JPS6137264A - ハイパ−サ−ミア用加温装置 - Google Patents
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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時間の関連続加温するとと
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． ｍｌ 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時間ないし２時間の関連続加温するとと
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． ｍｌ 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。
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。
者を効率よく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、本発明では、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、この
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、入力電磁波を複数の
出力段に分岐するとともに当該各出力段の出力レベルを
調整する機能を備えた電磁波用の分岐可変出力機構を装
備し、この分岐可変出力機構の各電磁波出力部に対応し
て、前記アプリケータと冷却手段とを各々設けるととも
に、当該各冷却手段には、該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、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、前記分岐可変出力機構および液冷却装置を駆動制御
する主制御部を設けるという構成を採用し、これによっ
て、前記目的を達成しようとするものである。
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、この
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、入力電磁波を複数の
出力段に分岐するとともに当該各出力段の出力レベルを
調整する機能を備えた電磁波用の分岐可変出力機構を装
備し、この分岐可変出力機構の各電磁波出力部に対応し
て、前記アプリケータと冷却手段とを各々設けるととも
に、当該各冷却手段には、該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、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、前記分岐可変出力機構および液冷却装置を駆動制御
する主制御部を設けるという構成を採用し、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１０図に基づ
いて説明する。
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、電磁波出力部としてのマイクロ波出力
部２と、主制御を含む制御手段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、電磁波出力部としてのマイクロ波出力
部２と、主制御を含む制御手段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方向に分岐する分岐可変
出力機構の主要部をなす分岐回路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、該同軸スイッチ１２を介し
て供給されるマイクロ波の出力を調整する電磁波可変減
衰手段としての減衰器１４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
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。
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方向に分岐する分岐可変
出力機構の主要部をなす分岐回路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、該同軸スイッチ１２を介し
て供給されるマイクロ波の出力を調整する電磁波可変減
衰手段としての減衰器１４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
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。
前記分岐回路１０は、発振器８からの電磁波エネルギー
を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各患
者の治療状況に合わせて前記減衰器１４で調整されアプ
リケータ２４を介して点部に供給されるー・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
えによりダミーロードＤＭＩ側に供給され、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１
２の切換えと前記減衰器１４の減衰量の調整は主制御部
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ノぐワーを算出して、この結果
から前記減衰器１４の減衰量を調整する機能を備えてい
る。
を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各患
者の治療状況に合わせて前記減衰器１４で調整されアプ
リケータ２４を介して点部に供給されるー・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
えによりダミーロードＤＭＩ側に供給され、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１
２の切換えと前記減衰器１４の減衰量の調整は主制御部
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ノぐワーを算出して、この結果
から前記減衰器１４の減衰量を調整する機能を備えてい
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２４と
、このアプリケータの開口部側すなわち生体表面用の冷
却液を冷却する冷却装置２６と、該冷却装置２６を制御
し冷却液の冷却調整を行なう冷却制御回路２８と該冷却
装置で冷却された冷却液を循環させるポンプ３０と、冷
却液の温度を検出する温度センサ３２と、癌組織の温度
を検出する温度センサ３４とにより構成されている。
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用の冷
却液を冷却する冷却装置２６と、該冷却装置２６を制御
し冷却液の冷却調整を行なう冷却制御回路２８と該冷却
装置で冷却された冷却液を循環させるポンプ３０と、冷
却液の温度を検出する温度センサ３２と、癌組織の温度
を検出する温度センサ３４とにより構成されている。
なお、この第１図において、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。
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２図に示すように生体３６
に密着して、該生体３６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３６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、冷却手段としての
冷却部３８が設けられている。該冷却部３８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
４０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３０で強制的に循環させ、該冷却部３８
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。
に密着して、該生体３６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３６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、冷却手段としての
冷却部３８が設けられている。該冷却部３８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
４０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３０で強制的に循環させ、該冷却部３８
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。
この生体表面の冷却を行なっている水の温度は、前記冷
却部３８の水の排出側に設けられた温度センサ３２によ
って検出されており、ここで検出された温度情報を基に
して前記アプリケータ２４と接触している生体表面温度
が求められている。そして該温度が所定の値に保たれる
ように、主制御部２２からの情報に基づき、前記冷却制
御回路２８を介して、冷却装置２６の出力調整がなされ
るようになっている。即ち、この生体表面温度は前記冷
却装置２６の出力を調整するためのメイン情報となる。
却部３８の水の排出側に設けられた温度センサ３２によ
って検出されており、ここで検出された温度情報を基に
して前記アプリケータ２４と接触している生体表面温度
が求められている。そして該温度が所定の値に保たれる
ように、主制御部２２からの情報に基づき、前記冷却制
御回路２８を介して、冷却装置２６の出力調整がなされ
るようになっている。即ち、この生体表面温度は前記冷
却装置２６の出力を調整するためのメイン情報となる。
、
これに対し、癌組織の温度は、生体内温度センサ３４に
よって検出されており、ここで得られた情報を基にして
、前記減衰器１４の減衰量の調整が主制御部２２で行な
われるようになっている。
よって検出されており、ここで得られた情報を基にして
、前記減衰器１４の減衰量の調整が主制御部２２で行な
われるようになっている。
一方、前記制御部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４２と、プログラムメモリ。
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４２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２２とからなって
いる。
し、本システムの中枢となる主制御部２２とからなって
いる。
この主制御部２２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。
（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名の患者の各センサ１
Ｂ、３２．３４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４２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゛介しマルチプレクサに
より順次切り換えながら、冷却装置２６の出力と減衰器
１４の減衰量と同軸スイッチ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４２に送出するようになっている。
Ｂ、３２．３４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４２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゛介しマルチプレクサに
より順次切り換えながら、冷却装置２６の出力と減衰器
１４の減衰量と同軸スイッチ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４２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、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°Ｃとする。
な動作について説明する。なお、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°Ｃとする。
まず、冷却装置を始動させ（第３図５０）、十分に水が
冷却された後、ポンプ３０の始動を行なう（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減衰器１４の最小減衰量として設
定する（同図５４）。
冷却された後、ポンプ３０の始動を行なう（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減衰器１４の最小減衰量として設
定する（同図５４）。
このように減衰器１４の最小減衰量の値を癌組織の深部
に合わせて設定するのは、マイクロ波の出力が大（この
場合、最小減衰量の値は小）であると加温時の温度ピー
クが表面近（になるのに対し、マイクロ波の出力が小（
最小減衰量の値は大）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
者に通した値に設定する必要があるからである。第６図
は２４５０ＭＨｚのマイクロ波をある基準量に基づいて
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出力を滅し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減じた方が約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７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から内部の温度が上
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からである。
に合わせて設定するのは、マイクロ波の出力が大（この
場合、最小減衰量の値は小）であると加温時の温度ピー
クが表面近（になるのに対し、マイクロ波の出力が小（
最小減衰量の値は大）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
者に通した値に設定する必要があるからである。第６図
は２４５０ＭＨｚのマイクロ波をある基準量に基づいて
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出力を滅し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減じた方が約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７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から内部の温度が上
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からである。
上述した減衰器１４の最小減衰量の設定は１．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４２でオペレータによって設定された値に合わせる
ことで減衰器１４の最小減衰量の設定を行う。なお、こ
の場合予めファントムモデルを使って最小減衰量の設定
を行なっておいてもよい。また、ここでの減衰器１４の
最小減衰量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、Ｐ ｌ＋ Ｐ ｚ、 Ｐ ３とす
る。
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４２でオペレータによって設定された値に合わせる
ことで減衰器１４の最小減衰量の設定を行う。なお、こ
の場合予めファントムモデルを使って最小減衰量の設定
を行なっておいてもよい。また、ここでの減衰器１４の
最小減衰量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、Ｐ ｌ＋ Ｐ ｚ、 Ｐ ３とす
る。
このようにして、減衰器１４の最小減衰量が設定された
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３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。
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３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）。
マイクロ波照射が行なわれる（同図５８）。
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減衰器１４の減衰量
等の決定がなされる。
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、次のマイクロ波照射時の減衰器１４の減衰量
等の決定がなされる。
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・７り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。
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・７り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、生体表面温度、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ＤＭＩ側に切換え、生体へ
のマイクロ波の照射を避ける（第４図６０．６２）。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３４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５６参
照）に到達したか否かを判断しく第４図６４）、到達し
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３図８
８）。一方、加温時間が到達していない場合は、先に計
測した生体表面温度がオペレータによって入力された表
面温度の設定値（２０℃）より高いか否かが判断され（
同図６８）、表面温度が設定値より高い場合主制御部２
２は、生体表面温度を下げるために冷却装置２６の出力
（冷却効果）を１ステノプア。
述したシステムクロック（例えば１）が入力されると、
まず、生体表面温度、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ＤＭＩ側に切換え、生体へ
のマイクロ波の照射を避ける（第４図６０．６２）。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３４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５６参
照）に到達したか否かを判断しく第４図６４）、到達し
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３図８
８）。一方、加温時間が到達していない場合は、先に計
測した生体表面温度がオペレータによって入力された表
面温度の設定値（２０℃）より高いか否かが判断され（
同図６８）、表面温度が設定値より高い場合主制御部２
２は、生体表面温度を下げるために冷却装置２６の出力
（冷却効果）を１ステノプア。
プするべく指示を与え（同図７０）、同軸スイッチ１２
をダミーロードＤＭＩ側に切換えたままにして（同図７
２）、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２２人出力ボートを他の患者の各センサ
ー３２．３４・各コントロールユニット１４．２８に切
換え（第３図８８）、他の患者に対する処理を続けて行
なう。
をダミーロードＤＭＩ側に切換えたままにして（同図７
２）、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２２人出力ボートを他の患者の各センサ
ー３２．３４・各コントロールユニット１４．２８に切
換え（第３図８８）、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６０，６２゜６４を介して
再び表面温度の判断が行なわれる（第４図６８）。この
一定時間の経過により、表面温度が設定値より下がった
ならば、生体表面を冷却しすぎないように冷却装置２６
の出力（冷却効果）を１ステップ下げ（この場合冷却装
置の出力がオフとなってもよい。ポンプによって冷却液
が循環されており、生体の表層に熱傷が生ずることがな
いからである）、内部温度（癌組織の温度）の調整には
いる（同図７４．７６）。
入力されたときに、ステップ６０，６２゜６４を介して
再び表面温度の判断が行なわれる（第４図６８）。この
一定時間の経過により、表面温度が設定値より下がった
ならば、生体表面を冷却しすぎないように冷却装置２６
の出力（冷却効果）を１ステップ下げ（この場合冷却装
置の出力がオフとなってもよい。ポンプによって冷却液
が循環されており、生体の表層に熱傷が生ずることがな
いからである）、内部温度（癌組織の温度）の調整には
いる（同図７４．７６）。
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℃）よりも低いとき、主制御部２２
は減衰器１４の減衰量１４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減衰量を上まわら
ないようにする（同図７８．８０）。そして、同軸スイ
ッチ１２をアプリケータ側に切換えることによって、こ
の設定値に基づいたマイクロ波の照射を行い（同図８２
）、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（なるまでマ
イクロ波の照射と計測が繰り返され（但し、表面温度が
設定値を越えた場合は、生体への照射は行なわれない）
、システムクロックに同期して行なわれる計測時を利用
して減衰器１４の減衰量をＩステップ銀像くし、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、計測時を
利用して減衰器１４の減衰量を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
８６）、次の照射時のための出力設定を行なう。ここで
減衰器１４の減衰量を１ステップ上げた後、冷却装置２
６の出力（冷却効果）を１ステツプ毎に上げているのは
（同図７０）、図中７４で冷却装置２６の出力（冷却効
果）を下げたことを填補するためである。つまり、癌組
織の温度が設定値より高（なったときは、なるべく早く
癌組織の温度を設定値に近づけるように表面温度を冷す
必要があるからである。
度設定値（４３，５℃）よりも低いとき、主制御部２２
は減衰器１４の減衰量１４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減衰量を上まわら
ないようにする（同図７８．８０）。そして、同軸スイ
ッチ１２をアプリケータ側に切換えることによって、こ
の設定値に基づいたマイクロ波の照射を行い（同図８２
）、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（なるまでマ
イクロ波の照射と計測が繰り返され（但し、表面温度が
設定値を越えた場合は、生体への照射は行なわれない）
、システムクロックに同期して行なわれる計測時を利用
して減衰器１４の減衰量をＩステップ銀像くし、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、計測時を
利用して減衰器１４の減衰量を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
８６）、次の照射時のための出力設定を行なう。ここで
減衰器１４の減衰量を１ステップ上げた後、冷却装置２
６の出力（冷却効果）を１ステツプ毎に上げているのは
（同図７０）、図中７４で冷却装置２６の出力（冷却効
果）を下げたことを填補するためである。つまり、癌組
織の温度が設定値より高（なったときは、なるべく早く
癌組織の温度を設定値に近づけるように表面温度を冷す
必要があるからである。
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８４）、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）。
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８４）、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８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と、マイクロ波の出力状
態とを示している。
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８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
は減衰器１４の最小減衰量に基づくマイクロ波の最大出
力（ＰＩ ）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℃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４図
７２参照）、さらに、この間（図中ＢＣ間）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４
３．５℃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■は
、例えば第５図に示す時間Ｉ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℃に達しなかった場合（例
えば図中ＥＦ）は、第４のフローチャート８０で示した
ように次の計測期間（例えば図中ＦＣ）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
ＧＨ）。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。
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
は減衰器１４の最小減衰量に基づくマイクロ波の最大出
力（ＰＩ ）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℃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４図
７２参照）、さらに、この間（図中ＢＣ間）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４
３．５℃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■は
、例えば第５図に示す時間Ｉ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℃に達しなかった場合（例
えば図中ＥＦ）は、第４のフローチャート８０で示した
ように次の計測期間（例えば図中ＦＣ）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
ＧＨ）。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９図は比較的深部に癌組織があるため、減衰器
１４の最小減衰量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５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。
１４の最小減衰量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５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。
このように、上記第１実施例においては、複数（３つ）
の出力段を備えた分岐回路１０を装備していることから
複数（２〜３）人の患者に対して同時に加温療法をなし
得ることができ、出力のレベル調整及び冷却液の温度調
整等を主制御部にて各電磁波出力部ごとに同時になし得
るようになっているため、加温温度のリップルの少ない
安定した治療状態を比較的長い時間維持することができ
、冷却手段の作用により患者の苦痛を大幅に且つ迅速に
緩和することができ、又冷却水も少なくてすむことから
設備全体の小型化を図り得るという利点がある。
の出力段を備えた分岐回路１０を装備していることから
複数（２〜３）人の患者に対して同時に加温療法をなし
得ることができ、出力のレベル調整及び冷却液の温度調
整等を主制御部にて各電磁波出力部ごとに同時になし得
るようになっているため、加温温度のリップルの少ない
安定した治療状態を比較的長い時間維持することができ
、冷却手段の作用により患者の苦痛を大幅に且つ迅速に
緩和することができ、又冷却水も少なくてすむことから
設備全体の小型化を図り得るという利点がある。
ここで、上述した第１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１０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１０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
め特に問題ない。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。
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１０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１０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
め特に問題ない。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。
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。
次に本発明の第２および第３の実施例について第１１図
ないし第１８図に基づいて説明する。
ないし第１８図に基づいて説明する。
第１１図は、本発明の第２実施例に係るハイパサーミア
用加温装置の電気的ブロック図である。
用加温装置の電気的ブロック図である。
この第２実施例において、第１実施例と違う点は、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ある。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。
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ある。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。
このマイクロ波の出力レベルを調整する機能を有するコ
ントローラプル分岐回路１００は、第１２図に示すマイ
クロ波電力分割装置１０２（実公昭５７−６（＋２５０
）を患者の数に対応する数だけ有し、これをそれぞれ第
１３図に示すように接続させることによって構成されて
いる。
ントローラプル分岐回路１００は、第１２図に示すマイ
クロ波電力分割装置１０２（実公昭５７−６（＋２５０
）を患者の数に対応する数だけ有し、これをそれぞれ第
１３図に示すように接続させ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。
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輻方向に
例えば３個のマイクロ波伝送路Ｂ、、Ｂ、及びＢ３を延
長せる構成を有するが、伝送路Ｂｌ、ＢＺ及びＢ３の遊
端を夫々開口０１，０□及び０．とする時、開口Ｏ１よ
りマイクロ波電力を供給すればそれが伝送路Ｂ１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ｏｔに伝送され、又開口０□よりマイクロ波電力を供
給すればそれが伝送路Ｂ２及びＢ、を介して開口０．に
供給される様になされ、従って開口０．及び０．、及び
０２及び０３が夫々互いに対をなしているものとする。
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輻方向に
例えば３個のマイクロ波伝送路Ｂ、、Ｂ、及びＢ３を延
長せる構成を有するが、伝送路Ｂｌ、ＢＺ及びＢ３の遊
端を夫々開口０１，０□及び０．とする時、開口Ｏ１よ
りマイクロ波電力を供給すればそれが伝送路Ｂ１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ｏｔに伝送され、又開口０□よりマイクロ波電力を供
給すればそれが伝送路Ｂ２及びＢ、を介して開口０．に
供給される様になされ、従って開口０．及び０．、及び
０２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、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
、又この間口０□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をするが、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０
□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ＯＩよりの電力につき
その一部が開口０□に至ると共にその他部が伝送路Ｂ３
側に至り、結局開口０２及び０３に開口Ｏ１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Ｏ１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。
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、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
、又この間口０□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をするが、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０
□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ＯＩよりの電力につき
その一部が開口０□に至ると共にその他部が伝送路Ｂ３
側に至り、結局開口０２及び０３に開口Ｏ１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Ｏ１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。
而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０１がこの装置１０２の１つの入力
Ｆとして、又開口０２及び０３がこの装置１０２の２つ
の出力Ｇ１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、−力出力Ｇ、より得られるマイクロ波電力Ｓ００
分割せるマイクロ波電力ＳＩがアプリケータ２４へ、出
力Ｇ２より得られるマイクロ波電力Ｓ。の分制せるマイ
クロ波電力Ｓ２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Ｏ３に供給される様になされてい
る。
レータ１０４の開口０１がこの装置１０２の１つの入力
Ｆとして、又開口０２及び０３がこの装置１０２の２つ
の出力Ｇ１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、−力出力Ｇ、より得られるマイクロ波電力Ｓ００
分割せるマイクロ波電力ＳＩがアプリケータ２４へ、出
力Ｇ２より得られるマイクロ波電力Ｓ。の分制せるマイ
クロ波電力Ｓ２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Ｏ３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様可変電圧ａＫ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。
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様可変電圧ａＫ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、本実施例におけるコントローラプル分岐回路１０
０はこのように構成された電力分割装置１０２を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Ｏ０を発振器８
に接続し、この第１段の電力分割装置１０２の開口０３
を第２段の電力分割装置１０２の開口０１に接続し、こ
の第２段の電力分割装置１０２の開口０３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０３をダミーロードＤＭ２に接
続し、そして各段の開口０２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０２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
。
０はこのように構成された電力分割装置１０２を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Ｏ０を発振器８
に接続し、この第１段の電力分割装置１０２の開口０３
を第２段の電力分割装置１０２の開口０１に接続し、こ
の第２段の電力分割装置１０２の開口０３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０３をダミーロードＤＭ２に接
続し、そして各段の開口０２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０２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Ｖ
の値を制御すれば、これに応じて電力分割装置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、前記マイクロ
波電力Ｓ、及びＳ２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
。
の値を制御すれば、これに応じて電力分割装置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、前記マイクロ
波電力Ｓ、及びＳ２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ｒＺ、第３段での反射
係数をｒ３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＋ ）２・Ｐｏ、
（１ｒｚ）２・ｒｌ” ＨＰｏ＋ （１ｒ：＋）２
・ｒ％ 、ｒ２２ −ｐ。
数をｒｌ＋第２段での反射係数をｒＺ、第３段での反射
係数をｒ３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＋ ）２・Ｐｏ、
（１ｒｚ）２・ｒｌ” ＨＰｏ＋ （１ｒ：＋）２
・ｒ％ 、ｒ２２ −ｐ。
の電力を有するマイクロ波が供給される。この点は第１
５図に示すコントローラプル分岐回路１０１と同様であ
るので、制御方法とともにそこで詳述する。
５図に示すコントローラプル分岐回路１０１と同様であ
るので、制御方法とともにそこで詳述する。
第１４図２よ本発明の第３実施例に係るハイパサーミア
用加温装置の電気的ブロック図である。
用加温装置の電気的ブロック図である。
この第３実施例では第２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
ドＤＭＩとアイソレータ１６を排しである。その他の構
成は第１．第２実施例と同様であり、同様の構成は同符
号が用いである。
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
ドＤＭＩとアイソレータ１６を排しである。その他の構
成は第１．第２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１０１は、特公昭５５−
２８３４８を利用したものであり、第１５図に示すよう
にダミーロードＤＭ３．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。
２８３４８を利用したものであり、第１５図に示すよう
にダミーロードＤＭ３．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は患者の数に応じた入力端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。
（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の入力端Ｔ０は発振器８の出力端に
、入出力端Ｔ１が各アプリケータ側に、出力端Ｔ、ｌが
前記ダミーロードＤＭ３の入力端Ｕ８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。
、入出力端Ｔ１が各アプリケータ側に、出力端Ｔ、ｌが
前記ダミーロードＤＭ３の入力端Ｕ８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ＺＤＴは、ｉ個の分配回路り、を有し、該
分配回路り、は夫々第１．第２及び第３のポー）Ｉ、ｎ
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Ｑ、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のポートＩ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）ＩＩに得られる関係での
対をなし、第２及び第３のポート■及び■、及び第３及
び第１のポートＩ［ｌ及び■も夫々同様の対をなしてい
るものである。而して分配回路Ｄ、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
変インピーダンス血路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Ｑ１の第
３のポート■が分配回路Ｄ（ｉ＋１）のサーキュレータ
Ｑ１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Ｑ、の第３のポートＩ［１
はダミロードＤＭ４に連結され、又分配回路り、のサー
キュレータＱｌの第１のポートＩが分配装置ＤＴとして
の入力＠Ｔ０に連結され、分配回路り、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１が分配装置ＤＴとしての出力端
Ｔ、ｌに夫々連結されている。依って分配回路Ｄ１はそ
のサーキュレータＱ１の第１のポートＩ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の位置でこの一フィ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ｒＨ”ＰＬで与えられ、従っ
てサーキュレータＱ１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）ｚｐ、及びｒ；”Ｐ
Ｈで表わされる電力で２つのマイクロ波に分割され夫々
インピーダンス回路Ｚ−サーキュレークＱ２の第２及び
第３のポー）ＩＩ及びｍを通って入出力端Ｔ１、及びサ
ーキュレータＱ１の第２及び第３のポー）ＩＩ及び■を
通って分配回路Ｄ（ｉ＋１）のサーキュレータＱＩ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。に電力Ｐｏを有するマイクロ波を供給すれば、
分配回路Ｄ ＋ 、 Ｄ ｚ、 Ｄ ３のサーキュレー
タＱ１の第１のポート■には夫々Ｐ Ｏ，ｒ ｌ”ＰＯ
＋ ｒ ＋’ ｒ ２２・Ｐ。
分配回路り、は夫々第１．第２及び第３のポー）Ｉ、ｎ
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Ｑ、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のポートＩ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）ＩＩに得られる関係での
対をなし、第２及び第３のポート■及び■、及び第３及
び第１のポートＩ［ｌ及び■も夫々同様の対をなしてい
るものである。而して分配回路Ｄ、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
変インピーダンス血路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Ｑ１の第
３のポート■が分配回路Ｄ（ｉ＋１）のサーキュレータ
Ｑ１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Ｑ、の第３のポートＩ［１
はダミロードＤＭ４に連結され、又分配回路り、のサー
キュレータＱｌの第１のポートＩが分配装置ＤＴとして
の入力＠Ｔ０に連結され、分配回路り、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１が分配装置ＤＴとしての出力端
Ｔ、ｌに夫々連結されている。依って分配回路Ｄ１はそ
のサーキュレータＱ１の第１のポートＩ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の位置でこの一フィ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ｒＨ”ＰＬで与えられ、従っ
てサーキュレータＱ１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）ｚｐ、及びｒ；”Ｐ
Ｈで表わされる電力で２つのマイクロ波に分割され夫々
インピーダンス回路Ｚ−サーキュレークＱ２の第２及び
第３のポー）ＩＩ及びｍを通って入出力端Ｔ１、及びサ
ーキュレータＱ１の第２及び第３のポー）ＩＩ及び■を
通って分配回路Ｄ（ｉ＋１）のサーキュレータＱＩ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。に電力Ｐｏを有するマイクロ波を供給すれば、
分配回路Ｄ ＋ 、 Ｄ ｚ、 Ｄ ３のサーキュレー
タＱ１の第１のポート■には夫々Ｐ Ｏ，ｒ ｌ”ＰＯ
＋ ｒ ＋’ ｒ ２２・Ｐ。
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、（１ｒ＋）
”・ＰＯ＋ （１ｒ２） ２・ｒ、”・Ｐｏ＋ （１
ｒ３） ２・ｒｌ”・ｒ２”・Ｐ。
Ｔ Ｉ、 Ｔ ｚ、 Ｔ ３．には、夫々、（１ｒ＋）
”・ＰＯ＋ （１ｒ２） ２・ｒ、”・Ｐｏ＋ （１
ｒ３） 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１０１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 ｚ、 Ｓ ：ｌを供給し、アプ
リケータ等で反射されたマイクロ波ＳＳ’、Ｓｚ’、Ｓ
３’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。
＋ 、 Ｔ ｚ、 Ｔ ３から各アプリケータ２４にマ
イクロ波Ｓ ＋、 Ｓ ｚ、 Ｓ ：ｌを供給し、アプ
リケータ等で反射されたマイクロ波ＳＳ’、Ｓｚ’、Ｓ
３’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Ｓ。の電力分割し
て得られるマイクロ波Ｓ ＋、 Ｓ ２． Ｓ ３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、、
Ｄ２．Ｄ３に於ける反射係数ｒｌ、ｒ２．ｒ３に応じて
決められ、一方反射係数ｒ８は分配回路り。
て得られるマイクロ波Ｓ ＋、 Ｓ ２． Ｓ ３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、、
Ｄ２．Ｄ３に於ける反射係数ｒｌ、ｒ２．ｒ３に応じて
決められ、一方反射係数ｒ８は分配回路り。
の可変インピーダンス回路Ｚのインピーダンスに応じて
決められるので、分配回路Ｄ ＩＩ Ｄ ｚ、 Ｄ ３
の可変インピーダンス回路Ｚを主制御部２２より所望に
応じ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＋、Ｓｚ、Ｓｓ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。
決められるので、分配回路Ｄ ＩＩ Ｄ ｚ、 Ｄ ３
の可変インピーダンス回路Ｚを主制御部２２より所望に
応じ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＋、Ｓｚ、Ｓｓ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２実施例とこの第３実施例に係る全体
的な動作を第１６図に基づいて説明する。
的な動作を第１６図に基づいて説明する。
また、本実施例における３名の各患者を以下陽１゜Ｎ１
１２．ｌ’ｈ３とする。なお、第１実施例と同様な点は
省略する。
１２．ｌ’ｈ３とする。なお、第１実施例と同様な点は
省略する。
まず第１実施例と同様に初期値を設定した後（第３図参
照）、温度計測を行うために同軸スイッチ１２をダミー
ロードＤＭＩ側に切換える（第１６図２００，２０２）
。但し、第３実施例では同軸スイッチ１３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内にダミーロードＤＭ３が存在す
るからである。
照）、温度計測を行うために同軸スイッチ１２をダミー
ロードＤＭＩ側に切換える（第１６図２００，２０２）
。但し、第３実施例では同軸スイッチ１３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内にダミーロードＤＭ３が存在す
るからである。
そして、内部温度の判断に入り（同図２０４）、ここで
内部温度が設定値より高いと判断された時は、該当する
患者のインピーダンス素子１０８又は可変インピーダン
ス２（以下、第２実施例、第３実施例に係りなく患者Ｎ
ｌｌ、１１ｈ２．？ｈ３に対するインピーダンス素子１
０８．可変インピーダンスＺを可変インピーダンスＺ１
．ＺＺ、Ｚ３とし、これと対応する反射係数をｒＩ＋
ｒ２＋ ｒｌとする）を１ステンプアソプさせることに
よって反射係数ｒｉ （ｉ＝１．２．３）を増加させ
、マイクロ波の出力を減少させる（同図２０６）。但し
、この場合の１人の患者（例えば陽１）の治療時にあた
って反射係数（例えばｒｌ）を変化させると、同時に治
療している他の患者（Ｎｉ２．Ｎｃ３）に対するマイク
ロ波の出力が変化してしまう。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ｍｌ
、ｆｆ１２，１１ｈ３に対して夫々（１−ｒ、） ｚ−
Ｐ、、（１−ｒ、）” ｒ、・Ｐｏ ＋ （１−ｒｌ
） ” ｒＩ”・ｒｚ” ・ｐ６の電力を有するマイ
クロ波が供給されるため、反射係数ｒ、を変化させると
同時に患者１’ｍ２．１１ｋ１３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。
内部温度が設定値より高いと判断された時は、該当する
患者のインピーダンス素子１０８又は可変インピーダン
ス２（以下、第２実施例、第３実施例に係りなく患者Ｎ
ｌｌ、１１ｈ２．？ｈ３に対するインピーダンス素子１
０８．可変インピーダンスＺを可変インピーダンスＺ１
．ＺＺ、Ｚ３とし、これと対応する反射係数をｒＩ＋
ｒ２＋ ｒｌとする）を１ステンプアソプさせることに
よって反射係数ｒｉ （ｉ＝１．２．３）を増加させ
、マイクロ波の出力を減少させる（同図２０６）。但し
、この場合の１人の患者（例えば陽１）の治療時にあた
って反射係数（例えばｒｌ）を変化させると、同時に治
療している他の患者（Ｎｉ２．Ｎｃ３）に対するマイク
ロ波の出力が変化してしまう。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ｍｌ
、ｆｆ１２，１１ｈ３に対して夫々（１−ｒ、） ｚ−
Ｐ、、（１−ｒ、）” ｒ、・Ｐｏ ＋ （１−ｒｌ
） ” ｒＩ”・ｒｚ” ・ｐ６の電力を有するマイ
クロ波が供給されるため、反射係数ｒ、を変化させると
同時に患者１’ｍ２．１１ｋ１３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１７図に示しである。
例えば、患者Ｎｌｌに対するインピーダンスＺ。
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１７図３００）、（
１ｒｌ）２’Ｐ６ １ ｒ１＋Δｒ、））２−ｐｏ
−２−Δｒｒ−（１−ｒｌ）ＰＯ分患者嵐１に対して出
力を減少させることができる一方、他の患者Ｎ１２．Ｎ
１３に対しては出力を一定に保つために反射係数ｒ２を
Δｒ２分１反射係数ｒ３を６１８分増加させる必要があ
る（同図３０２．３０４）。ここでΔｒ２は、 （１’ ｒｚ）ｚ、 ｒ％、ｐＯ ＝ （１−（ｒ、＋Δｒｚ）） ”・ （ｒ、＋Δｒ、
）”Ｐ。
１ｒｌ）２’Ｐ６ １ ｒ１＋Δｒ、））２−ｐｏ
−２−Δｒｒ−（１−ｒｌ）ＰＯ分患者嵐１に対して出
力を減少させることができる一方、他の患者Ｎ１２．Ｎ
１３に対しては出力を一定に保つために反射係数ｒ２を
Δｒ２分１反射係数ｒ３を６１８分増加させる必要があ
る（同図３０２．３０４）。ここでΔｒ２は、 （１’ ｒｚ）ｚ、 ｒ％、ｐＯ ＝ （１−（ｒ、＋Δｒｚ）） ”・ （ｒ、＋Δｒ、
）”Ｐ。
より算出すればよく、またΔｒ、は
（１ｒｓ）”・ ｒ％・ ｒｔ” Ｐ。
＝（１（ｒ３＋Δｒｓ））”・ （ｒ＋＋Δｒ、）２・
（ｒｚ＋Δｒｚ）”・Ｐ。
（ｒｚ＋Δｒｚ）”・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
プアソプさせるに際し反射係数ｒ２をΔｒ２分増加させ
るとすると（同図３０６）、（１−ｒｚ）”・ｒｌ”・
Ｐｏ− （１（ｒｚ＋Δｒ２）） ２・ｒ、” Ｐ。
プアソプさせるに際し反射係数ｒ２をΔｒ２分増加させ
るとすると（同図３０６）、（１−ｒｚ）”・ｒｌ”・
Ｐｏ− （１（ｒｚ＋Δｒ２）） ２・ｒ、” Ｐ。
−２Δｒｚ （１ｒｚ） ・ｒｌ ｚ、 ｐ。
分だけ患者に対して出力を減少させることができ、他の
患者階３ （患者階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６１３分
増加させる必要がある（同図３０８）。ここでΔｒ３は
、 （１−ｒｔ ）” ｒ、”・ｒ２２・ｐ。
患者階３ （患者階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６１３分
増加させる必要がある（同図３０８）。ここでΔｒ３は
、 （１−ｒｔ ）” ｒ、”・ｒ２２・ｐ。
＝ （１−（ｒ、＋Δｒ３）１２・ｒ、！・（ｒｚ十Δ
ｒｚ）”−Ｐａ より求めればよい。
ｒｚ）”−Ｐａ より求めればよい。
また、患者隘３に対するインピーダンスＺ３を１ステツ
プアクプさせるに際し反射係数ｒ３を６１３分増加させ
るとするとく同図３１０）、（１ｒｚ）” ｒｌ ”
’ ｒＩ２．Ｐ６−（１（ｒ：＋＋Δｒｉ） ） ”
ｒｌｚ・ｒｚ”−Ｐｇ＝２・Δｒｓ’ （１ｒｚ）
・ｒｌ”・ｒｚｔ−Ｐ。
プアクプさせるに際し反射係数ｒ３を６１３分増加させ
るとするとく同図３１０）、（１ｒｚ）” ｒｌ ”
’ ｒＩ２．Ｐ６−（１（ｒ：＋＋Δｒｉ） ） ”
ｒｌｚ・ｒｚ”−Ｐｇ＝２・Δｒｓ’ （１ｒｚ）
・ｒｌ”・ｒｚｔ−Ｐ。
分、患者黒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Ｎｌｌ、ｈｈ２に対する出力を考慮
する必要はない。
する必要はない。
他方、内部温度が設定値より低いと判麟された時は各患
者に対応する可変インピーダンスＺ１（ｉ＝１．２．３
）を１ステツプダウンさせることによって反射係数ｒｉ
を減少させ、マイクロ波の出力を増加させる（第１６図
２０８）。
者に対応する可変インピーダンスＺ１（ｉ＝１．２．３
）を１ステツプダウンさせることによって反射係数ｒｉ
を減少させ、マイクロ波の出力を増加させる（第１６図
２０８）。
この場合のサブルーチンは第１８図に示しである。
例エバ、患者！ｌｈｌ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ｒ、をΔｒ、分減
少させるとすると（第１８図４００）、（１−（ｒ、−
Δｒ＋）） ”・ｐｏ−Ｎ−ｒＩ）”・Ｐｏ＝２・Δｒ
、・（１ｒＩ） ・Ｐ。
ステンプダウンさせるに際し反射係数ｒ、をΔｒ、分減
少させるとすると（第１８図４００）、（１−（ｒ、−
Δｒ＋）） ”・ｐｏ−Ｎ−ｒＩ）”・Ｐｏ＝２・Δｒ
、・（１ｒＩ） ・Ｐ。
分だけ患者隘１に対して出力を増加させることができ、
他の患者Ｎｎ２．！に３に対しては出力を一定に保つた
めに反射係数ｒ２をΔｒ２分２反射係数ｒ３を６１３分
減少させる必要がある（同図４０２．４０４）、ここで
Δｒ２は、 （１ｒｚ）ｚ・ｒ、Ｚ・ｐ。
他の患者Ｎｎ２．！に３に対しては出力を一定に保つた
めに反射係数ｒ２をΔｒ２分２反射係数ｒ３を６１３分
減少させる必要がある（同図４０２．４０４）、ここで
Δｒ２は、 （１ｒｚ）ｚ・ｒ、Ｚ・ｐ。
＝ （１−（ｒ、−Δｒ、））”・ （ｒＩ−Δｒ１）
２・ＰＯ より算出すればよく、またΔｒ３は、 （１ｒｚ）”・ｒ、２・ｒｔ” Ｐａ ”（１（ｒｚ−Δｒ−）） ２・ （ｒ、−Δｒ 、
） ２ 。
２・ＰＯ より算出すればよく、またΔｒ３は、 （１ｒｚ）”・ｒ、２・ｒｔ” Ｐａ ”（１（ｒｚ−Δｒ−）） ２・ （ｒ、−Δｒ 、
） ２ 。
（ｒｚ−Δｒ２）”ＰＯ
より求めればよい。
一方、患者−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反射係数ｒ２をΔｒ２分減少させ
るとすると（同図４０６）、（１（ｒｚ−Δｒｚ））
”・ｒＩ” Ｐｏ−（１ｒｚ） ｇ、 ｒ、ｆｆｉ・ｐ
。
プダウンさせるに際し反射係数ｒ２をΔｒ２分減少させ
るとすると（同図４０６）、（１（ｒｚ−Δｒｚ））
”・ｒＩ” Ｐｏ−（１ｒｚ） ｇ、 ｒ、ｆｆｉ・ｐ
。
−２・Δｒｚ・ （ｌ ｒｚ） ・ｒＩ”−Ｐａ分
患者Ｎ１１２に対して出力を増加させることができ、他
の患者１１ｈ３ （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ｒ、をΔ
ｒ２分減少させる必要がある（同図４０８）。ここでΔ
ｒ、は、 （１ｒｚ）”・ｒｌｚ−ｒ２２．Ｐ。
患者Ｎ１１２に対して出力を増加させることができ、他
の患者１１ｈ３ （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ｒ、をΔ
ｒ２分減少させる必要がある（同図４０８）。ここでΔ
ｒ、は、 （１ｒｚ）”・ｒｌｚ−ｒ２２．Ｐ。
＝ （１−（ｒｓ−Δｒｓ）） ２・ｒｔ”・（ｒｚ−
Δｒｚ）２・Ｐ。
Δｒｚ）２・Ｐ。
より求めればよい。
また、患者隘３に対するインピーダンスＺ３を１ステツ
プダウンさせるに際し反射係数ｒ、をΔｒ１分減少させ
るとすると（同図４１０）、（１−（ｒｚ−Δｒｚ））
’・ ｒｌ”・ ｒｚ” Ｐａ（１−ｒｚ）”−
ｒＩ”−ｒｚ”−Ｐ。
プダウンさせるに際し反射係数ｒ、をΔｒ１分減少させ
るとすると（同図４１０）、（１−（ｒｚ−Δｒｚ））
’・ ｒｌ”・ ｒｚ” Ｐａ（１−ｒｚ）”−
ｒＩ”−ｒｚ”−Ｐ。
＝２ ・ Δｒｓ’ （１ｒｚ） ’ ｒ％・
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１１ｋＬｌ、 １１ｍ２
に対する出力を考慮する必要はない。
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１１ｋＬｌ、 １１ｍ２
に対する出力を考慮する必要はない。
このように、コントローラプル分岐回路１００゜１０１
を使用した上記第２および第３実施例においても、前述
した第１実施例と同一の作用効果を有するほか、当該分
岐回路１００．１０１の機能によって他の構成要素の一
部たとえばアイソレークを不要とすることができ、従っ
て全体的に構成が簡略化され、従って主制御部２４によ
る全体制御も幾分迅速化され、これがため各患者に対し
ては適性な治療を迅速になし得ることができ、冷却装置
２６を各別に設けたので患者の苦痛を大幅に且つ迅速に
緩和することができ、更に装置全体を小型化し且つ取扱
い易くすることができるという利点がある。
を使用した上記第２および第３実施例においても、前述
した第１実施例と同一の作用効果を有するほか、当該分
岐回路１００．１０１の機能によって他の構成要素の一
部たとえばアイソレークを不要とすることができ、従っ
て全体的に構成が簡略化され、従って主制御部２４によ
る全体制御も幾分迅速化され、これがため各患者に対し
ては適性な治療を迅速になし得ることができ、冷却装置
２６を各別に設けたので患者の苦痛を大幅に且つ迅速に
緩和することができ、更に装置全体を小型化し且つ取扱
い易くすることができるという利点がある。
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、この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、入力電磁波
を複数の出力段に分岐するとともに当該各出力段の出力
レベルを調整する機能を備えた電磁波用の分岐可変出力
機構を装備し、この分岐可変出力機構の各電磁波出力部
に対応して、前記アプリケータと冷却手段とを各々設け
るとともに、当該各冷却手段には、該冷却手段に送られ
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、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、前記分岐可変出力機構および液冷却装置を
駆動制御する主制御部を設けるという構成を採用したの
で、複数の患者を同時に治療することができ、各患者に
適応した電磁波エネルギを長時間出力することができ、
各冷却手段に各々液冷却装置を装備し且つ主制御部でそ
の液温制御をなし得るようにしたので、患者の苦痛を大
幅に且つ迅速に緩和せしめることができ、冷却液を少な
くすることができるため装置全体を小型化することがで
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。
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、この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、入力電磁波
を複数の出力段に分岐するとともに当該各出力段の出力
レベルを調整する機能を備えた電磁波用の分岐可変出力
機構を装備し、この分岐可変出力機構の各電磁波出力部
に対応して、前記アプリケータと冷却手段とを各々設け
るとともに、当該各冷却手段には、該冷却手段に送られ
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、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、前記分岐可変出力機構および液冷却装置を
駆動制御する主制御部を設けるという構成を採用したの
で、複数の患者を同時に治療することができ、各患者に
適応した電磁波エネルギを長時間出力することができ、
各冷却手段に各々液冷却装置を装備し且つ主制御部でそ
の液温制御をなし得るようにしたので、患者の苦痛を大
幅に且つ迅速に緩和せしめることができ、冷却液を少な
くすることができるため装置全体を小型化することがで
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。
第１図は本発明の第１実施例を示すブロック図、第２図
は第１図中に示した７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図ないし第９図は各々第１図の動
作説明図、第１０図は患者数を増やした場合における説
明図、第１１図は本発明の第２実施例を示すブロック図
、第１２図ないし第１３図は各々第１１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１４図は
本発明の第３実施例を示すブロック図、第１５図は第１
４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１６図ないし第１８図は各々第１１図または第
１４図の動作例を示す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−−−−一分岐可変出力機構の要部をなす分岐回路
、１２． １．３−−−一電磁波切換手段としての同軸
スイッチ、１４−−−電磁波可変減衰手段としての減衰
器、２２＝−−一−−生制御部、２４−−− アプリケ
ータ、２６−−−−−−−液冷却装置としての冷却装置
、３２−−−一第２の温度計測手段としての温度センサ
、３４−〜−−−−−第１の温度計測手段としての温度
センサ、３８−−−一冷却手段としての冷却部、１００
．１０１−一−−−−−分岐可変出力機構の要部をなす
コントローラプル分岐回路。 特許出願人 菊 地 眞（ばか３名）第２図 〆一 第、３図 第４図 ト ν ■ ｖ絽 明
は第１図中に示した７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図ないし第９図は各々第１図の動
作説明図、第１０図は患者数を増やした場合における説
明図、第１１図は本発明の第２実施例を示すブロック図
、第１２図ないし第１３図は各々第１１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１４図は
本発明の第３実施例を示すブロック図、第１５図は第１
４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１６図ないし第１８図は各々第１１図または第
１４図の動作例を示す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−−−−一分岐可変出力機構の要部をなす分岐回路
、１２． １．３−−−一電磁波切換手段としての同軸
スイッチ、１４−−−電磁波可変減衰手段としての減衰
器、２２＝−−一−−生制御部、２４−−− アプリケ
ータ、２６−−−−−−−液冷却装置としての冷却装置
、３２−−−一第２の温度計測手段としての温度センサ
、３４−〜−−−−−第１の温度計測手段としての温度
センサ、３８−−−一冷却手段としての冷却部、１００
．１０１−一−−−−−分岐可変出力機構の要部をなす
コントローラプル分岐回路。 特許出願人 菊 地 眞（ばか３名）第２図 〆一 第、３図 第４図 ト ν ■ ｖ絽 明
Claims (9)
- （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、このアプリケータ
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、入力電磁
波を複数の出力段に分岐するとともに当該各出力段の出
力レベルを調整する機能を備えた電磁波用の分岐可変出
力機構を装備し、 この分岐可変出力機構の各電磁波出力部に対応して、前
記アプリケータと冷却手段とを各々設けるとともに、当
該各冷却手段には、該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、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、前記分岐可変
出力機構および液冷却装置を駆動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）、前記分岐可変出力機構を、入力電磁波を複数出
力段に単純分岐する電磁波分岐手段と、この電磁波分岐
手段の各出力部に連結された電磁波可変減衰手段とによ
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。 - （６）、前記電磁波分岐手段の各出力部と前記電磁波可
変減衰手段との間に、電磁波切換手段を各別に装備した
ことを特徴とした特許請求の範囲第５項記載のハイパー
サーミア用加温装置。 - （７）、前記各電磁波切換手段に、当該電磁波切換手段
の切換え動作によって放出される電磁波を吸収するため
のダミーロードを装備したことを特徴とした特許請求の
範囲第６項記載のハイパーサーミア用加温装置。 - （８）、前記分岐可変出力機構を、入力電磁波を複数に
分岐するとともに当該分岐された各出力の出力レベルを
調整する機能を備えた電磁波可変分岐手段としたことを
特徴とする特許請求の範囲第１項、第２項、第３項又は
第４項記載のハイパーサーミア用加温装置。 - （９）、前記電磁波可変分岐手段の各出力段に、ダミー
ロードを備えた電磁波切換手段を各別に装備したことを
特徴とする特許請求の範囲第８項記載のハイパーサーミ
ア用加温装置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| 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 |
| JP16246984A JPS6137263A (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 |
|---|---|---|---|
| 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 |
| JP16246984A JPS6137263A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパ−サ−ミア用加温装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6137264A true JPS6137264A (ja) | 1986-02-22 |
| JPS6362225B2 JPS6362225B2 (ja) | 1988-12-01 |
Family
ID=27321999
Family Applications (3)
| 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 |
| JP16246884A Granted JPS6137262A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパサ−ミア用加温装置 |
| JP16246984A Granted JPS6137263A (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 |
|---|---|---|---|
| JP16246884A Granted JPS6137262A (ja) | 1984-07-31 | 1984-07-31 | ハイパサ−ミア用加温装置 |
| JP16246984A Granted JPS6137263A (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) | JPS6137264A (ja) |
Families Citing this family (34)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0333863A4 (en) * | 1987-08-22 | 1991-07-31 | Shusuke Yano | Far infrared ray 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 |
| CA2524289C (en) | 2003-05-01 | 2016-01-19 | Sherwood Services Ag | Method and system for programming and controlling an electrosurgical generator system |
| CA2542798C (en) | 2003-10-23 | 2015-06-23 | Sherwood Services Ag | Thermocouple measurement circuit |
| US7396336B2 (en) | 2003-10-30 | 2008-07-08 | Sherwood Services Ag | Switched resonant ultrasonic power amplifier system |
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| US8242782B2 (en) * | 2008-09-30 | 2012-08-14 | Vivant Medical, Inc. | Microwave ablation generator control system |
| US8174267B2 (en) * | 2008-09-30 | 2012-05-08 | Vivant Medical, Inc. | Intermittent microwave energy delivery system |
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| US8287527B2 (en) * | 2008-09-30 | 2012-10-16 | Vivant Medical, Inc. | Microwave system calibration apparatus and method of use |
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| US8180433B2 (en) * | 2008-09-30 | 2012-05-15 | Vivant Medical, Inc. | Microwave system calibration apparatus, system and method of use |
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