JPS6137260A - 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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- JPS6137260A JPS6137260A JP16246684A JP16246684A JPS6137260A JP S6137260 A JPS6137260 A JP S6137260A JP 16246684 A JP16246684 A JP 16246684A JP 16246684 A JP16246684 A JP 16246684A JP S6137260 A JPS6137260 A JP S6137260A
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- electromagnetic wave
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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（７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Ｖｏ１．２２．１ｌｈＩ 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。
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（７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Ｖｏ１．２２．１ｌｈＩ 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。
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がら、従来
技術では深部加温ニ清さないとされ、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がら、従来
技術では深部加温ニ清さないとされ、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−蜂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。
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。
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効率よ（同時
に治療するとともに装置全体の小型化を図ったハイパー
サーミア用加温装置を提供することを、その目的とする
。
台の電磁波発生手段を用いて複数の患者を効率よ（同時
に治療するとともに装置全体の小型化を図ったハイパー
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、
この各電磁波分岐手段の複数の各出力部に対応して、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、この各冷却手段に送られる冷却液の液温
を所定温度に冷却する液冷却装置を各別に連結装備し、
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、各アプリケータに対応し
て各別に装備するとともに、この温度計測手段からの出
力信号により、前記電磁波切換手段と液冷却装置とを切
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、
この各電磁波分岐手段の複数の各出力部に対応して、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、この各冷却手段に送られる冷却液の液温
を所定温度に冷却する液冷却装置を各別に連結装備し、
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、各アプリケータに対応し
て各別に装備するとともに、この温度計測手段からの出
力信号により、前記電磁波切換手段と液冷却装置とを切
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ノ＼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ノ＼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か献の電磁波
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を介して点部に供給
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で分岐された電
磁波エネルギーはアプリケータ１６を介して点部に供給
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袋Ｎ１８と、該冷却装
置１８を制御して冷却液の冷却調整を行う冷却制御回路
３０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、癌組織の温度を検出する温度センサ２２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袋Ｎ１８と、該冷却装
置１８を制御して冷却液の冷却調整を行う冷却制御回路
３０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、癌組織の温度を検出する温度センサ２２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２４
に密着して、該生体２４に電磁波を照射し、目的の癌組
織を加温するためのアンテナであり、該アプリケータ１
６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２６が装備されている
。
に密着して、該生体２４に電磁波を照射し、目的の癌組
織を加温するためのアンテナであり、該アプリケータ１
６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２６が装備されている
。
この冷却部２６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２８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２６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、前記水の温度は、冷却制御回路３０によって制
御されており、水温の変化によって生体表面を冷却し、
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２８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２６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、前記水の温度は、冷却制御回路３０によって制
御されており、水温の変化によって生体表面を冷却し、
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。
前記住体内温度センサ２２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、
前記冷却装置１８の出力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、
前記冷却装置１８の出力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ための入
出力部３４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３４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３２とからなって
いる。
し、本システムの中枢となる主制御部３２とからなって
いる。
この主制御部３２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（図示せず）、Ｄ／Ａ変換器（図示せず）で処理で
きるようになっている。
（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（図示せず）、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３２は、本実施例では上記３名の患者
のセンサ２２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３４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、冷却装置１８の出力と同軸スイ
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３４に
送出するようになっている。
のセンサ２２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３４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、冷却装置１８の出力と同軸スイ
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３４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。ここで、癌組織に対しての加
温温度を４３℃とする。
な動作について説明する。ここで、癌組織に対しての加
温温度を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、ポンプを始動させる（同図５２）。
水が冷却された後、ポンプを始動させる（同図５２）。
そして１．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５４）。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あるからで
ある。
する加温時間を設定する（第３図５４）。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５６）。
マイクロ波照射が行なわれる（同図５６）。
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、システムクロック（例えばｌ）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、冷却装置１８の出力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。
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、冷却装置１８の出力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、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Ｆ’ Ｄ Ｍ側に切換え、生体へのマイク
ロ波の照射を避ける（第４図５８゜６０）。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２２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５４参照）に達
したか否かを判断しく第４図６２）、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６４．第３図７８）。一方、
加温時間が達していない場合は、先に計測した生体内部
温度（隔部の温度）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６６）。ここで内部温度が設定値より低い場
合は、冷却装置１８の出力（冷却効果）を１ステツプダ
ウン（同図６８）することによって生体表面温度を上げ
（この場合冷却装置１８の出力がオフとなってもよい。
、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Ｆ’ Ｄ Ｍ側に切換え、生体へのマイク
ロ波の照射を避ける（第４図５８゜６０）。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２２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５４参照）に達
したか否かを判断しく第４図６２）、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６４．第３図７８）。一方、
加温時間が達していない場合は、先に計測した生体内部
温度（隔部の温度）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６６）。ここで内部温度が設定値より低い場
合は、冷却装置１８の出力（冷却効果）を１ステツプダ
ウン（同図６８）することによって生体表面温度を上げ
（この場合冷却装置１８の出力がオフとなってもよい。
ポンプ２０によって水が循環されてりることから生体の
表層に熱傷が生ずることがないからである）、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
ッチをアプリケータ側に切換えて（同図７０）、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２２・各コントロー
ルユニソ）１２．３０に切換え（第３図７８）、他の患
者に対する処理を続けて行なう。
表層に熱傷が生ずることがないからである）、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
ッチをアプリケータ側に切換えて（同図７０）、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２２・各コントロー
ルユニソ）１２．３０に切換え（第３図７８）、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５８，６０゜６２を介して
再び生体内部温度の判断が行なわれる（第４図６６）。
入力されたときに、ステップ５８，６０゜６２を介して
再び生体内部温度の判断が行なわれる（第４図６６）。
この一定時間の経過により、癌組織の温度が設定値より
上がったならば、今度は冷却装置１８の出力（冷却効果
）を１ステツプ上げることによって生体表面温度を下げ
（同図７２）、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
まの状態（同図７４）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、今度は冷却装置１８の出力（冷却効果
）を１ステツプ上げることによって生体表面温度を下げ
（同図７２）、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
まの状態（同図７４）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７６）、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６２．６４）。
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７６）、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６２．６４）。
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圀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圀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５８参照）。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をダミーロードＤＭ側に切換えておくという
判断をし続け（第４図７４：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ＤＢ間）。このＣＤ間における時間
Ｉは、例えば第５図に示す時間１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℃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５８参照）。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をダミーロードＤＭ側に切換えておくという
判断をし続け（第４図７４：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ＤＢ間）。このＣＤ間における時間
Ｉは、例えば第５図に示す時間１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℃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７１ｋ （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７１ｋ （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閏に基づいて
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２２のほかにアプリケータ１６の冷
却部２６の水の排出側に温度センサ３６を設け、これに
よって生体表面も計測し、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２２のほかにアプリケータ１６の冷
却部２６の水の排出側に温度センサ３６を設け、これに
よって生体表面も計測し、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。
ま青、第１実施例と同様に同軸スイッチ１２をダミーロ
ー１０Ｍ側に切換え（第９図１００）、温度センサ２２
によって癌組織の温度を温度センサ３６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３６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冷却装置１８の出力（冷却効果
）を１ステンブダウンして同軸スイッチ１２をアプリケ
ータ側に切換え（同図１１２゜１１４） 、逆に設定値
より高い場合は冷却装置１８の出力（冷却効果）を１ス
テンプアソプして同軸スイッチ１２はそのままダミーロ
ー１０Ｍ側に切換えておく （同図１１６．１１８）。
ー１０Ｍ側に切換え（第９図１００）、温度センサ２２
によって癌組織の温度を温度センサ３６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３６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冷却装置１８の出力（冷却効果
）を１ステンブダウンして同軸スイッチ１２をアプリケ
ータ側に切換え（同図１１２゜１１４） 、逆に設定値
より高い場合は冷却装置１８の出力（冷却効果）を１ス
テンプアソプして同軸スイッチ１２はそのままダミーロ
ー１０Ｍ側に切換えておく （同図１１６．１１８）。
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（例えば皮屓癌なと）の治療に好適な装置
を示したものである。
存在する場合（例えば皮屓癌なと）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２６の水の排出側に温度セン
サ３６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変換器を介して主制御部３２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２６の水の排出側に温度セン
サ３６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変換器を介して主制御部３２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に存在するこ
とから無侵Ｍ（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２２の代わりに、生体表面温度センサ３６からの情報
に基づいて冷却装置１８と同軸スイフチ１２の制御を行
なうようになっている。
とから無侵Ｍ（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２２の代わりに、生体表面温度センサ３６からの情報
に基づいて冷却装置１８と同軸スイフチ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３６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１０Ｍ側に切換える必要はない。したが
って、第１実施例と同様に初期値を設定した後（第３図
参照）は、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２
０２）、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冷却
装置の出力（冷却効果）を１ステツプダウンして同軸ス
イッチ１２をアプリケータ（ｐＪに切換え（同図２０６
．２０８）、逆に高い場合は冷却装置の出力（冷却効果
）を１ステツプアンプして同軸スイッチ１２をダミーロ
ー１０Ｍ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１０Ｍ側に切換える必要はない。したが
って、第１実施例と同様に初期値を設定した後（第３図
参照）は、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２
０２）、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冷却
装置の出力（冷却効果）を１ステツプダウンして同軸ス
イッチ１２をアプリケータ（ｐＪに切換え（同図２０６
．２０８）、逆に高い場合は冷却装置の出力（冷却効果
）を１ステツプアンプして同軸スイッチ１２をダミーロ
ー１０Ｍ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に存在する場合の治療を施してい
る。
ここで、上記実施例においては電磁波切換手段としての
同軸スイッチ１２を使用した場合を例示したが、分岐回
路１０の各出力段の数と患者数とを常に同一にして加温
治療を行う場合等においては、前記同軸スイッチ１２を
不要としても充分にその目的を達成することができる。
同軸スイッチ１２を使用した場合を例示したが、分岐回
路１０の各出力段の数と患者数とを常に同一にして加温
治療を行う場合等においては、前記同軸スイッチ１２を
不要としても充分にその目的を達成することができる。
Ｃ発明の効果〕
以上のように、本発明によると、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、この各電磁波分岐手段の複数の各出力部
に対応して、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、この各冷却手段に送られ
る冷却液の液温を所定温度に冷却する液冷却装置を各別
に連結装備し、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、各アプリ
ケータに対応して各別に装備するとともに、この温度計
測手段からの出力信号により、前記電磁波切換手段と液
冷却装置とを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、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治療することができ、冷却手段に流
通される冷却液を必要に応じて直接的に冷却するという
構成としたことから生体表面を効率よく冷却しながら深
部加温を継続させることができ、従って患者の苦痛を大
幅に且つ速応的に減少させることができ、前記冷却液が
少なくてすむことから装置全体の小型化が可能となると
いう従来にない優れたハイパサーミア用加温装置を提供
することができる。
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、この各電磁波分岐手段の複数の各出力部
に対応して、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、この各冷却手段に送られ
る冷却液の液温を所定温度に冷却する液冷却装置を各別
に連結装備し、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、各アプリ
ケータに対応して各別に装備するとともに、この温度計
測手段からの出力信号により、前記電磁波切換手段と液
冷却装置とを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、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治療することができ、冷却手段に流
通される冷却液を必要に応じて直接的に冷却するという
構成としたことから生体表面を効率よく冷却しながら深
部加温を継続させることができ、従って患者の苦痛を大
幅に且つ速応的に減少させることができ、前記冷却液が
少なくてすむことから装置全体の小型化が可能となると
いう従来にない優れたハイパ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−−−−−−一電磁波分岐手段としての分岐回路
、１２−・−電磁波切換え手段としての同軸スイッチ、
１６−−−−−−−アプリケータ、１８−−−一冷却液
を冷却する液冷却装置としての冷却装置、２２ 、 ３
６−−−−−一温度計測手段としての温度センサ、２６
−−・−冷却手段としての冷却部、３２−−−−−一一
主制御部。 特許出願人 菊 地 眞（ほか３名）第２図 第３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−−−−−−一電磁波分岐手段としての分岐回路
、１２−・−電磁波切換え手段としての同軸スイッチ、
１６−−−−−−−アプリケータ、１８−−−一冷却液
を冷却する液冷却装置としての冷却装置、２２ 、 ３
６−−−−−一温度計測手段としての温度センサ、２６
−−・−冷却手段としての冷却部、３２−−−−−一一
主制御部。 特許出願人 菊 地 眞（ほか３名）第２図 第３図 第４図
Claims (5)
- （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、 この各電磁波分岐手段の複数の各出力部に対応して、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、この各冷却手段に送られる冷却液の液温
を所定温度に冷却する液冷却装置を各別に連結装備し、 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、各アプリケータに対応し
て各別に装備するとともに、この温度計測手段からの出
力信号により、前記電磁波切換手段と液冷却装置とを切
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。 - （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。 - （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１項記載のハイパーサーミア用
加温装置。 - （５）、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、当該各冷却手段に送られる
冷却液の液温を所定温度に冷却する液冷却装置を各別に
連結装備し、 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、各アプリケータに対応し
て各別に装備するとともに、この温度計測手段からの出
力信号により、前記電磁波切換手段と液冷却装置とを切
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。
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 |
|---|---|
| JPS6137260A true JPS6137260A (ja) | 1986-02-22 |
| JPS6362223B2 JPS6362223B2 (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 (1)
| 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 |
Family Applications After (2)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| 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) | JPS6137259A (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 |
| US7141049B2 (en) | 1999-03-09 | 2006-11-28 | Thermage, Inc. | Handpiece for treatment of tissue |
| US7115123B2 (en) | 1996-01-05 | 2006-10-03 | Thermage, Inc. | Handpiece with electrode and non-volatile memory |
| US7267675B2 (en) | 1996-01-05 | 2007-09-11 | Thermage, Inc. | RF device with thermo-electric cooler |
| US7022121B2 (en) | 1999-03-09 | 2006-04-04 | Thermage, Inc. | Handpiece for treatment of tissue |
| US7229436B2 (en) | 1996-01-05 | 2007-06-12 | Thermage, Inc. | Method and kit for treatment of tissue |
| US7189230B2 (en) * | 1996-01-05 | 2007-03-13 | Thermage, Inc. | Method for treating skin and underlying tissue |
| US7006874B2 (en) | 1996-01-05 | 2006-02-28 | Thermage, Inc. | Treatment apparatus with electromagnetic energy delivery device and non-volatile memory |
| US6350276B1 (en) * | 1996-01-05 | 2002-02-26 | Thermage, Inc. | Tissue remodeling apparatus containing cooling fluid |
| US6104959A (en) | 1997-07-31 | 2000-08-15 | Microwave Medical Corp. | Method and apparatus for treating subcutaneous histological features |
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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 |
| US7364577B2 (en) | 2002-02-11 | 2008-04-29 | Sherwood Services Ag | Vessel sealing system |
| US6122551A (en) * | 1998-12-11 | 2000-09-19 | Urologix, Inc. | Method of controlling thermal therapy |
| US6019783A (en) * | 1999-03-02 | 2000-02-01 | Alsius Corporation | Cooling system for therapeutic catheter |
| WO2002080796A1 (en) | 2001-04-06 | 2002-10-17 | Sherwood Services Ag | Vessel sealer and divider with non-conductive stop members |
| US6692518B2 (en) * | 2002-02-27 | 2004-02-17 | Medivance Incorporated | Patient temperature control system |
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