JPS6137262A - 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

Publication number
JPS6137262A
JPS6137262A JP16246884A JP16246884A JPS6137262A JP S6137262 A JPS6137262 A JP S6137262A JP 16246884 A JP16246884 A JP 16246884A JP 16246884 A JP16246884 A JP 16246884A JP S6137262 A JPS6137262 A JP S6137262A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
electromagnetic wave
output
applicator
branching
variable
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
JP16246884A
Other languages
English (en)
Other versions
JPS6362224B2 (ja
Inventor
眞 菊地
二川　佳央
森　真作
隆成 寺川
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Tokyo Keiki Inc
Original Assignee
Tokyo Keiki Co Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Tokyo Keiki Co Ltd filed Critical Tokyo Keiki Co Ltd
Priority to JP16246984A priority Critical patent/JPS6137263A/ja
Priority to JP16247084A priority patent/JPS6137264A/ja
Priority to JP16246884A priority patent/JPS6137262A/ja
Priority to US06/759,307 priority patent/US4741348A/en
Publication of JPS6137262A publication Critical patent/JPS6137262A/ja
Publication of JPS6362224B2 publication Critical patent/JPS6362224B2/ja
Granted legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • 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
    • 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
    • A61N5/022—Apparatus adapted for a specific treatment
    • A61N5/025—Warming the body, e.g. hyperthermia treatment
    • H—ELECTRICITY
    • H05—ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H05B—ELECTRIC HEATING; ELECTRIC LIGHT SOURCES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; CIRCUIT ARRANGEMENTS FOR ELECTRIC LIGHT SOURCES, IN GENERAL
    • H05B6/00—Heating by electric, magnetic or electromagnetic fields
    • H05B6/64—Heating using microwaves
    • H05B6/6447—Method of operation or details of the microwave heating apparatus related to the use of detectors or sensors
    • H05B6/645—Method of operation or details of the microwave heating apparatus related to the use of detectors or sensors using temperature sensors
    • H—ELECTRICITY
    • H05—ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H05B—ELECTRIC HEATING; ELECTRIC LIGHT SOURCES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; CIRCUIT ARRANGEMENTS FOR ELECTRIC LIGHT SOURCES, IN GENERAL
    • H05B6/00—Heating by electric, magnetic or electromagnetic fields
    • H05B6/64—Heating using microwaves
    • H05B6/66—Circuits
    • H05B6/68—Circuits for monitoring or control
    • H05B6/686—Circuits comprising a signal generator and power amplifier, e.g. using solid state oscillators
    • H—ELECTRICITY
    • H05—ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H05B—ELECTRIC HEATING; ELECTRIC LIGHT SOURCES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; CIRCUIT ARRANGEMENTS FOR ELECTRIC LIGHT SOURCES, IN GENERAL
    • H05B6/00—Heating by electric, magnetic or electromagnetic fields
    • H05B6/64—Heating using microwaves
    • H05B6/70—Feed lines
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00005—Cooling or heating of the probe or tissue immediately surrounding the probe
    • A61B2018/00011—Cooling or heating of the probe or tissue immediately surrounding the probe with fluids
    • A61B2018/00023—Cooling or heating of the probe or tissue immediately surrounding the probe with fluids closed, i.e. without wound contact by the fluid
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00571—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body for achieving a particular surgical effect
    • A61B2018/00577—Ablation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00642—Sensing and controlling the application of energy with feedback, i.e. closed loop control
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00666—Sensing and controlling the application of energy using a threshold value
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00696—Controlled or regulated parameters
    • A61B2018/00714—Temperature
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00696—Controlled or regulated parameters
    • A61B2018/00732—Frequency
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00696—Controlled or regulated parameters
    • A61B2018/00755—Resistance or impedance
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00773—Sensed parameters
    • A61B2018/00779—Power or energy
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00773—Sensed parameters
    • A61B2018/00779—Power or energy
    • A61B2018/00785—Reflected power
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00773—Sensed parameters
    • A61B2018/00791—Temperature
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00773—Sensed parameters
    • A61B2018/00827—Current
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00773—Sensed parameters
    • A61B2018/00845—Frequency
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00773—Sensed parameters
    • A61B2018/00863—Fluid flow
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00773—Sensed parameters
    • A61B2018/00869—Phase
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00773—Sensed parameters
    • A61B2018/00875—Resistance or impedance
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00773—Sensed parameters
    • A61B2018/00892—Voltage

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Electromagnetism (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Pathology (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。

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。
〔従来の技術〕
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Ｖｏｌ　、　　２２．　Ｎ［Ｌｌ　０）　、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。
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。
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。
〔発明が解決しようとする問題点〕
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。
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格に操作して
各患者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、従
来より加温療法に課せられた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、複数の患
者を効率よく同時に治療するとともに各患者の病状に合
わせて異なったレベルの電磁波を自動的に出力すること
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。
〔問題点を解決するための手段〕
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、電磁波を複数に分岐出力す
るとともに当該各出力を調整する機能を備えた電磁波可
変分岐手段を装備し、この電磁波可変分岐手段の複数の
出力部に前記アプリケータを各別に連結・装備するとと
もに、この電磁波可変分岐手段の各出力段の出力レベル
を必要に応じて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。
〔発明の実施例〕
以下、本発明の一実施例を第１図ないし第４図に基づい
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。
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３方向に分岐しかつその分
岐された各マイクロ波の出力を調整する機能を備えた電
磁波可変分岐手段としてのコントローラプル分岐回路１
０と、このコントローラプル分岐回路１０より分岐され
たマイクロ波の出力をアプリケータ２４側又はダミーロ
ードＤＭＩ側に切換える電磁波切換手段としての同軸ス
イッチ１２と、反射波が前記コントローラプル分岐回路
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１６と、方向性結合器１８と、ダイオード２０と
から構成されている。
この内、前記コントローラプル分岐回路１０は、第２図
に示すマイクロ波電力分割装置１０２　（実公昭５７−
６０２５０参照）を患者の数に対応する数だけ有し、こ
れをそれぞれ第３図に示すように接続することによって
構成されている。
このマイクロ波電力分割装置１０２は、それ自体公知の
分岐形サーキュレータ１０４を含んで構成されている。
この場合、このサーキュレータ１０４は通常の如く中央
位置にサーキュレート中心を形成するフェライトポスト
１０６を有し、又このサーキュレート中心より幅方向に
例えば３個のマイクロ波伝送路Ｂ＋、Ｂｚ及びＢｚを延
長せる構成を有するが、伝送路Ｂ＋、Ｂｚ及びＢｚの遊
端を夫々開口０　＋　、　Ｏｚ及び０３とする時、開口
０１よりマイクロ波電力を供給すればそれが伝送路Ｂｌ
を介してサーキュレート中心を通り更に伝送路Ｂ２を介
して開口０２に伝送され、又開口０２よりマイクロ波電
力を供給すればそれが伝送路Ｂ２及びＢｚを介して開口
０３に供給される様になされ、従って開口０１及び０２
．及び０゜及び０３が夫々互いに対をなしているものと
する。然しなからこの分岐形サーキュレータ１０４は、
その伝送路Ｂ２の途上より外方に延長せる例えば遊端が
夫々閉塞され、内部に例えばＰＩＮダイオード、バラク
タダイオード等の電圧可変インピーダンス素子１０８を
配してなる分岐路Ｅを有する。依ってこのマイクロ波電
力分割装置１０２は、前述した如くそのサーキュレータ
１０６の開口０１にマイクロ波電力を供給すれば、それ
が開口０２に伝送され、又この開口０２にマイクロ波電
力を供給すればそれが開口０３に伝送される性質を有す
るが、フェライトポスト１０６の存する位置即ちサーキ
ュレート中心と開口０２との間の伝送路Ｂ２より電圧可
変インピーダンス素子１０８を配してなる分岐路Ｅが延
長しているので、サーキュレータ１０４の開口ｏ１より
マイクロ波電力を供給すれば、その電力に伝送路Ｂ２内
で分岐路Ｅが延長せる位置で反射波を生じ、依って開口
０．よりの電力につきその一部が開口ｏ２に至ると共に
その他部が伝送路Ｇ３側に至り、結局開口Ｏｔ及びＯｌ
に開口０１に供給されるマイクロ波電力の分割されたマ
イクロ波電力が得られ、しかも斯く得られる２個の分割
されたマイクロ波電力は分岐路Ｅ内に於けるインピーダ
ンス素子１０８のインピーダンスに応じた開口Ｏ，に供
給されるマイクロ波電力に対する分割比を以って得られ
るものである。
、面、してかかるマイクロ波電力分割装置１０２のサー
キュレータ１０４の開口ｏＩがこの装置１０２の１つの
入力Ｆとして、又開口ｏ２及び０．がこの装置１０２の
２つの出力Ｇ、及びＧ２としてその人力Ｆに発振器８よ
り送信せらるべきマイクロ波電力Ｓ０が供給されるよう
になされ、一方出力Ｇ１より得られるマイクロ波電力Ｓ
０の分割せるマイクロ波電力Ｓ１がアプリケータ２４へ
、出力Ｇｔより得られるマイクロ波電力Ｓ０の分割せる
マイクロ波電力Ｓｉが次段に接続されているマイクロ波
電力分割装置１０２の開口ＯＩに供給される様になされ
ている。
一方かかるマイクロ波電力分割装置１０２のサーキュレ
ータ１０４の分岐路Ｅの側板部に電圧可変インピーダン
ス素子１０８に対する給電端子Ｈが配され、而してこの
端子Ｈが装置１０２の制御端子■として外部に導出され
、これに電力分割比制御用可変電圧源により電力分割比
制御用電圧■が供給される様になっている。
即ち該コントローラプル分岐回路１０は、このように構
成された電力分割装置１０２を本実施例では３段に接続
することによって構成されたものであり、具体的には、
第１段の電力分割装置１０２の開口ｏ１を発振器８に接
続し、この第１段の電力分割装置０３を第２段の電力分
割装置１０２の開口Ｏ１に接続し、この第２段の電力分
割装置１０２の開口Ｏ１を第３段の電力分割装置１０２
の開口０．に接続し、この第３段の電力分割装置１０２
の開口０．をダミーロードＤＭ２に接続し、そして各段
の開口ｏ２をそれぞれ各アプリケータ２４側へ接続して
、各インピーダンス素子１０８を可変電圧源Ｋにより制
御することによって開口Ｏ２より出力されるマイクロ波
電力を調整するように構成されている。
したがって、この電圧源Ｋを調整してこれよりの電圧■
の値を制御すれば、これに応して電力分割装置１０２の
サーキュレータ１０４上の分岐回路Ｅの可変インピーダ
ンス素子１０８インピーダンスが変更し、前期マイクロ
波電力Ｓｌ及びＧ２の電力比が零から無限大まで変更す
ることから、３段に接続した電力分割装置１０２の各可
変電圧源Ｋを主制御部２２で制御すれば各アプリケータ
２４に供給されるマイクロ波電力を任意に調整すること
ができ、複数の患者を同時に治療することが可能となる
。
ここで、第１段でのインピーダンス素子１０８の反射係
数をｒｌ＋第２段での反射係数をｒ２゜第３段での反射
係数をｒ、とし発振器８よりの出力をＰｏとすれば、各
アプリケータ２４にはそれぞれ （１ｒ＋）　”・Ｐｏｔ　　（１ｒｚ）　”・ｒｌ”６
ＰＯ＋　　（１ｒ３）　”・ｒ％・ｒｚ”・Ｐ。
の電力を有するマイクロ波が供給される。この点は後述
する第２実施例におけるコントローラプル分岐回路１１
　（第６図参照）と同様であるので、制御方法とともに
そこで詳述する。
このように構成されたコントローラプル分岐回路１０で
分岐されたマイクロ波は、各患者の治療状況に合わせて
該コントローラプル分岐回路１０で出力が調整されアプ
リケータ２４を介して隔部へ供給される一方、後述する
ように温度計測時等における同軸スイッチ１２の切換え
によってはダミーロードＤＭＩ側へ供給されて生体への
照射を中断できるようになっている。この同軸スイッチ
１２の切換えと前記コントローラプル分岐回路１０のイ
ンピーダンスの調整は主制御部２２からの情報により逐
次行なわれるようになっている。
また、前記方向性結合器１８は、入射波と反射波を別々
に分離して取り出す装置であり、ここで取り出された電
磁波は前記ダイオード２０で検波され、電圧変換された
後、Ａ／Ｄ変換器（図示せず）を介して主制御部２２へ
送出されるようになっている。この主制御部２２は、取
り出された入射波のパワーレベル値から反射波のパワー
レベル値を引き、後述するアプリケータ２４に有効に供
給されるマイクロ波のパワーを算出して、この結果から
前記コントローラプル分岐回路１０のインピーダンスを
調整する機能を備えている。
一方、前記マイクロ波照射部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２４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２６と、該冷却装置で冷却され
た冷却液を循環させるポンプ２８と、該冷却液を各アプ
リケータ２４へ供給するための冷却液分岐回路３０と、
癌組織の温度を検出する温度センサ３２とにより構成さ
れている。なお、他の２人の患者におけるアプリケータ
２４、各種センサ等は省略しである。
前記アプリケータ２４は、第４図に示すように生体３４
に密着して、該生体３４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、生体３４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３６が設
けられている。
該冷却部３６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３８が設けられており、前記冷
却装置２６で冷却された水を前記ポンプ２８で強制的に
循環させ、該冷却部３６内を通過させることでアプリケ
ータ２４の開口面すなわち生体表面を冷却している。
前記生体内湯度センサ３２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、
前記コントローラプル分岐回路ＩＯのインピーダンスの
調整が主制御部２２で行なわれるようになっている。
一方、前記制御手段４は、本実施例ではオペレータから
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４０と、プログラムメモリおよびデー
タメモリに基づいて入出力装置などを制御・管理すると
ともに本システムの中枢となる前記主制御部２２とから
なっている。
この主制御部２２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。
つまり、主制御部２２は、上記３名の各センサ１８．３
２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４０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
してマルチプレクサにより順次切り換えながら、前記コ
ントローラプル分岐回路ｌＯのインピーダンスと同軸ス
イッチ１２の切り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４
０に送出するようになっている。
次に、本発明の第２実施例を第５図ないし第６図に基づ
いて説明する。
第５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る。
この第２実施例では第１実施例と同様に分岐回路自体に
各患者へ供給するマイクロ波の出力を調整する機能を持
たせた点に特徴があるが、コントローラプル分岐回路の
構成が異なっており、またそれにともなってダミーロー
）’ＤＭ１とアイソレータ１６を排しである。その他の
構成は第１実施例と同様であり、同様の構成は同符号が
用いである。
このコントローラプル分岐回路１１は、特公昭５５−２
８３４８号公綴記載のものを利用したものであり、第６
図Ｇこ示ずようにダミーローＦＤＭ３、ＤＭ４と分配装
置ＤＴと可変電圧源Ｍとにより構成されている。
前記ダミーロードＤＭ３は患者の数に応した入力端Ｕｉ
　　（本実施例ではｉ＝１．２．３）を有し、ｉ個の出
力端Ｔ、′、入出力入出力端側８．制御端と１つの入力
端Ｔ０を有する分配装置ＤＴから送られてくる反射波を
受は取るようになっており、このことから上述したよう
にダミーロードＤＭＩとアイソレータ１６が不必要にな
っている。
一方、分配装置ＤＴの入力＠Ｔｏが発振器８の出力端に
、入出力端Ｔユが各アプリケータ側に、出力端Ｔ　、　
ｔが前記ダミーロードＤＭ３の入力端Ｕ、に、制御端Ｔ
、″が可変電圧源Ｍに、夫々接続されるようになってい
る。
この分配装置ＤＴは、ｉ個の分配回路り、を有し、該分
配回路Ｄ８は夫々第１．第２及び第３のポートＩ、■及
び■を有する分岐形サーキュレータＱ１及びＱ２を有す
る。これ等サーキュレータＱ１及びＱ２はそれ自体公知
であるので詳細説明はこれを省略するも、第１及び第２
のポー）１及び■が、第１のポートにマイクロ波を供給
した場合これが第２のポート■に得られる関係での対を
なし、第２及び第３のポー）ＩＩ及び■、及び第３及び
第１のポートＩ［＋及びＩも夫々同様の対をなしている
ものである。而して分配回ＢＤ、はそのサーキュレータ
Ｑ、及びＱ２の第２のポート■が可変電圧源Ｍの電圧制
御によりインピーダンスを可変し得る様になされた可変
インピーダンス回路Ｚを通じて互に連結された構成を有
する。而して分配回路Ｄ１のサーキュレータＱ、の第３
のポート■が分配回路Ｄ　（ｉ＋１）のサーキュレータ
Ｑ。
の第１のポートＩに連結され、但し最終段にある分配回
路Ｄ３のサーキュレータＱ１の第３のポート■はダミー
ロートＤ　Ｍ　４に連結され、又分配回路ＤＩのサーキ
ュレータＱ、の第１のポート■が分配装置ＤＴとしての
入力端Ｔ０に連結され、分配回路Ｄ８のサーキュレータ
Ｑ２の第３のポート■が分配装置ＤＴとしての入出力Ｔ
、に、第１のポートＩが分配装置ＤＴとしての出力端Ｔ
、′に夫々連結されている。依って分配回路り、はその
サーキュレータＱ、の第１のポート■に電力Ｐ、のマイ
クロ波が供給されれば、これが第２のポート■に向うも
のであるが、第２のポートＨに可変インピーダンス回路
Ｚの位置でこのマイクロ波の反射波が生じ、而してその
反射波の電力は可変インピーダンス回路Ｚの位置での反
射係数をｒ、とすれば’ｆ”Ｐｉで与えられ、従ってサ
ーキュレータＱ、の第１のポートＩに供給される電力Ｐ
。
のマイクロ波が（１−ｒｉ）２Ｐ＝及び’　４２Ｐ　ｉ
で表される電力で２つのマイクロ波に分割され夫々イン
ビータンス回路Ｚ−サーキュレータＱ２の第２及び第３
のポート■及び■を通って人出カ端Ｔ８、及びサーキュ
レータＱ、の第２及び第３のポート■及び■を通って分
配回路Ｄ　（ｉ＋ｌ）のサーキュレータＱ１の第１のポ
ートＩに供給され、従って分配装置ＤＴはその入力端Ｔ
０に電力Ｐａを有するマイクロ波を供給すれば、分配回
路ＤＩ。
Ｄ２．Ｄ３のサーキュレータＱ１の第１のポートＩには
夫々ＣｐＯ，ｒ、２．　Ｐｏｔ　　ｒ、！　Ｈｒｌ２　
ＨＰｏ）の電力を有するマイクロ波が供給され、依って
入出力端Ｔ　Ｉ、　Ｔ　ｚ、　Ｔ　３には、夫々（１−
ｒｉ＞　　２−　Ｐｏｔ　　（１−ｒｚ）　　２−　　
ｒｉ”・Ｐａ。
（１ｒ３）　　２・　ｒｌ”　　ｒ２”　　Ｐ。
の電力を有するマイクロ波が得られるものである。
即ち、該コントローラプル分岐回路１１は、入出力端Ｔ
　＋　、　Ｔ　ｚ、　Ｔ　３から各アプリケータ２４に
マイクロ波Ｓ　＋、　Ｓ　２．　Ｓ　３を供給し、アプ
リケータ等で反射されたマイクロ波Ｓ＋’　＋　　Ｓｚ
”　２　Ｓ３’の電力をダミーロードＤＭ３で消費する
ように構成されている。
この場合、分配装置ＤＴよりマイクロ波Ｓ０の電力分割
して得られるマイクロ波Ｓ、、Ｓ２．Ｓ３の互の電力比
は上述せる所より明らかな如く分配回路り、、Ｄ、、Ｄ
３に於ける反射係数ｒ３．ｒ２．ｒ３に応じて決められ
、一方反射係数ｒ、は分配回路Ｄ、の可変インピーダン
ス回路Ｚのインピーダンスに応して決められるので、分
配回路り、、Ｄ！、Ｄ３の可変インピーダンス回路Ｚを
主制御部２２より所望に応して調整することにより互に
所望の電力比を有するマイクロ波Ｓ　Ｉ、　Ｓ　２．　
Ｓ　３が得られ、複数の患者を同時に治療することが可
能となる。
次に、上述した第１実施碗とこの第２実施例に係る全体
的な動作を第７図ないし第１６図に基づいて説明する。
なお、本実施例における３名の各患者を以下ＴｈＬ　Ｎ
ａ２．Ｔｈ３とし、アプリケータ２４と接触する生体表
面温度を２０℃、癌組織に対しての加温を４３．５℃と
する。
まず、冷却装置２６を始動させ（第７図５０）、充分に
水が冷却された後、ポンプ２８を始動させる（同図５２
）。そして、この後オペレータが各患者の癌組織の深部
に合わせて入力した値を、第１実施例においては前記各
インピーダンス素子１０８の最小インピーダンス（各患
者に合せた）として設定し、第２実施例においては前記
各インピーダンス回路にの最小インピーダンスとして設
定する（同図５４）。なお、以下、第１実施例、第２実
施例に係りなく患者１’ｈｌ、Ｎ［１２，隘３に対する
前記各インピーダンス素子１０８．各可変インピーダン
ス回路Ｚをそれぞれ可変インピーダンスＺ、（ｉ＝１．
２．３）とし、これと対応する反射係数をｒ、（ｉ＝Ｌ
　　２，３）とする。このように、可変インピーダンス
Ｚ８の最小インピーダンスを各患者の癌組織の深部に合
わせてそれぞれ設定するのは、マイクロ波の出力が大（
この場合最小インピーダンスは小）であると加温時の温
度ヒータが表面近くになるのに対し、マイクロ波の出力
が小（最大インピーダンスは大）であると温度が徐々に
深部へ浸透するように温度ピークが深部へ移行すること
から、各患者に適した値に設定する必要があるからであ
る。第１２図は２４５０ＭＨｚのマイクロ波を所定の基
準量に基づいて照射した場合に得られる温度分布（Ａ）
と、この場合の基準量に対し３ｄＢ出力を滅じた場合の
マイクロ波の照射によって得られる温度分布（Ｂ）との
比較を示す。かかる周波帯は加温療法用としては最も周
波数の高い領域であり、従って加温深さは表層に限定さ
れている。それにもかかわらず出力を滅じた方が約０．
２５ｃｍ奥で温度ピークに達していることがわかる。但
し、出力を減じると癌組織を目的の温度にするのにより
多くの時間を要する。
第１３図は一定時間ごとの温度分布上昇を示しており、
時間の経過とともに、上昇率が下降している。これは生
体表面が冷却されていることがら内部の温度が上がるに
つれて外部へ熱が奪われてしまうことと、生体の血流作
用に影響されるがらである。
上述した可変インピーダンスＺ、の最小インピーダンス
の設定は、前記方向性結合器１８からの情報に基づいて
主制御部２２で行なわれる。即ち、該方向性結合器１８
で検出される入射波と反射波のパワー値の差から、アプ
リケータ２４に有効に供給されるマイクロ波の出力を求
め、この出力を入出力部４０でオペレータによって設定
された値に合わせることで可変インピーダンスＺ１の最
小インピーダンスの設定を行う。なお、この場合予めフ
ァントムモデルを使って最小インピーダンスの設定を行
なっておいてもよい。また、ここでの可変インピーダン
スＺ、の最小インピーダンスの設定に基づく各患者に対
するマイクロ波の最大出力をそれぞれ、Ｐｌ、Ｐ２．Ｐ
３とする。
このようにして、可変インピーダンスの最小インピーダ
ンスが設定された後は、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７図５６）。これも
、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５８）
。コノ詳細なフローチャートは第８図に示しである。
ところで、この第８図のシステムソフトウェアは、第１
１図に示す主制御部内のシステムクロ。
りに同期して、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１）が入力されると
図に示すΔｈというわずかな時間で第８図に示すシステ
ムソフトの処理がなされ、このシステムクロにおける判
断により、次のマイクロ波照射時の可変インピーダンス
Ｚ、のインピーダンス等の決定がなされる。そして、こ
れに基づいて一定時間（第１１図中のＨ）マイクロ波の
照射が行なわれた後（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、これによって複数人の
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８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、第１図の実施例では点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ＤＭＩ側に切換え、生体
へのマイクロ波の照射を避ける（第８図６０．６２）。
一方、第２実施例では同軸スイソチェ３をオフとし、マ
イクロ波の全反射を行なわせればよい。これは、コント
ローラプル分岐回路１１内に前記ダミーロードＤＭ３が
存在するからである。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３２がマイクロ波の影響を受け、誤差が住する
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７図５６参照）に達したか否かを判断しく第
８図６４）、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６６、第７図８２）。即ち、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３２．可変インピーダンス７１側に切
換え（第７図８２）、他の患者に対する処理を行なう。
一方、加温時間が達していない場合は、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（４３，５℃）より高いか否かが判断
される（第８図６８）。
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（４３，５°Ｃ）よりも低いとき、主制御部２
２は該当する患者の可変インピーダンスＺ８を１ステツ
プダウンさせ、生体へ供給される電磁波エネルギーの出
力設定値を上げる。但し、この場合最初に設定した最小
インピーダンスを下回らないようにする（同図７０．７
２）。そして、同軸スイッチ１２をアプリケータ側に切
換える（第２実施例では同軸スイッチをオンとする）こ
とによって、この設定値に基づいたマイクロ波の照射を
行い（同図７４）、次のシステムクロック（例えば１）
が来るまで加温を続ける。即ち、癌組織が設定値よりも
高くなるまでマイクロ波の照射と計測が繰り返されシス
テムクロックに同期して行なわれる計測時を利用して可
変インピーダンスＺ、のインピーダンスを１ステップ毎
低くし、次の照射時には、計測時において設定された値
によって、マイクロ波の照射がなされる。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（同図７８）、計測時を利用して可変インピーダン
スＺ□のインピーダンスを１ステップ毎高くすることに
よって電磁波エネルギーの出力設定値を下げ（同図７６
）、次の照射時のための出力設定を行なう。
ところで、上述した制御方式において、１人の患者（例
えば隘１）に係る反射係数（例えばｒ＋）を変化させる
と、同時に治療している他の患者（ｆｆｉ２．＆３）に
対するマイクロ波の出力が変化することが理解される。
なぜならば、上述したように発振器８よりの出力をＰｏ
としたとき、各患者嵐ｌ、隅２．嵐３に対して、夫々 （１−ｒ＋）　２・Ｐｏ、　　（１−ｒｚ）　２−ｒ、
−Ｐ　Ｏ＋　　（１ｒ　ｓ）　ｚ、、ｚ、ｒ２ｚ、　Ｐ
　。
の電力を有するマイクロ波が供給されるため、反射係数
ｒ１を変化させると同時に患者１ｔ２．１Ｔｈ３に対す
る出力が変化し、反射係数ｒ２を変化させると同時に患
者隘３に対する出力が変化するからである。そこで他の
患者に係る反射係数も同時に変化させることで、出力に
変化を与えないようにする必要がある。
この詳細（サブルーチン）は第９図、第１０図に示しで
ある。まず、可変インピーダンスＺ、を１ステツプアン
プさせる場合（第８１ｉＪ７６）について第９図に基づ
いて説明する。
例えば、患者１１ｈｌに対するインピーダンスＺｌを１
ステンプアソプさせるに際し、反射係数ｒ。
をΔｒ、分増加させるとすると（第９図１００）、（１
ｒｌ）　’Ｐｏ　　（１（ｒ＋＋Δｒ、））”’Ｐｏ＝
２・Δｒｌ＋　　（１−ｒｌ）ＰＧ分だけ患者ｍｌに対
して出力を減少させることができる一方、他の患者Ｎ１
１２．　ｌ１ｈ３に対しては出力を一定に保つために反
射係数ｒ、をΔｒ、分１反射係数ｒ３を６１４分増加さ
せる必要がある（同図１０２．１０４）。ここでΔｒ２
は、 （１ｒｚ）　’ｒＩｚ−Ｐの＝ （１（ｒｚ＋Δｒ−））　”・（ｒ、＋Δｒ　、　＞　
２・　Ｐｏ より算出すればよく、またΔｒ３は （１ｒ３）’ｒ％・ｒｚ’Ｐｏ　＝ Ｈ−（ｒｉ＋Δｒ、））　”−（ｒ、＋Δｒ　、　）　
！’　（ｒｚ＋Δｒｉ）’Ｐ。
より求めればよい。
一方、患者磁２に対するインピーダンスＺ２をｌステッ
プアンプさせるに際し反射係数ｒ２をΔｒｔ分増加させ
るとすると（同図１０６）、（１ｒｚ）’　　ｒｌ’Ｐ
ｏ　− （Ｉ　　　Ｄｚ＋Δｒｚ）　　）　”−ｒ、”−Ｐ０＝
２・Δｒｉ−（１ｒｚ）　・ｒｌ”ｐ。
分患者に対して出力を減少させることができ、他の患者
隘３（患者１１ｋＬｌに対しては影響を与えない）に対
しては出力を一定に保つために反射係数ｒ３を６１８分
増加させる必要がある（同図１０８）。
ここでΔｒ３は （１ｒ３）　２・ｒｌ２・ｒｉ”ｐ。
＝（１（ｒ３＋Δｒ、）Ｍ・ｒ、２・ （ｒｚ＋Δｒｚ）”Ｐ。
より求めればよい。
また、患者Ｎ１３に対するインピーダンスＺ３を１ステ
ツプアンプさせるに際し反射係数ｒ３を６１３分増加さ
せるとすると（同図３１０）、（１ｒ３）　　Ｚ、、、
、２．ｒｌ２．ｐ、−（１（ｒ３＋Δｒ３））”・ｒ　
、　！・ｒｌ２・Ｐｏ”２　　・Δｒ３・　（１−ｒ３
）　・　ｒＩ！・ｒ　２２・　Ｐｏ 分、患者隘３に対して出力を減少させることができる。
この場合、他の患者Ｎ１１ｌ、　１Ｉｋ１２に対する出
力を考慮する必要はない。
他方、内部温度が設定値より低いと判断され各患者に対
応する可変インピーダンスＺ、を１ステンプダウンさせ
ることによって反射係数ｒ、を減少させ、マイクロ波の
出力を増加させる（第８図７２）場合のサブルーチンは
第１０図に示しである。
例えば、患者阻１に対するインピーダンスＺＩを１ステ
ンプダウンさせるに際し反射係数ｒ１を６１３分減少さ
せるとすると（第１０図２００）、（１−（ｒ、−Δｒ
ｌ））　”・ｐｏ−（１ｒｌ）　”・Ｐ’ｏ＝２　・Δ
ｒ、・　（１−ｒ、）・Ｐｏ 分だけ患者１１ｋｌｌに対して出力を増加させることが
でき、他の患者ｍ２．ｌｈ３に対しては出力を一定に保
つために反射係数ｒ２をΔｒ２分９反射係数ｒ、を６１
３分減少させる必要がある（同図２０２．２０４）。こ
こでΔｒ２は （１ｒｚ）　２・ｒ、２．ｐｏ −（１−（ｒｚ−Δｒ、）Ｍ・ （ｒｌ−Δｒ、）２　・Ｐ６ より算出すればよく、またΔｒ、は （１ｒ：＋）　２・ｒｌ２・ｒ％ｌ。
＝（１（ｒ３−Δｒ３））２・ （ｒｌ−Δｒ、）”−（ｒｇ−Δｒ、）２・Ｐ。
より求めればよい。
一方、患者階２に対するインピーダンスＺ２を１ステン
プダウンさせるに際し２反射係数ｒ２を６１２分減少さ
せるとすると（同図２０６）、（１−（ｒｚ−Δｒｚ）
）２．ｒ、Ｚ・Ｐａ−（１ｒｚ）　　ｚ、　　ｒ％　・
　Ｐ。
＝２・Δｒｚ・　（１ｒｚ）”　・ｒ、Ｚ、ｐ。
分患者隘２に対して出力を増加させることができ、他の
患者Ｎｋ１３　（患者隘１に対しては影響を与えない）
に対しては出力を一定に保つために反射係数ｒ３を６１
３分減少させる必要がある（同図２０８）。ここでΔｒ
：ｌは （１ｒ３）２，４，２．ｐ。
−（１（ｒ３−Δｒ３））２・ｒ、２・（ｒｚ−Δｒｚ
）２・Ｐ。
より求めればよい。
また、患者階３に対するインピーダンスＺ３を１ステン
プダウンさせるに際し反射係数ｒ３を６１３分減少させ
るとすると（同［ｉＪ４１０）、（１−１ｒ３−Δｒ、
）Ｍ、ｒ　、　２　・ｒ　２２　　。
Ｐｏ　　（１ｒ３）　２・ｒ％・ｒｚ”・Ｐ。
−２・Δｒａ・（１ｒ３）　・ｒ＋２・ｒｚ”　Ｐ。
分患者階３に対して出力を増加させることができる。こ
の場合他の患者１ｋｌ、に２に対する出力を考慮する必
要はない。
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°Ｃ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
く第８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６４．６６）。
第１４図は患者−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１１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と、マイクロ波の出力状態
とを示している。
この第１４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１１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。温度計測時には上述
したようにマイクロ波の照射は行なわれていない。図中
Ｂ点は可変インピーダンスＺＮの最小インピーダンス（
各患者に合せた）に基づくマイクロ波の最大出力（Ｐ、
）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．
５°Ｃ以下になるまで温度計測時においてマイクロ波の
照射を行なわないという判断をし続け（第８図７８参照
）、さらに、この間（図中ＢＣ）に次に照射すべきマイ
クロ波の出力の設定をし直し、内部温度が４３．５°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ＣＤ間）。このＢＣ間における時間Ｉは、例えば
第１１図に示す時間工に該当する。一方、ＣＤ間では、
ＢＣ間においてマイクロ波の出力設定が下げられたこと
から、ＡＢ間に対して傾きが下がっている。
また、マイクロ波の出力設定値を下げすぎてしまったた
め、次の照射時で温度が４３．５°Ｃに達しなかった場
合（例えば図中ＥＦ）は、第８のフローチャート７２で
示したように次の計測期間（例えば図中ＦＧ）で出力の
アンプが図られることから、再び傾きが上昇する（例え
ば図中ＯＨ）。このような制御の繰り返しによって、各
患者に対しほとんどリップルのない温度制御が得られる
。
一方、第１５図は比較的深部に癌組織があるため、可変
インピーダンスＺｉの最小インピーダンスを高く設定し
た場合、即ちマイクロ波の最大出力を低く設定した場合
（Ｐ２）の癌組織の温度状態を示している。このような
病状をもつ患者に対しては、例えば第１１図に示したシ
ステムクロック２に同期して治療が行なわれる。
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１６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
射時間が決定するのである。したがって、第１６１１　
（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゜１１の分岐紙を増やせばよ
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。また、発振器の制御はイ
ンバータによる制御であってもよい。
〔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、電磁波を複数
に分岐出力するとともに当該各出力を調整する機能を備
えた電磁波可変分岐手段を装備し、この電磁波可変分岐
手段の複数の出力部に前記アプリケータを各別に連結・
装備するとともに、この電磁波可変分岐手段の各出力段
の出力レベルを必要に応じて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、電磁波分岐手段の複数の出力段の数より少
ない数の患者に対しても、或いは特定の患者に対しては
経時的に電磁波照射量を変化せしめる場合が生じても、
当該電磁波分岐手段と主制御部が効果的に作動して他の
患者への影響を排除し、各患者に対して常に最適の加温
療法を継続することが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。
【図面の簡単な説明】
第１図は本発明の第１実施例を示す説明図、第２図ない
し第３図は各々第１図中に示すコントローラプル分岐回
路の構成例を示す説明図、第４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５図は本発明の第２実
施例を示すブロック図、第６図は第５図に示すコントロ
ーラプル分岐回路の構成例を示す説明図、第７図ないし
第１０　−図は各々第１図と第５図の動作例を示すフロ
ーチャート、第１１図は第１図と第５図の動作例を示す
システムタイムチャート、第１２図ないし第１５図は各
々第１図と第５図の動作説明図、第１６図は患者数を増
やした場合における説明図である。 ８−−−−−−一電磁波発生手段としてのマイクロ波発
振器、１０　、　１１−−−−−一電磁波可変分岐手段
としてのコントローラプル分岐回路、１２　、　１３−
−−−−−電磁波切換手段としての同軸スイッチ、２２
−−−−−−＝主制御部、２４−−−−−−アプリケー
タ、３２−−−−−ｍ一温度計測手段としての温度セン
サ、３６−・−冷却手段としての冷却部。 特許出願人　　菊　地　　眞（ばか３名）第４図 ｊ６　　　ｊ４ 第６図 第７図 第８図 第９図 第１０図 ＩＩ＋　　　　　　ｖ　　　　　　　　Ｖ　　　　　　
　　Ｖ、７．、　　　　　　第１２図 へ 衷 島 第７３図

Claims (4)

    【特許請求の範囲】
  1. （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、電磁波を複数に分岐出力するととも
    に当該各出力を調整する機能を備えた電磁波可変分岐手
    段を装備し、 この電磁波可変分岐手段の複数の出力部に前記アプリケ
    ータを各別に連結・装備するとともに、この電磁波可変
    分岐手段の各出力段の出力レベルを必要に応じて制御す
    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. （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、電磁波を複数に分岐出力するとともに
    当該各出力を調整する機能を備えた電磁波可変分岐手段
    を装備し、 この電磁波可変分岐手段の複数の出力部に電磁波切換手
    段を介して前記アプリケータを各別に連結・装備すると
    ともに、前記電磁波可変分岐手段の各出力段の出力レベ
    ル及び電磁波切換手段の切換え動作を必要に応じて制御
    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. （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、電磁波を複数に分岐出力するととも
    に当該各出力を調整する機能を備えた電磁波可変分岐手
    段を装備し、 この電磁波可変分岐手段の複数の出力部に前記アプリケ
    ータを各別に連結・装備するとともに、前記各アプリケ
    ータが電磁波照射する加温治療部の温度を測定する温度
    計測手段を、前記各アプリケータごとに設け、 この温度計測手段からの出力信号により、前記電磁波可
    変分岐手段の各出力段の出力レベルを所定の値に制御す
    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. （４）、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、電磁波を複数に分岐出力するととも
    に当該各出力を調整する機能を備えた電磁波可変分岐手
    段を装備し、 この電磁波可変分岐手段の複数の出力部電磁波切換手段
    を介して前記アプリケータを各別に連結・装備するとと
    もに、当該各アプリケータに生体表面冷却用の冷却手段
    を装備し、 前記各アプリケータが電磁波照射する加温治療部の温度
    を測定する温度計測手段を、前記各アプリケータごとに
    設け、 この温度計測手段からの出力信号により、これに対応す
    る前記電磁波切換手段を切換制御し且つ前記電磁波可変
    分岐手段の各出力段の出力レベルを所定の値に制御する
    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。
JP16246884A 1984-07-31 1984-07-31 ハイパサ−ミア用加温装置 Granted JPS6137262A (ja)

Priority Applications (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP16246984A JPS6137263A (ja) 1984-07-31 1984-07-31 ハイパ−サ−ミア用加温装置
JP16247084A JPS6137264A (ja) 1984-07-31 1984-07-31 ハイパ−サ−ミア用加温装置
JP16246884A JPS6137262A (ja) 1984-07-31 1984-07-31 ハイパサ−ミア用加温装置
US06/759,307 US4741348A (en) 1984-07-31 1985-07-26 Heating apparatus for hyperthermia

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP16246984A JPS6137263A (ja) 1984-07-31 1984-07-31 ハイパ−サ−ミア用加温装置
JP16247084A JPS6137264A (ja) 1984-07-31 1984-07-31 ハイパ−サ−ミア用加温装置
JP16246884A JPS6137262A (ja) 1984-07-31 1984-07-31 ハイパサ−ミア用加温装置

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPS6137262A true JPS6137262A (ja) 1986-02-22
JPS6362224B2 JPS6362224B2 (ja) 1988-12-01

Family

ID=27321999

Family Applications (3)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP16246984A Granted JPS6137263A (ja) 1984-07-31 1984-07-31 ハイパ−サ−ミア用加温装置
JP16246884A Granted JPS6137262A (ja) 1984-07-31 1984-07-31 ハイパサ−ミア用加温装置
JP16247084A Granted JPS6137264A (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
JP16246984A Granted JPS6137263A (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
JP16247084A Granted JPS6137264A (ja) 1984-07-31 1984-07-31 ハイパ−サ−ミア用加温装置

Country Status (2)

Country Link
US (1) US4741348A (ja)
JP (3) JPS6137263A (ja)

Families Citing this family (34)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5107126A (en) * 1987-08-22 1992-04-21 Shusuke Yano Far infrared generator
JPH0524119U (ja) * 1991-09-06 1993-03-30 三菱自動車工業株式会社 ピアスパンチ位置決めピン
US7137980B2 (en) 1998-10-23 2006-11-21 Sherwood Services Ag Method and system for controlling output of RF medical generator
US7044948B2 (en) 2002-12-10 2006-05-16 Sherwood Services Ag Circuit for controlling arc energy from an electrosurgical generator
WO2004098385A2 (en) 2003-05-01 2004-11-18 Sherwood Services Ag Method and system for programing and controlling an electrosurgical generator system
EP1676108B1 (en) 2003-10-23 2017-05-24 Covidien AG Thermocouple measurement circuit
US7396336B2 (en) 2003-10-30 2008-07-08 Sherwood Services Ag Switched resonant ultrasonic power amplifier system
US7947039B2 (en) 2005-12-12 2011-05-24 Covidien Ag Laparoscopic apparatus for performing electrosurgical procedures
CA2574934C (en) 2006-01-24 2015-12-29 Sherwood Services Ag System and method for closed loop monitoring of monopolar electrosurgical apparatus
US7794457B2 (en) 2006-09-28 2010-09-14 Covidien Ag Transformer for RF voltage sensing
US9861424B2 (en) 2007-07-11 2018-01-09 Covidien Lp Measurement and control systems and methods for electrosurgical procedures
US8152800B2 (en) 2007-07-30 2012-04-10 Vivant Medical, Inc. Electrosurgical systems and printed circuit boards for use therewith
US7645142B2 (en) * 2007-09-05 2010-01-12 Vivant Medical, Inc. Electrical receptacle assembly
US8747398B2 (en) 2007-09-13 2014-06-10 Covidien Lp Frequency tuning in a microwave electrosurgical system
US8242782B2 (en) 2008-09-30 2012-08-14 Vivant Medical, Inc. Microwave ablation generator control system
US8346370B2 (en) * 2008-09-30 2013-01-01 Vivant Medical, Inc. Delivered energy generator for microwave ablation
US8248075B2 (en) * 2008-09-30 2012-08-21 Vivant Medical, Inc. System, apparatus and method for dissipating standing wave in a microwave delivery system
US8174267B2 (en) 2008-09-30 2012-05-08 Vivant Medical, Inc. Intermittent microwave energy delivery system
US8287527B2 (en) * 2008-09-30 2012-10-16 Vivant Medical, Inc. Microwave system calibration apparatus and method of use
US8180433B2 (en) * 2008-09-30 2012-05-15 Vivant Medical, Inc. Microwave system calibration apparatus, system and method of use
US20100082083A1 (en) * 2008-09-30 2010-04-01 Brannan Joseph D Microwave system tuner
US8262652B2 (en) 2009-01-12 2012-09-11 Tyco Healthcare Group Lp Imaginary impedance process monitoring and intelligent shut-off
JP5400885B2 (ja) * 2009-07-10 2014-01-29 パナソニック株式会社 マイクロ波加熱装置
US9095359B2 (en) * 2009-09-18 2015-08-04 Covidien Lp Tissue ablation system with energy distribution
US8394092B2 (en) 2009-11-17 2013-03-12 Vivant Medical, Inc. Electromagnetic energy delivery devices including an energy applicator array and electrosurgical systems including same
US10335230B2 (en) 2011-03-09 2019-07-02 Covidien Lp Systems for thermal-feedback-controlled rate of fluid flow to fluid-cooled antenna assembly and methods of directing energy to tissue using same
US9375247B2 (en) 2011-03-16 2016-06-28 Covidien Lp System and method for electrosurgical generator power measurement
US10076383B2 (en) 2012-01-25 2018-09-18 Covidien Lp Electrosurgical device having a multiplexer
US8920410B2 (en) * 2012-05-04 2014-12-30 Covidien Lp Peripheral switching device for microwave energy platforms
JP2014018320A (ja) * 2012-07-13 2014-02-03 Scandinavia Corp 温熱光照射装置
US9872719B2 (en) 2013-07-24 2018-01-23 Covidien Lp Systems and methods for generating electrosurgical energy using a multistage power converter
US9655670B2 (en) 2013-07-29 2017-05-23 Covidien Lp Systems and methods for measuring tissue impedance through an electrosurgical cable
US11006487B2 (en) * 2015-04-10 2021-05-11 Danmarks Tekniske Universitet Microwave powered sensor assembly for microwave ovens
US11103308B2 (en) 2017-12-11 2021-08-31 Covidien Lp Reusable transmission network for dividing energy and monitoring signals between surgical devices

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3800802A (en) * 1972-01-07 1974-04-02 Int Medical Electronics Ltd Short-wave therapy apparatus
JPS56109752U (ja) * 1980-01-21 1981-08-25
JPS5760250U (ja) * 1980-09-19 1982-04-09
JPS5894846A (ja) * 1981-11-30 1983-06-06 オリンパス光学工業株式会社 高周波電気メス装置
JPS5946553U (ja) * 1982-09-20 1984-03-28 オージー技研株式会社 マイクロ波治療装置
JPS59129070A (ja) * 1983-01-10 1984-07-25 呉羽化学工業株式会社 生体中の温度分布の制御装置

Family Cites Families (23)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3077195A (en) * 1959-05-14 1963-02-12 Folsche Trutz Radiation device particularly for medical purposes
DE1440333A1 (de) * 1959-10-23 1969-04-30 Mikrowellen Gmbh Deutsche Anordnung an Hochfrequenz-Kocheinrichtungen
BE759712A (fr) * 1969-12-10 1971-06-02 Comp Generale Electricite Dioptre pour rayonnements electromagnetiques
JPS5228338A (en) * 1975-08-29 1977-03-03 Hitachi Ltd High output light beam focusing lens system
US4071436A (en) * 1976-03-11 1978-01-31 Chevron Research Company Process for removing sulphur from a gas
DE2648908A1 (de) * 1976-10-28 1978-05-03 Bosch Gmbh Robert Anordnung zur selektiven kuehlung humaner koerperbereiche bei einstrahlender hf - energie
US4108147A (en) * 1976-11-01 1978-08-22 The United States Of America As Represented By The Department Of Health, Education And Welfare Direct contact microwave diathermy applicator
US4140130A (en) * 1977-05-31 1979-02-20 Storm Iii Frederick K Electrode structure for radio frequency localized heating of tumor bearing tissue
US4228809A (en) * 1977-10-06 1980-10-21 Rca Corporation Temperature controller for a microwave heating system
US4204549A (en) * 1977-12-12 1980-05-27 Rca Corporation Coaxial applicator for microwave hyperthermia
US4341227A (en) * 1979-01-11 1982-07-27 Bsd Corporation System for irradiating living tissue or simulations thereof
US4271848A (en) * 1979-01-11 1981-06-09 Bio Systems Design, Corp. Apparatus for electromagnetic radiation of living tissue and the like
US4282887A (en) * 1979-10-11 1981-08-11 Rca Corporation Ridge-waveguide applicator for treatment with electromagnetic energy
US4462412A (en) * 1980-04-02 1984-07-31 Bsd Medical Corporation Annular electromagnetic radiation applicator for biological tissue, and method
US4638813A (en) * 1980-04-02 1987-01-27 Bsd Medical Corporation Electric field probe
JPS572347A (en) * 1980-06-04 1982-01-07 Sumitomo Rubber Ind Ltd Vulcanizable rubber composition
JPS5760250A (en) * 1980-09-29 1982-04-12 Hitachi Ltd Nuclear magnetic resonator
US4397313A (en) * 1981-08-03 1983-08-09 Clini-Therm Corporation Multiple microwave applicator system and method for microwave hyperthermia treatment
US4397314A (en) * 1981-08-03 1983-08-09 Clini-Therm Corporation Method and apparatus for controlling and optimizing the heating pattern for a hyperthermia system
US4446874A (en) * 1981-12-30 1984-05-08 Clini-Therm Corporation Microwave applicator with discoupled input coupling and frequency tuning functions
DE3210919C2 (de) * 1982-03-25 1986-07-10 Dornier System Gmbh, 7990 Friedrichshafen Vorrichtung zum zerkleinern von Konkrementen in Körpern von Lebewesen
EP0111386B1 (en) * 1982-10-26 1987-11-19 University Of Aberdeen Ultrasound hyperthermia unit
US4589424A (en) * 1983-08-22 1986-05-20 Varian Associates, Inc Microwave hyperthermia applicator with variable radiation pattern

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3800802A (en) * 1972-01-07 1974-04-02 Int Medical Electronics Ltd Short-wave therapy apparatus
JPS56109752U (ja) * 1980-01-21 1981-08-25
JPS5760250U (ja) * 1980-09-19 1982-04-09
JPS5894846A (ja) * 1981-11-30 1983-06-06 オリンパス光学工業株式会社 高周波電気メス装置
JPS5946553U (ja) * 1982-09-20 1984-03-28 オージー技研株式会社 マイクロ波治療装置
JPS59129070A (ja) * 1983-01-10 1984-07-25 呉羽化学工業株式会社 生体中の温度分布の制御装置

Also Published As

Publication number Publication date
JPS6137263A (ja) 1986-02-22
US4741348A (en) 1988-05-03
JPS6362225B2 (ja) 1988-12-01
JPS6362224B2 (ja) 1988-12-01
JPH0138508B2 (ja) 1989-08-15
JPS6137264A (ja) 1986-02-22

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JPS6137262A (ja) ハイパサ−ミア用加温装置
JPH0138507B2 (ja)
JPS6131171A (ja) ハイパサ−ミア用加温装置
US6904323B2 (en) Non-invasive apparatus and method for providing RF energy-induced localized hyperthermia
DE60112370D1 (de) Verfahren und apparat zur erwärmung von brustläsionen unter verwendung von mikrowellen
MXPA02012687A (es) Sistema y metodo para para el calentamiento de la glandula de prostata a fin de tratar y prevenir el crecimiento y difusion de tumores de prostata.
JPH0356746B2 (ja)
JPS625364A (ja) ハイパ−サ−ミア用加温装置
JPH0241978B2 (ja)
JPS625362A (ja) ハイパ−サ−ミア用加温装置
JPS625366A (ja) ハイパ−サ−ミア用加温装置