JPS6137259A - 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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- JPS6137259A JPS6137259A JP16246584A JP16246584A JPS6137259A JP S6137259 A JPS6137259 A JP S6137259A JP 16246584 A JP16246584 A JP 16246584A JP 16246584 A JP16246584 A JP 16246584A JP S6137259 A JPS6137259 A JP S6137259A
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- applicator
- cooling
- temperature
- hyperthermia
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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)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- 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。
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Ｖｏ１．２２． ＆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。
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． ＆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。
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
各患者の病状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の重要な課題の一つ
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
各患者の病状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の重要な課題の一つ
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、例えば一
台の電磁波発生手段を用いて複数の患者を同時に効率よ
く治療することのでき、かつ加温部表面の温度上昇を抑
えて各患者の苦痛を緩和せしめ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
。
台の電磁波発生手段を用いて複数の患者を同時に効率よ
く治療することのでき、かつ加温部表面の温度上昇を抑
えて各患者の苦痛を緩和せしめ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、前記アプ
リケータに装備される生体表面用の冷却手段とを備えた
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、電磁波分岐手段を設ける
とともに、この電磁波分岐手段の複数の出力部ごとに前
記アプリケータと冷却手段とを設け、この各冷却手段に
は、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、この流量調整手段を必要に応じて切換
え制御する主制御部を設ける等の構成を採用し、これに
よって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、前記アプ
リケータに装備される生体表面用の冷却手段とを備えた
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、電磁波分岐手段を設ける
とともに、この電磁波分岐手段の複数の出力部ごとに前
記アプリケータと冷却手段とを設け、この各冷却手段に
は、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、この流量調整手段を必要に応じて切換
え制御する主制御部を設ける等の構成を採用し、これに
よって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１６
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１６
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
はタ５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１ｏ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１４
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
はタ５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１ｏ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１４
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がらの電磁波
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で分岐された電
磁波エネルギーはアプリケータ１６を介して隔部に供給
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３６がらの情報により
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で分岐された電
磁波エネルギーはアプリケータ１６を介して隔部に供給
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３６がらの情報により
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、冷却液の流量を調整するためのバルブ２４
と、該バルブ２４を制御するためのバルブコントローラ
ユニット２６と、冷却液の流量を検出する流量センサ２
８と、癌組織の温度を検出する温度センサ３０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、冷却液の流量を調整するためのバルブ２４
と、該バルブ２４を制御するためのバルブコントローラ
ユニット２６と、冷却液の流量を検出する流量センサ２
８と、癌組織の温度を検出する温度センサ３０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３２
に密着して、該生体３２に電波照射し、目的の癌組織を
加温するためのアンテナであり、該アプリケータ１６に
は生体表面を冷却し生体の皮膚部分での誘電損失による
過熱による熱傷の防止と、生体表面から癌組織への熱伝
導の調整とを図るべく冷却部３４が装備されている。
に密着して、該生体３２に電波照射し、目的の癌組織を
加温するためのアンテナであり、該アプリケータ１６に
は生体表面を冷却し生体の皮膚部分での誘電損失による
過熱による熱傷の防止と、生体表面から癌組織への熱伝
導の調整とを図るべく冷却部３４が装備されている。
この冷却部３４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３５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、バルブ２４によって流量を調整し、該冷却
部３４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。一方、バルブ２４の
開閉度はバルブコントローラユニット２６によって制御
されており、このバルブの開閉度によって水の流量を変
化させ、生体表面を冷却し、マイクロ波によって加温さ
れている癌組織の温度を生体表面側から調整している。
いる水を通すためのパイプ３５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、バルブ２４によって流量を調整し、該冷却
部３４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。一方、バルブ２４の
開閉度はバルブコントローラユニット２６によって制御
されており、このバルブの開閉度によって水の流量を変
化させ、生体表面を冷却し、マイクロ波によって加温さ
れている癌組織の温度を生体表面側から調整している。
水の流量は流量センサー２８によって検出され、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３６へ送出され、前記バルブ２４の開閉度を制御す
るための１つの基準値となる。
出された情報はＡ／Ｄ変換器（図示せず）を介して主制
御部３６へ送出され、前記バルブ２４の開閉度を制御す
るための１つの基準値となる。
前記生体内温度方ンサ３０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
、前記バルブ２４の開閉度の調整と同軸スイッチ１２の
切換え制御が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
、前記バルブ２４の開閉度の調整と同軸スイッチ１２の
切換え制御が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だめの人
出力部３８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だめの人
出力部３８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３６とからなって
いる。
し、本システムの中枢となる主制御部３６とからなって
いる。
この主制御部３６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３６は、上記３名の患者の各センサ２
８，３０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３８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変換器を介してマルチプレクサにより順
次切り換えながら、バルブ２４の開閉度と同軸スイッチ
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３８に送出
するようになっている。
８，３０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３８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変換器を介してマルチプレクサにより順
次切り換えながら、バルブ２４の開閉度と同軸スイッチ
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３８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ｍ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ｍ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２８から検出される情報によって、冷却水が最
小循環されるように各バルブ２４の制御を行なう（同図
５４．５６）。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５８）。
水が冷却された後、ポンプを始動させ（同図５２）、流
量センサ２８から検出される情報によって、冷却水が最
小循環されるように各バルブ２４の制御を行なう（同図
５４．５６）。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５８）。
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。
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６０）。
マイクロ波照射が行なわれる（同図６０）。
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、バルブ２４の開閉度と次のマ
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、バルブ２４の開閉度と次のマ
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１０Ｍ側に切換え、生体へのマイクロ波の
照射を避ける（第４図６２゜６４）。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３０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５８参照）に達したか
否かを判断しく第４図６６）、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６８．第３図８２）。一方、加温時
間が到達していない場合は、先に計測した生体内部温度
がオペレータによって入力された生体内部温度の設定値
（４３℃）より高いか否かが判断される（同図７０）。
、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１０Ｍ側に切換え、生体へのマイクロ波の
照射を避ける（第４図６２゜６４）。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３０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５８参照）に達したか
否かを判断しく第４図６６）、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６８．第３図８２）。一方、加温時
間が到達していない場合は、先に計測した生体内部温度
がオペレータによって入力された生体内部温度の設定値
（４３℃）より高いか否かが判断される（同図７０）。
ここで内部温度が設定値より低い場合は、バルブを１ス
テツプ閉鎖（同図７２）することによって生体表面温度
を上げ（但し、生体表面の熱傷を避けるため、水の流れ
が最小循環を下まわらないようにする）、マイクロ波の
照射によって加温されている癌組織の温度が迅速に設定
位置に達するよう生体表面側から調整し、同軸スイッチ
１２をアプリケータ１６側に切換えて（同図７４）、主
制御部におけるマルチプレクサの切換えを行ない、主制
御部の入出力ポートを他の患者のセンサ３０・各コント
ロールユニット１２．２６に切換え（Ｊ、３図８２）、
他の患者に対する処理を続けて行なう。
テツプ閉鎖（同図７２）することによって生体表面温度
を上げ（但し、生体表面の熱傷を避けるため、水の流れ
が最小循環を下まわらないようにする）、マイクロ波の
照射によって加温されている癌組織の温度が迅速に設定
位置に達するよう生体表面側から調整し、同軸スイッチ
１２をアプリケータ１６側に切換えて（同図７４）、主
制御部におけるマルチプレクサの切換えを行ない、主制
御部の入出力ポートを他の患者のセンサ３０・各コント
ロールユニット１２．２６に切換え（Ｊ、３図８２）、
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ック（例えば１）が
入力されたときに、ステップ６２，６４゜６６を介して
再び生体内部温度の判断が行なわれる（第４図７０）。
入力されたときに、ステップ６２，６４゜６６を介して
再び生体内部温度の判断が行なわれる（第４図７０）。
この一定時間の経過により、癌Ｍｉ織温度が設定値より
上がったならば、今度はバルブを１ステツプ開放するこ
とによって生体表面温度を下げ（同図７６）、癌組織の
温度が迅速に設定温度に達するよう生体表面側より調整
し、同軸スイッチ１２はそのままの状Ｂ（同図７８）に
して、他の患者に対する処理を続けて行なう。
上がったならば、今度はバルブを１ステツプ開放するこ
とによって生体表面温度を下げ（同図７６）、癌組織の
温度が迅速に設定温度に達するよう生体表面側より調整
し、同軸スイッチ１２はそのままの状Ｂ（同図７８）に
して、他の患者に対する処理を続けて行なう。
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
によって左右される。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
同図８０）、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６６．６．８）。
関関係は癌組織が４３℃付近の温度になってからの時間
によって左右される。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
同図８０）、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６６．６．８）。
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Δｈ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６２参照）。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℃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１０Ｍ側に切換えておくという
判断をし続け（第４図７８＝第６図ＣＤ間参照）、内部
温度が４３°Ｃ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■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（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
照射を中止しかつ生体表面を冷却することから、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°Ｃ一定に保つことができる。
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６２参照）。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℃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１０Ｍ側に切換えておくという
判断をし続け（第４図７８＝第６図ＣＤ間参照）、内部
温度が４３°Ｃ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■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（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
照射を中止しかつ生体表面を冷却することから、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°Ｃ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［Ｄ（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（Δｈ）もほとんど無視できるた
め、問題も全くない。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１４の代わりに、サーキュ
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。
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［Ｄ（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（Δｈ）もほとんど無視できるた
め、問題も全くない。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１４の代わりに、サーキュ
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。
次に第２実施例について第８図および第９図に基づいて
説明する。
説明する。
第２実施例は、癌組織の温度に加えて生体表面温度をよ
り正確に制御できるよう意図したものである。
り正確に制御できるよう意図したものである。
第８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ック図であり、図に示すように
生体内部温度センサ３０のほかにアプリケータ１４の冷
却部３４の水の排出側に温度センサ４０を設け、これに
よって生体表面温度も計測し、ここからの情報をＡ／Ｄ
変換器（図示せず）を介して主制御部３６に入力させ、
第９図に示すシステムフローチャートに基づいて制御を
行なうようになっている。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で
ある。
用加温装置の電気的ブロック図であり、図に示すように
生体内部温度センサ３０のほかにアプリケータ１４の冷
却部３４の水の排出側に温度センサ４０を設け、これに
よって生体表面温度も計測し、ここからの情報をＡ／Ｄ
変換器（図示せず）を介して主制御部３６に入力させ、
第９図に示すシステムフローチャートに基づいて制御を
行なうようになっている。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で
ある。
即ち、第２実施例では第１実施例と同様に初期値を設定
した後（第３図５０．５２，５４，５６゜５８参照）、
システムクロックに同期して第９図に示すシステムソフ
トの処理を行なう。
した後（第３図５０．５２，５４，５６゜５８参照）、
システムクロックに同期して第９図に示すシステムソフ
トの処理を行なう。
次に、このシステムソフトについて説明する。
まず、第１実施例と同様に同軸スイッチをダミーロード
ＤＭ側に切換え（第９図１００）、温度センサ３０によ
って癌組織の温度を温度センサ４０によって生体表面温
度を計測しく同図１０２）、加温時間を調べた後（同図
１０４，１０６）、生体内部温度（隔部の温度）の判断
に入り（同図１０８）、内部温度が設定値より低いと判
断されたときは、前記温度センサ４０によって計測され
た生体表面温度の判断を行う（同図１１０）。ここで生
体表面温度が設定値より低い場合はバルブ２２を１ステ
ツプ閉鎖して同軸スイッチをアプリケータ側に切換え（
同図１１２． １１４） 、逆に設定値より高い場合は
バルブ２２を１ステツプ開放して同軸スイッチ１２はそ
のままダミーロードＤＭ側に切換えておく （同図１１
６，１１８）。
ＤＭ側に切換え（第９図１００）、温度センサ３０によ
って癌組織の温度を温度センサ４０によって生体表面温
度を計測しく同図１０２）、加温時間を調べた後（同図
１０４，１０６）、生体内部温度（隔部の温度）の判断
に入り（同図１０８）、内部温度が設定値より低いと判
断されたときは、前記温度センサ４０によって計測され
た生体表面温度の判断を行う（同図１１０）。ここで生
体表面温度が設定値より低い場合はバルブ２２を１ステ
ツプ閉鎖して同軸スイッチをアプリケータ側に切換え（
同図１１２． １１４） 、逆に設定値より高い場合は
バルブ２２を１ステツプ開放して同軸スイッチ１２はそ
のままダミーロードＤＭ側に切換えておく （同図１１
６，１１８）。
第２実施例ではこのような制御方式を採用することによ
って、隔部の温度と生体表面温度を一定に保っている。
って、隔部の温度と生体表面温度を一定に保っている。
次に第３実施例について第１０図ないし第１１図に基づ
いて説明する。
いて説明する。
第３実施例は、隔部が特に生体表面近く又は生体表面に
存在する場合（例えば皮膚癌など）の治療に好適な装置
を示したものである。
存在する場合（例えば皮膚癌など）の治療に好適な装置
を示したものである。
第１０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ック図であり、図に示すように
アプリケータ１６の冷却部３４の水の排出側に温度セン
サ４０を設け、これによって生体表面温度を計測し、こ
こからの情報をＡ／Ｄ変換器（図示せず）を介して主制
御部３６に入力させ、第１１図に示すシステムフローチ
ャートに基づいて制御を行なうようになっている。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である。
用加温装置の電気的ブロック図であり、図に示すように
アプリケータ１６の冷却部３４の水の排出側に温度セン
サ４０を設け、これによって生体表面温度を計測し、こ
こからの情報をＡ／Ｄ変換器（図示せず）を介して主制
御部３６に入力させ、第１１図に示すシステムフローチ
ャートに基づいて制御を行なうようになっている。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である。
即ち、本システムでは隔部が生体表面近く又は生体表面
に存在することから無侵襲（生体内部に温度センサ３０
を挿入する必要がないこと）で、治療ができるようにな
っている。これは、隔部が生体表面近く又は生体表面に
存在する場合は、隔部の温度と生体表面温度がほぼ等し
いと考えてよいからである。したがって上述したように
生体内に挿入した温度センサ３０の代わりに、生体表面
温度センサ４０からの情報に基づいてバルブ２４と同軸
スイ・７チ１２の制御を行なうようになっている。
に存在することから無侵襲（生体内部に温度センサ３０
を挿入する必要がないこと）で、治療ができるようにな
っている。これは、隔部が生体表面近く又は生体表面に
存在する場合は、隔部の温度と生体表面温度がほぼ等し
いと考えてよいからである。したがって上述したように
生体内に挿入した温度センサ３０の代わりに、生体表面
温度センサ４０からの情報に基づいてバルブ２４と同軸
スイ・７チ１２の制御を行なうようになっている。
またこのような場合は、温度センサ４０がマイクロ波の
影響を受けないことから、温度計測時に同軸スイッチ１
２をダミーローＦＤＭ側に切換える必要はない。したが
って、第１１図に示すように同軸スイッチ１２を切換え
ずに、生体表面温度計測にはいり（同図２００）、そし
て加温時間が到来したか否かを判断した後（同図２０２
）、生体表面温度が設定値より高いか否かを判断しく同
図２０４）、表面温度が設定値より低い場合はバルブを
１ステツプ閉鎖して同軸スイッチ１２をアプリケータ側
に切換えて（同図２０６．２０８）、逆に高い場合はバ
ルブを１ステツプ開放して同軸スイッチ１２をダミーロ
ードＤＭ側に切換える（同図２１０，２１２）。第３実
施例では、このような制御方式を採用することによって
、隔部が生体表面近く又は生体表面に存在する場合の治
療を施している。
影響を受けないことから、温度計測時に同軸スイッチ１
２をダミーローＦＤＭ側に切換える必要はない。したが
って、第１１図に示すように同軸スイッチ１２を切換え
ずに、生体表面温度計測にはいり（同図２００）、そし
て加温時間が到来したか否かを判断した後（同図２０２
）、生体表面温度が設定値より高いか否かを判断しく同
図２０４）、表面温度が設定値より低い場合はバルブを
１ステツプ閉鎖して同軸スイッチ１２をアプリケータ側
に切換えて（同図２０６．２０８）、逆に高い場合はバ
ルブを１ステツプ開放して同軸スイッチ１２をダミーロ
ードＤＭ側に切換える（同図２１０，２１２）。第３実
施例では、このような制御方式を採用することによって
、隔部が生体表面近く又は生体表面に存在する場合の治
療を施している。
また、ここで、上記各実施例においては、温度センサ３
０の出力信号により主制御部３６が作動する場合を例示
したが、例えば、予め患者ごとに作成した加温療法のプ
ログラムに従ってシーケンス制御する場合等においては
、特に温度センサ３０は不要となり、又前記分岐回路１
０の各電磁波出力部と患者数とを常に同一にして加温療
法を行う場合等においては、同軸スイッチ１２を不要と
しても、充分にその目的を達成し得る。
０の出力信号により主制御部３６が作動する場合を例示
したが、例えば、予め患者ごとに作成した加温療法のプ
ログラムに従ってシーケンス制御する場合等においては
、特に温度センサ３０は不要となり、又前記分岐回路１
０の各電磁波出力部と患者数とを常に同一にして加温療
法を行う場合等においては、同軸スイッチ１２を不要と
しても、充分にその目的を達成し得る。
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、前記アプリケータに装備さ
れる生体表面用の冷却手段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、電磁波分岐手段を設けるとともに、この電
磁波分岐手段の複数の出力部ごとに、前記アプリケータ
と冷却手段とを設け、この各冷却手段には、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
、この流量調整手段を必要に応じて切換え制御する主制
御部を設ける等の構成を採用したので、複数の患者を同
時に治療することができ、電磁波照射面を常時冷却する
ようにしであることから、各患者に対しては特に苦痛を
少なくして深部加温を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。
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、前記アプリケータに装備さ
れる生体表面用の冷却手段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、電磁波分岐手段を設けるとともに、この電
磁波分岐手段の複数の出力部ごとに、前記アプリケータ
と冷却手段とを設け、この各冷却手段には、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
、この流量調整手段を必要に応じて切換え制御する主制
御部を設ける等の構成を採用したので、複数の患者を同
時に治療することができ、電磁波照射面を常時冷却する
ようにしであることから、各患者に対しては特に苦痛を
少なくして深部加温を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
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図の動作説明図、第７図は患者数
を増やした場合における説明図、第８図は他の実施例を
示すブロック図、第９図は第８図の動作を示すシステム
フローチャート、第１０図はその他の実施例を示すブロ
ック図、第１１図は第１０図の動作を示すシステムフロ
ーチャートである。 ８−−−一電磁波発生手段としてのマイクロ波発振器、
１０−・−・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−・−流量調整手段として
のバルブ、３０ 、 ４０−−−−一温度計測手段とし
ての温度センサ、３４−−−−・−冷却手段としての冷
却部、３６−−−−−−生制御部。 第２図 ン／−一 第４図 ↓
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図の動作説明図、第７図は患者数
を増やした場合における説明図、第８図は他の実施例を
示すブロック図、第９図は第８図の動作を示すシステム
フローチャート、第１０図はその他の実施例を示すブロ
ック図、第１１図は第１０図の動作を示すシステムフロ
ーチャートである。 ８−−−一電磁波発生手段としてのマイクロ波発振器、
１０−・−・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−・−流量調整手段として
のバルブ、３０ 、 ４０−−−−一温度計測手段とし
ての温度センサ、３４−−−−・−冷却手段としての冷
却部、３６−−−−−−生制御部。 第２図 ン／−一 第４図 ↓
Claims (6)
- （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、前記アプリケータ
に装備される生体表面用の冷却手段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
岐手段を設けるとともに、この電磁波分岐手段の複数の
出力部ごとに、前記アプリケータと冷却手段とを設け、 前記各冷却手段には、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、この流量調整手段を
必要に応じて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。 - （２）、少なくとも一つの電磁波発生手段と、この電磁
波発生手段と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、前記アプリケー
タに装備される生体表面用の冷却手段とを備えたハイパ
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
岐手段を設けるとともに、この電磁波分岐手段の複数の
出力部に電磁波切換手段を装備し、この各電磁波切換手
段ごとに、前記アプリケータと冷却手段とを設けるとと
もに、当該各冷却手段には、冷却液の流量を個別的に調
整する流量調整手段を装備し、 この流量調整手段と前記電磁波切換手段とを必要に応じ
て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。 - （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、前記アプリケータ
に装備される生体表面用の冷却手段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
岐手段を設けるとともに、この電磁波分岐手段の複数の
出力部に電磁波切換手段を装備し、この各電磁波切換手
段ごとに、前記アプリケータと冷却手段とを設けるとと
もに、当該各冷却手段には、冷却液の流量を個別的に調
整する流量調整手段を装備し、 前記アプリケータにて加温治療される部分の生体の温度
測定を行なう温度計測手段を各アプリケータごとに装備
するとともに、この温度計測手段の出力信号により、前
記流量調整手段と前記電磁波切換手段とを切換え制御す
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。 - （４）、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３項記載の
ハイパーサーミア用加温装置。 - （５）、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３項記載のハイパーサーミア用加温装置。 - （６）、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第
１の温度計測部と、前記各冷却手段の冷却液流出部に装
備された第２の温度計測部とにより構成したことを特徴
とする特許請求の範囲第３項記載のハイパーサーミア用
加温装置。
Priority Applications (8)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| 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 |
| 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 |
| 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 |
|---|---|---|---|
| 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 |
| 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 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6137259A true JPS6137259A (ja) | 1986-02-22 |
| JPS6362222B2 JPS6362222B2 (ja) | 1988-12-01 |
Family
ID=27473800
Family Applications (4)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| 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 |
| JP16246584A Granted JPS6137259A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパ−サ−ミア用加温装置 |
Family Applications Before (3)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| 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 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (4) | US4744372A (ja) |
| JP (4) | JPS6137260A (ja) |
Families Citing this family (74)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5130920A (en) * | 1989-09-15 | 1992-07-14 | Eastman Kodak Company | Adaptive process control system, especially for control of temperature of flowing fluids |
| US5224492A (en) * | 1990-06-13 | 1993-07-06 | Omron Corporation | Thermotherapy apparatus |
| US5413588A (en) * | 1992-03-06 | 1995-05-09 | Urologix, Inc. | Device and method for asymmetrical thermal therapy with helical dipole microwave antenna |
| US5370670A (en) * | 1993-12-13 | 1994-12-06 | Thomas Jefferson University | Detrusor myoplasty and neuromuscular electrical stimulation of the urinary bladder |
| RU2057556C1 (ru) * | 1994-01-26 | 1996-04-10 | Товарищество с ограниченной ответственностью "Центавр ZN" | Способ гипертермического лечения злокачественных новообразований и устройство для его осуществления |
| US5584830A (en) * | 1994-03-30 | 1996-12-17 | Medtronic Cardiorhythm | Method and system for radiofrequency ablation of cardiac tissue |
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| US6350276B1 (en) | 1996-01-05 | 2002-02-26 | Thermage, Inc. | Tissue remodeling apparatus containing cooling fluid |
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| US7115123B2 (en) | 1996-01-05 | 2006-10-03 | Thermage, Inc. | Handpiece with electrode and non-volatile memory |
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| US7137980B2 (en) | 1998-10-23 | 2006-11-21 | Sherwood Services Ag | Method and system for controlling output of RF medical generator |
| US6122551A (en) * | 1998-12-11 | 2000-09-19 | Urologix, Inc. | Method of controlling thermal therapy |
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