JPH0138507B2 - - Google Patents

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JPH0138507B2
JPH0138507B2 JP59162467A JP16246784A JPH0138507B2 JP H0138507 B2 JPH0138507 B2 JP H0138507B2 JP 59162467 A JP59162467 A JP 59162467A JP 16246784 A JP16246784 A JP 16246784A JP H0138507 B2 JPH0138507 B2 JP H0138507B2
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Japan
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electromagnetic wave
applicator
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electromagnetic
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JP59162467A
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Makoto Kikuchi
Yoshihisa Futagawa
Shinsaku Mori
Takanari Terakawa
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Tokyo Keiki Inc
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Tokyo Keiki Co Ltd
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Publication date
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Priority to JP16246584A priority patent/JPS6137259A/ja
Priority to JP16246684A priority patent/JPS6137260A/ja
Priority to JP16246484A priority patent/JPS6137258A/ja
Priority to US06/757,850 priority patent/US4744372A/en
Publication of JPS6137261A publication Critical patent/JPS6137261A/ja
Priority to US07/121,218 priority patent/US4873995A/en
Priority to US07/337,839 priority patent/US5025810A/en
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Priority to US07/662,102 priority patent/US5231997A/en
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/02—Radiation therapy using microwaves

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  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Radiation-Therapy Devices (AREA)

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、No.10）。この種の加温療法として
は、全体加温法と局所加温法とがある。この内、
癌組織およびその周辺だけを選択的に温める局所
加温法としては、電磁波による方法、電磁誘導に
よる方法、超音波による方法等が提案されてい
る。
一方、癌組織への加温は、当業研究者間におい
ては既に知られているように43〔℃〕付近が加温
効果のある温度とされており、これより低いと効
果が薄れ、逆にこれより高いと正常組織に対し害
を与え好ましくない。即ちハイパーサーミアで
は、癌組織に致死障害を与え、正常組織にはあま
り害を与えないような狭い温度範囲に生体を保た
ねばならない。
しかしながら、従来技術においては、生体の解
くに深部加温については、生体組織の特殊性より
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、長い間放置されてい
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
一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、このことは同時に莫大な設備投資を要
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、且ついはにして
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。
〔発明の目的〕
本発明は、上記点に鑑みなされたものであり、
一の電磁波発生手段を用いて複数の患者を効率よ
く同時に治療するとともに各患者の病状に合わせ
て異なつたレベルの電磁波を相互に他の患者の治
療に何らの影響を与えることなく各別に独立して
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、本発明では、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
定の加温療法部へ照射せしめるアプリケータとを
備えたハイパーサミア用加温装置において、電磁
波発生手段とアプリケータとの間に入力される電
磁波を等分に分岐出力する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各分岐
出力部に対応してアプリケータをそれぞれ装備
し、この各アプリケータと各分岐出力部との間に
出力レベルを自在に調整し得る電磁波減衰手段の
出力レベルを各別に装備するとともに、この電磁
波減衰手段を各患者に合せて設定制御する主制御
部を備える、等の構成を採つている。これによつ
て前述した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１０
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
電気的ブロツク図である。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、加温部６とから構成されている。
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
うにマイクロ波発振器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DM側に切換える電磁波切換機構
としての同軸スイツチ１２と、この同軸スイツチ
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。
分岐回路１０は、マイクロ波発振器８からの電
磁波エネルギーを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
に合わせて電磁波減衰器１４で調整されアプリケ
ータ２４を介して癌部に供給される一方、後述す
るように温度計測器等における同軸スイツチ１２
の切換えによりダミーロードDM側に供給され、
生体への照射を中断せしめるようになつている。
この同軸スイツチ１２の切換えと電磁波減衰器１
４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つている。また、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つている。
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
電磁波減衰器１４の減衰量を調整する機能を備え
ている。
一方、加温部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、この冷却
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。こ
こで、、第１図中、他の２人の患者におけるアプ
リケータ２４及び各種センサ等は省略してある。
アプリケータ２４は、第２図に示すように生体
３４に密着して、該生体３４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る。こ
のアプリケータ２４は、生体３４との接触面に、
皮膚部分での誘電損失による過熱によつて皮膚に
熱傷が起きないようにする必要性から、冷却部３
６を備えている。
この冷却部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、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。
生体内に配設した温度センサ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、電磁波減衰器１４の減衰量
の調整が主制御部２２で行なわれるようになつて
いる。
一方、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４０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
からなつている。
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つてい
る。
つまり、主制御部２２は、上記３名の患者の各
温度センサ３２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、電磁波減衰
器１４の減衰量と同軸スイツチ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４０に送出す
るようになつている。
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43.5〔℃〕
とする。
まず、冷却装置２６を始動させ（第３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電磁
波減衰器１４の最小減衰量として設定する（同図
５４）。このように電磁波減衰器１４の最小減衰
量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、最小減衰量は小）
であると加温時の温度ピークが表面近くになるの
に対し、出力が小（最大減衰量は大）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、各患部に適した値に設定
する必要があるからである。
第６図は2450〔ＭHz〕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て出力を３〔dB〕減
じた場合のマイクロ波の照射によつて得られる温
度分布(B)との比較を示す。かかる周波数帯は加温
療法用としては最も周波数の高い領域であり、従
つ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0.25〔cm〕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。
上述した電磁波減衰器１４の最小減衰量の設定
は、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、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
ペレータによつて設定された値に合わせることで
電磁波減衰器１４の最小減衰量の設定を行う。な
お、この場合予めフアントムモデルを使つて最小
減衰量の設定を行なつておいてもよい。また、こ
こでの電磁波減衰器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、P1、P2、P3とする。
このようにして、電磁波減衰器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５
６）。これも、各患者の病状に合わせて治療時間
が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５
８）。この詳細なフローチヤートは第４図に示し
てある。
ところで、この第４図のシステムソフトは、第
５図に示す主制御部内のシステムクロツクに同期
して、行なわれるようになつている。
即ち、システムクロツク（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、次にマイク
ロ波照射時の電磁波減衰器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
ツク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つて患
者１人の治療が行なわれ、他方、他の患者に対し
てはシフテムクロツク２またはシステムクロツク
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
ようになつている。
次に、第４図のフローチヤートを具体的に説明
する。上述したシステムクロツク（例えば１）が
入力されると、まず、癌部の温度を計測するため
に同軸スイツチ１２をダミーロードDM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３２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（孫３図５６参照）に
達したか否かを判断し（第４図６４）、達してい
る場合は、その患者の治療のを終了し、他の患者
を治療するためのステツプに移る（同図６６、３
図８２）。即ち、主制御部におけるソフトスイツ
チの切換えを行ない、主制御部の入出力ポートを
他の患者の温度センサ３２、電磁波減衰器１４側
に切換え（第３図８２）、他の患者に対する処理
を行なう。
一方、加温温度が到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
によつ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（同図６８）。
ここで内部温度がオペレータによつて入力され
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下まわらないようにする（同
図７０，７２）。そして、同軸スイツチ１２をア
プリケータ側に切換えることによつて、この設定
値に基づいたマイクロ波の照射を行い（同図７
４）、次にシステムクロツク（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
ツクに同期して行なわれる計測時を利用して電磁
波減衰器１４の減衰量を１ステツプ毎低くし、次
の照射時には、計測時において設定された値によ
つて、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つた場合
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ない（同図７８）。そして、
計測時を利用して電磁波減衰器１４の減衰量を１
ステツプ毎高くすることによつて電磁波エネルギ
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、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
度になつてからの時間によつて左右される。した
がつて、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（同図８０）、
上述したようにオペレータによつて入力された加
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、患者一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。
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
ムクロツ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
の照射は行なわれていない。図中Ｂ点は、電磁波
減衰器１４の最小減衰量に基づくマイクロ波の最
大出力（P1）の照射の結果、内部温度が初めて
設定温度を越え、計測が始まつた時点を示してお
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、内扮温度が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
を行なわないと判断をし続け（第４図７８参照）、
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し直し、内部温度が
43.5〔℃〕以下になつ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
傾きが下がつている。また、マイクロ波の出力設
定値を下げすぎてしまつたため、次の照射時で温
度が43.5〔℃〕に達しなかつた場合（例えば図中
EF）は、第４のフローチヤート７２で示したよ
うに次の計測期間（例ええば図中FG）で出力の
アツ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
よつて、各患者に対しほとんどリツプルのない温
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、電磁波減衰器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）の繰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ツク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）はシステムクロツクを第１０図１のように変
更すればよい。一方、このクロツクの周期をコン
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。したがつて、第１０図２のようにク
ロツ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こと
が可能であり、温度計測時間（Δh）がほとんど
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１６の代わ
りに、サーキユ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、
マイクロ波発振器８の制御はインバータによる制
御であつてもよい。さらに、前述したアプリケー
タ２４には、その開口面に着脱自在にダミーロー
ド（図示せず）を装備し、特定のアプリケータを
休止せしめる場合に当該ダミーロードを装着せし
めるようにしてもよい。このようにすると不使用
部分の安全性を確保することができる。
〔発明の効果〕
以上のように本発明によると、単一の電磁波発
生手段を用いているにも掛わらず電磁波分岐手段
の作用によつて複数の患者を同時に治療すること
ができ、電磁波分岐手段の外部に当該電磁波分岐
手段の機能に無関係に動作し得る電磁波減衰手段
を設けたので、一の患者に対し、他の患者への出
力に何らの影響を与えることなく電磁波印加レベ
ルを自由に可変設定することができ、これがた
め、各患者ごとに異なる治療条件に対し、高精度
に且つ充分に対応することができ、患者ごとに異
なつた電磁波エネルギの照射を設定し得るので、
患者に応じて常に最適の加温療法を行うことがで
き、かつ各患者に対しては一定の加温温度を長時
間維持することのできるという従来にない優れた
ハイパーサーミア用加温装置を提供することがで
きる。
【図面の簡単な説明】
第１図は本発明の一実施例を示むブロツク図、
第２図は第１図中に示した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ヤート、第５図は第１
図の動作例を示すシステムタイムチヤート、第６
図ないし第９図は各々第１図の動作説明図、第１
０図は患者数を増やした場合における説明図であ
る。 ８……電磁波発生手段としてのマイクロ波発振
器、１０……電磁波分岐手段としての分岐回路、
１２……電磁波切換手段としての同軸スイツチ、
１４……電磁波減衰手段、２２……主制御部、２
４……アプリケータ、３０……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。

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 １ 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、
    入力される電磁波を等分に分岐出力する電磁波分
    岐手段を設けるとともに、この電磁波分岐手段の
    複数の各分岐出力部に対応して前記アプリケータ
    をそれぞれ装備し、 この各アプリケータと前記各分岐出力部との間
    に出力レベルを自在に調整し得る電磁波減衰手段
    の出力レベルを各別に装備するとともに、この電
    磁波減衰手段を各患者に合せて各別に設定制御す
    る主制御部を備えたことを特徴とするハイパーサ
    ーミア用加温装置。 ２ 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、
    入力される電磁波を等分に分岐出力する電磁波分
    岐手段を設けるとともに、この電磁波分岐手段の
    複数の各分岐出力部に、電磁波を外部へ又はアプ
    リケータ側へ切換出力する電磁波切換手段と出力
    レベルを自在に調整し得る電磁波減衰手段とを直
    列装備し、 前記アプリケータを、各電磁波切換手段および
    電磁波減衰手段を介して前記各分岐出力部ごとに
    連結するとともに、 前記各電磁波減衰手段および前記各電磁波切換
    手段を必要を応じてアプリケータごとに駆動制御
    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。 ３ 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、
    入力される電磁波を等分に分岐出力する電磁波分
    岐手段を設けるとともに、この電磁波分岐手段の
    複数の各分岐出力部に、電磁波を外部へ又はアプ
    リケータ側へ切換出力する電磁波切換手段と出力
    レベルを自在に調整し得る電磁波減衰手段とを直
    列装備し、 この各電磁波切換手段および電磁波減衰手段と
    を介して前記アプリケータを前記各分岐出力部ご
    とに連結するとともに、前記電磁波切換手段に
    は、当該電磁波切換手段の作動により外部へ放散
    される電磁波を吸収するダミーロードを装備し、 前記各電磁波減衰手段および前記各電磁波切換
    手段を必要に応じてアプリケータごとに駆動制御
    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。 ４ 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、
    入力される電磁波を等分に分岐出力する電磁波分
    岐手段を設けるとともに、この電磁波分岐手段の
    複数の各分岐出力部に、電磁波を外部へ又はアプ
    リケータ側へ切換出力する電磁波切換手段と出力
    レベルを自在に調整し得る電磁波減衰手段とを直
    列装備し、 前記電磁波切換手段には、当該電磁波切換手段
    の作動により外部へ放散される電磁波を吸収する
    ダミーロードを装備し、 前記アプリケータを、各電磁波切換手段及び電
    磁波減衰手段を介して前記各分岐出力部に各別に
    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併設し、 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
    リケータごとに備えるとともに、 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、電磁波減衰手段及び冷却手段を各
    アプリケータごとに調整して最適出力を設定する
    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。
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