッチ１２等の各々を組
み込んだ場合を例示し、とくに主制御部３０にて同軸ス
イッチ１２を切換制御するという技術手段につき開示し
たが、一方、複数の患者に同時に加温治療をとり行うと
いう課題に対しては、例えば、前記マイクロ波発振器８
とアプリケータ１６との間に分岐回路１０を装備すると
ともに、この分岐回路１０の複数の出力端に前記アプリ
ケータ１６を各別に連結・装備する、という構成で充分
にその目的を達成し得る。
たが、患者数が増える場合（例えば５人）はシステムク
ロックを第７図（１）のように変更すればよい。一方、
このクロッ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
時間を決定することができる。したがって、第７図（２
）のようにクロックの周期を短縮すれば、当然温度計測
から温度計測までのマイクロ波の照射間隔が短（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（Δｈ）もほとんど無視できるため
、何ら問題も生じない。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
キュレータとダミ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、マイクロ波発振器８の制？
ＩＵはインバータによる制御であってもよいまた、上記
実施例においては、主制御部３０゜温度計測手段として
の温度センサ２４および同軸スイッチ１２等の各々を組
み込んだ場合を例示し、とくに主制御部３０にて同軸ス
イッチ１２を切換制御するという技術手段につき開示し
たが、一方、複数の患者に同時に加温治療をとり行うと
いう課題に対しては、例えば、前記マイクロ波発振器８
とアプリケータ１６との間に分岐回路１０を装備すると
ともに、この分岐回路１０の複数の出力端に前記アプリ
ケータ１６を各別に連結・装備する、という構成で充分
にその目的を達成し得る。
更に、この場合、例えば出力部を三つ有する分岐回路１
０を備えた装置を使用して患者二人を治療する場合等に
おいては、そのいづれかの出力部の一つを自由に選択休
止し得るように当該各出力部の各々に、前述した実施例
の場合と同様に同軸スイッチ１２を装備するとともに、
この同軸スイッチ１２の切換え動作により放出される電
磁波を効果的に吸収するダミーロードを各々装備せしめ
る、という構成を採り、この同軸スイッチ１２の切換え
は前記各アプリケータごとにオペレータが必要に応じて
とり行うとすることにより、特に上述した実施例の内の
主制御部３０や温度センサ２４等が不要となり、装置全
体が著しく簡略化され、且つ安価に入手し得るという利
点が生じる。
０を備えた装置を使用して患者二人を治療する場合等に
おいては、そのいづれかの出力部の一つを自由に選択休
止し得るように当該各出力部の各々に、前述した実施例
の場合と同様に同軸スイッチ１２を装備するとともに、
この同軸スイッチ１２の切換え動作により放出される電
磁波を効果的に吸収するダミーロードを各々装備せしめ
る、という構成を採り、この同軸スイッチ１２の切換え
は前記各アプリケータごとにオペレータが必要に応じて
とり行うとすることにより、特に上述した実施例の内の
主制御部３０や温度センサ２４等が不要となり、装置全
体が著しく簡略化され、且つ安価に入手し得るという利
点が生じる。
以上のように本発明によると、少なくとも１つの電磁波
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アプリケータ
とを備えたハイパーサーミア用加温装置において、前記
電磁波発生手段とアプリケータとの間に電磁波分岐手段
を装備するとともに、この電磁波分岐手段の複数の出力
部に対応して前記アプリケータをそれぞれ装備するとい
う構成を採用したので、例えば一台の電磁波発生手段に
より複数の患者を同時に治療することができ、各患者に
対しては一定の加温温度を同時に且つ各別に長時間維持
することの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。
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アプリケータ
とを備えたハイパーサーミア用加温装置において、前記
電磁波発生手段とアプリケータとの間に電磁波分岐手段
を装備するとともに、この電磁波分岐手段の複数の出力
部に対応して前記アプリケータをそれぞれ装備するとい
う構成を採用したので、例えば一台の電磁波発生手段に
より複数の患者を同時に治療することができ、各患者に
対しては一定の加温温度を同時に且つ各別に長時間維持
することの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図は本発明の一実施例を示すブロック図、第２図は
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ャート、第５
図は第１図の動作例を示すシステムタイムチャート、第
６図は第１図の動作を示す説明図、第７図は患者数を増
やした場合における説明図である。 ８−・・−電磁波発生手段としてのマイクロ波発振器、
１０・−一一−−−−電磁波分岐手段としての分岐回路
、１２・−・・−電磁波切換手段としての同軸スイッチ
、１６・−・・−アプリケータ、２４−・−・−・・温
度計測手段としての温度センサ、２８・・−・−・冷却
手段としての冷却部、３０・・・−主制御部。 特許出願人 菊 地 眞（ほか３名）第２図 第４図
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ャート、第５
図は第１図の動作例を示すシステムタイムチャート、第
６図は第１図の動作を示す説明図、第７図は患者数を増
やした場合における説明図である。 ８−・・−電磁波発生手段としてのマイクロ波発振器、
１０・−一一−−−−電磁波分岐手段としての分岐回路
、１２・−・・−電磁波切換手段としての同軸スイッチ
、１６・−・・−アプリケータ、２４−・−・−・・温
度計測手段としての温度センサ、２８・・−・−・冷却
手段としての冷却部、３０・・・−主制御部。 特許出願人 菊 地 眞（ほか３名）第２図 第４図
Claims (3)
- （１）、少なくとも一つの電磁波発生手段と、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アプリケータとを備えたハイパーサ
ーミア用加温装置において、前記電磁波発生手段とアプ
リケータとの間に電磁波分岐手段を装備するとともに、
この電磁波分岐手段の複数の出力部に対応して前記アプ
リケータをそれぞれ装備したことを特徴とするハイパー
サーミア用加温装置。 - （２）、少なくとも一つの電磁波発生手段と、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アプリケータとを備えたハイパーサ
ーミア用加温装置において、前記電磁波発生手段とアプ
リケータとの間に電磁波分岐手段を装備するとともに、
この電磁波分岐手段の複数の出力部に対応して前記アプ
リケータをそれぞれ装備し、 この各アプリケータと前記電磁波分岐手段の各出力部と
の間に、電磁波切換を設けるとともに、この切換機構の
作動によって切換え出力される電磁波を吸収するダミー
ロードを、当該各電磁波切換機構に装備したことを特徴
とするハイパーサーミア用加温装置。 - （３）、少なくとも一つの電磁波発生手段と、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アプリケータとを備えたハイパーサ
ーミア用加温装置において、前記電磁波発生手段とアプ
リケータとの間に電磁波分岐手段を装備するとともに、
この電磁波分岐手段の複数の出力部に対応して前記アプ
リケータをそれぞれ装備し、 この各アプリケータと前記電磁波分岐手段の各出力部と
の間に電磁波切換機構を設け、この電磁波切換機構の作
動によって切換え出力される電磁波を吸収するダミーロ
ードを、当該各電磁波切換機構に装備し、 前記各アプリケータに対応して、当該アプリケータによ
り加温される部分の生体の温度測定を行う温度計測手段
を設けるとともに、この温度計測手段からの出力信号に
よってこれに対応する前記各電磁波切換機構を切換え制
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。
Priority Applications (8)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP16246684A JPS6137260A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパ−サ−ミア用加温装置 |
| JP16246484A JPS6137258A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパ−サ−ミア用加温装置 |
| JP16246784A JPS6137261A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパ−サ−ミア用加温装置 |
| JP16246584A JPS6137259A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパ−サ−ミア用加温装置 |
| US06/757,850 US4744372A (en) | 1984-07-31 | 1985-07-22 | Heating apparatus and method for hyperthermia |
| US07/121,218 US4873995A (en) | 1984-07-31 | 1987-11-16 | Heating apparatus for hyperthermia |
| US07/337,839 US5025810A (en) | 1984-07-31 | 1989-04-14 | Heating apparatus for hyperthermia |
| US07/662,102 US5231997A (en) | 1984-07-31 | 1991-02-28 | Heating apparatus and method for hyperthermia |
Applications Claiming Priority (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP16246684A JPS6137260A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパ−サ−ミア用加温装置 |
| JP16246484A JPS6137258A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパ−サ−ミア用加温装置 |
| JP16246784A JPS6137261A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパ−サ−ミア用加温装置 |
| JP16246584A JPS6137259A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパ−サ−ミア用加温装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6137258A true JPS6137258A (ja) | 1986-02-22 |
| JPS6362221B2 JPS6362221B2 (ja) | 1988-12-01 |
Family
ID=27473800
Family Applications (4)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP16246584A Granted JPS6137259A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパ−サ−ミア用加温装置 |
| JP16246684A Granted JPS6137260A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパ−サ−ミア用加温装置 |
| JP16246484A Granted JPS6137258A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパ−サ−ミア用加温装置 |
| JP16246784A Granted JPS6137261A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパ−サ−ミア用加温装置 |
Family Applications Before (2)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP16246584A Granted JPS6137259A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパ−サ−ミア用加温装置 |
| JP16246684A Granted JPS6137260A (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 |
|---|---|---|---|
| JP16246784A Granted JPS6137261A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパ−サ−ミア用加温装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (4) | US4744372A (ja) |
| JP (4) | JPS6137259A (ja) |
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