JPH0151270B2 - - Google Patents
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- JPH0151270B2 JPH0151270B2 JP57216308A JP21630882A JPH0151270B2 JP H0151270 B2 JPH0151270 B2 JP H0151270B2 JP 57216308 A JP57216308 A JP 57216308A JP 21630882 A JP21630882 A JP 21630882A JP H0151270 B2 JPH0151270 B2 JP H0151270B2
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- JP
- Japan
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- antenna
- electromagnetic wave
- dielectric
- wave generator
- columnar
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- Thermotherapy And Cooling Therapy Devices (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は、人体の癌組織に電磁波を照射して所
定温度に加熱することで癌細胞の再生機能を停止
させて致死に至らせる温熱療法に用いられる電磁
波発生器に関する。
定温度に加熱することで癌細胞の再生機能を停止
させて致死に至らせる温熱療法に用いられる電磁
波発生器に関する。
近年、癌の治療について温熱処理が極めて有効
的であることが注目され、悪性腫瘍を約43℃付近
の温度に必要な時間だけ加熱する温熱療法の開発
が進められている。
的であることが注目され、悪性腫瘍を約43℃付近
の温度に必要な時間だけ加熱する温熱療法の開発
が進められている。
このような温熱処理については、一般に一対の
電極板で人体を挟んで加温する電界加熱方式、電
磁コイル内に人体を入れて加温する誘導加熱方
式、更に電磁波を人体に放射して加温する電磁波
加熱方式があり、電界及び誘導加熱方式にあつて
は、体内の癌組織のみを集中的に加熱するスポツ
ト的加熱が困難であることから人体のかなりの広
範囲を加温するのに用いられ、一方、電磁波方式
にあつては、電磁波をビーム集束させることが可
能であることから癌組織の極く近傍のみを加温す
る局所加温への利用が考えられている。
電極板で人体を挟んで加温する電界加熱方式、電
磁コイル内に人体を入れて加温する誘導加熱方
式、更に電磁波を人体に放射して加温する電磁波
加熱方式があり、電界及び誘導加熱方式にあつて
は、体内の癌組織のみを集中的に加熱するスポツ
ト的加熱が困難であることから人体のかなりの広
範囲を加温するのに用いられ、一方、電磁波方式
にあつては、電磁波をビーム集束させることが可
能であることから癌組織の極く近傍のみを加温す
る局所加温への利用が考えられている。
ところで、電磁波方式により温熱療法を行なう
場合、一番重要な構成機器はマイクロ波のエネル
ギを生体に加えるための素子としての電磁波発生
器であり、これも一般にアプリケータと呼ばれて
いる。
場合、一番重要な構成機器はマイクロ波のエネル
ギを生体に加えるための素子としての電磁波発生
器であり、これも一般にアプリケータと呼ばれて
いる。
この電磁波発生器としては従来第１図に示す電
磁ホーンが使用されている。第１図において、電
磁ホーン１は導波管コネクタ４を設けた給電部３
とマイクロ波エネルギを放射するホーン２とで構
成され、ホーン２の内部には第２図に示すように
人体との整合をとるために高誘電体５を装荷して
いる。
磁ホーンが使用されている。第１図において、電
磁ホーン１は導波管コネクタ４を設けた給電部３
とマイクロ波エネルギを放射するホーン２とで構
成され、ホーン２の内部には第２図に示すように
人体との整合をとるために高誘電体５を装荷して
いる。
この高誘電体５は人体の比誘電率とほぼ同程度
の比誘電率をもつた高誘電物質で作られており、
給電部３に設けた導波管との整合は高誘電体５を
図示のテーパ形状とすることで実現している。
の比誘電率をもつた高誘電物質で作られており、
給電部３に設けた導波管との整合は高誘電体５を
図示のテーパ形状とすることで実現している。
第３図は従来の電磁ホーン１を用いた温熱療法
の説明図であり、電磁ホーン１と人体６との間に
冷却用の水膜７を介在して癌組織８に向けてマイ
クロ波を照射し、癌組織８を必要な時間だけ43℃
付近に加温すると、癌細胞の再生機能が失われ、
細胞致死効果が得られる。
の説明図であり、電磁ホーン１と人体６との間に
冷却用の水膜７を介在して癌組織８に向けてマイ
クロ波を照射し、癌組織８を必要な時間だけ43℃
付近に加温すると、癌細胞の再生機能が失われ、
細胞致死効果が得られる。
ところが、従来の電磁ホーンを用いた電磁波発
生器にあつては、使用周波数を2GHz以上にしな
いと電磁ホーンが人体に電磁波を入射させるには
不都合な程大型化する欠点があるため、従来は医
療用として使用が許されている2.45GHzの周波数
を使用することで小型化を実現している。しか
し、人体に対する電磁波の浸透度は周波数が高い
程浅くなり、2.45GHzでは人体表面層での減衰が
大きく約２cmの深さまでしか加温できないという
状況にある。
生器にあつては、使用周波数を2GHz以上にしな
いと電磁ホーンが人体に電磁波を入射させるには
不都合な程大型化する欠点があるため、従来は医
療用として使用が許されている2.45GHzの周波数
を使用することで小型化を実現している。しか
し、人体に対する電磁波の浸透度は周波数が高い
程浅くなり、2.45GHzでは人体表面層での減衰が
大きく約２cmの深さまでしか加温できないという
状況にある。
勿論、使用周波数を低くすれば、例えば434M
Hzで約５cmというように加温できる深さを高める
ことができるが、前述したようにメガヘルツオー
ダでは電磁ホーンが極めて大型化し、到底人体に
電磁波を入射させる医療装置としての実用化は困
難であつた。
Hzで約５cmというように加温できる深さを高める
ことができるが、前述したようにメガヘルツオー
ダでは電磁ホーンが極めて大型化し、到底人体に
電磁波を入射させる医療装置としての実用化は困
難であつた。
本発明は、このような従来の問題点に鑑みてな
されたもので、人体に電磁波が充分に浸透できる
メガヘルツオーダの周波数で使用でき且つ医療用
として充分に小型化された温熱療法用電磁波発生
器を提供することを目的とする。
されたもので、人体に電磁波が充分に浸透できる
メガヘルツオーダの周波数で使用でき且つ医療用
として充分に小型化された温熱療法用電磁波発生
器を提供することを目的とする。
この目的を達成するため本発明は、通信用に用
いられている誘電体アンテナの逆の使用法、すな
わち、電磁波の外部に対する放射効率を通信用と
は逆に極力下げて放射エネルギを誘電体の内部に
封じ込める手法を基本とし、一端に放射面を形成
した人体の比誘電率に略等しい比誘電率をもつた
柱状誘電体の内部に励振アンテナを封じ込め、柱
状誘電体の外部に引出された給電線により500M
Hz以下の周波数で励振して人体に電磁エネルギを
集中して放射するようにしたものである。以下、
本発明の実施例を図面に基づいて説明する。
いられている誘電体アンテナの逆の使用法、すな
わち、電磁波の外部に対する放射効率を通信用と
は逆に極力下げて放射エネルギを誘電体の内部に
封じ込める手法を基本とし、一端に放射面を形成
した人体の比誘電率に略等しい比誘電率をもつた
柱状誘電体の内部に励振アンテナを封じ込め、柱
状誘電体の外部に引出された給電線により500M
Hz以下の周波数で励振して人体に電磁エネルギを
集中して放射するようにしたものである。以下、
本発明の実施例を図面に基づいて説明する。
第４図は本発明の一実施例を示した斜視図であ
る。
る。
まず、構成を説明すると、１０は円形断面を有
する柱状誘電体であり、一端に人体に電磁波エネ
ルギを放射するための放射面１２を形成してお
り、放射面１２に相対した反対側にはループアン
テナ１４が励振アンテナとして柱状誘電体１０内
に封じ込められており、ループアンテナ１４より
は一対の給電線１６が外部に引き出されている。
ここで柱状誘電体１０は人体組織とほぼ同程度の
比誘電率εrをもつた誘電物質で作られており、人
体組織の実効的な比誘電率は非常に高く、ε＝80
〜100程度であることから、この人体組織の比誘
電率にほぼ等しい例えばεr＝80となる誘電物質を
もつて柱状誘電体１０は作られている。
する柱状誘電体であり、一端に人体に電磁波エネ
ルギを放射するための放射面１２を形成してお
り、放射面１２に相対した反対側にはループアン
テナ１４が励振アンテナとして柱状誘電体１０内
に封じ込められており、ループアンテナ１４より
は一対の給電線１６が外部に引き出されている。
ここで柱状誘電体１０は人体組織とほぼ同程度の
比誘電率εrをもつた誘電物質で作られており、人
体組織の実効的な比誘電率は非常に高く、ε＝80
〜100程度であることから、この人体組織の比誘
電率にほぼ等しい例えばεr＝80となる誘電物質を
もつて柱状誘電体１０は作られている。
勿論、柱状誘電体１０は人体組織とほぼ等しい
程度の比誘電率を有すると共に誘電損失の少ない
誘電体材料を用いているものである。
程度の比誘電率を有すると共に誘電損失の少ない
誘電体材料を用いているものである。
一方、柱状誘電体１０に封じ込められたループ
アンテナ１４は500MHz以下の電磁波を効率よく
柱状誘電体１０を誘電体導波器として人体に電磁
波を伝搬させる励振特性を有し、ループアンテナ
１４の大きさは500MHz以下の周波数帯で使用さ
れている大気中に設置されている通信用のループ
アンテナの大きさに対し、柱状誘電体１０の比誘
電率εrで定まる１／√、即ちεr＝80とする約1/
９の大きさで実現できる。又ループアンテナ１４
に対する給電線１６による励振信号の供給は使用
周波数が500MHz以下であることから、同軸ケー
ブルを整合回路を介して給電線１６に接続するこ
とで行なう。
アンテナ１４は500MHz以下の電磁波を効率よく
柱状誘電体１０を誘電体導波器として人体に電磁
波を伝搬させる励振特性を有し、ループアンテナ
１４の大きさは500MHz以下の周波数帯で使用さ
れている大気中に設置されている通信用のループ
アンテナの大きさに対し、柱状誘電体１０の比誘
電率εrで定まる１／√、即ちεr＝80とする約1/
９の大きさで実現できる。又ループアンテナ１４
に対する給電線１６による励振信号の供給は使用
周波数が500MHz以下であることから、同軸ケー
ブルを整合回路を介して給電線１６に接続するこ
とで行なう。
次に本発明の作用を説明する。
柱状誘電体１０に封じ込められたループアンテ
ナ１４の励振で放射された電磁波は、柱状誘電体
１０内を伝搬して人体に入射する電磁波エネルギ
と、誘電体１０より外部に放射される電磁波エネ
ルギなとり、両者の関係を説明すると、第５図の
特性グラフに示す関係になる。
ナ１４の励振で放射された電磁波は、柱状誘電体
１０内を伝搬して人体に入射する電磁波エネルギ
と、誘電体１０より外部に放射される電磁波エネ
ルギなとり、両者の関係を説明すると、第５図の
特性グラフに示す関係になる。
即ち、第５図は誘電体の比誘電率εrに対する誘
電体内部の放射電力Wiと、誘電体外部に放射さ
れる放射電力Woとの比を柱状誘電体直径を横軸
にとつて示したもので、通信用の誘電体アンテナ
にあつては使用する誘電体の比誘電率εrを小さく
することにより放射電力比Wi／Woを１以下とし
ているが、本発明においては柱状誘電体１０の比
誘電率εrはεr＝80と極めて高いため、柱状誘電体
の直径が同じでも放射電力比Wi／Wo≒10〜20程
度が得られ、柱状誘電体１０内を伝搬する放射電
力Wiに対し柱状誘電体１０より大気中に放射さ
れる放射電力Woは１／10〜１／20程度の極く僅
かな放射電力に抑えられ、ループアンテナ１４よ
りの放射エネルギの大部分が柱状誘電体１０内を
伝搬して放射面１２より人体に入射される。
電体内部の放射電力Wiと、誘電体外部に放射さ
れる放射電力Woとの比を柱状誘電体直径を横軸
にとつて示したもので、通信用の誘電体アンテナ
にあつては使用する誘電体の比誘電率εrを小さく
することにより放射電力比Wi／Woを１以下とし
ているが、本発明においては柱状誘電体１０の比
誘電率εrはεr＝80と極めて高いため、柱状誘電体
の直径が同じでも放射電力比Wi／Wo≒10〜20程
度が得られ、柱状誘電体１０内を伝搬する放射電
力Wiに対し柱状誘電体１０より大気中に放射さ
れる放射電力Woは１／10〜１／20程度の極く僅
かな放射電力に抑えられ、ループアンテナ１４よ
りの放射エネルギの大部分が柱状誘電体１０内を
伝搬して放射面１２より人体に入射される。
更に詳細に説明するならば、柱状誘電体１０に
封じ込められたループアンテナ１４より柱状誘電
体１０と空気との境界面に垂直に入射する電磁波
の入射電力をPi、柱状誘電体１０より大気中に放
射される透過電力をPt、界面で反射されて柱状
誘電体１０内に戻つてくる反射電力をPrとした
場合、次の関係式が成り立つ。
封じ込められたループアンテナ１４より柱状誘電
体１０と空気との境界面に垂直に入射する電磁波
の入射電力をPi、柱状誘電体１０より大気中に放
射される透過電力をPt、界面で反射されて柱状
誘電体１０内に戻つてくる反射電力をPrとした
場合、次の関係式が成り立つ。
Pi／Pt＝｛（√−√）／
（√＋√）｝2
（但し、εaは空気の比誘電率でε＝１）
即ち、柱状誘電体１０の比誘電率εr＝80とする
と、 Pi／Pt＝0.7988 となり、ループアンテナ１４より柱状誘電体１０
と空気との界面に垂直に電磁波が入射しても約２
割しか外部に放射されず、残りの８割は柱状誘電
体１０の内部に反射され、しかもループアンテナ
１４よりの電磁波が柱状誘電体１０と空気との界
面に垂直に入射する部分は極く僅かであり、他の
部分は90度以下となる入射角をもつて入射してい
ることから、柱状誘電体１０の外部に対する放射
電力は更に小さなものとなり、ループアンテナ１
４から放射された電磁波エネルギの約９割以上を
柱状誘電体１０内に封じ込めることが出来る。
と、 Pi／Pt＝0.7988 となり、ループアンテナ１４より柱状誘電体１０
と空気との界面に垂直に電磁波が入射しても約２
割しか外部に放射されず、残りの８割は柱状誘電
体１０の内部に反射され、しかもループアンテナ
１４よりの電磁波が柱状誘電体１０と空気との界
面に垂直に入射する部分は極く僅かであり、他の
部分は90度以下となる入射角をもつて入射してい
ることから、柱状誘電体１０の外部に対する放射
電力は更に小さなものとなり、ループアンテナ１
４から放射された電磁波エネルギの約９割以上を
柱状誘電体１０内に封じ込めることが出来る。
一方、第４図に示した本発明の電磁波発生器に
よる人体の温熱治療に際しては第３図に示したと
同様に柱状誘電体１０の放射面１２と人体との間
に冷却用の水膜を介在させて電磁波を人体に入射
させるようになるが、水の誘電率εwはεw＝80.7
とほぼ柱状誘電体１０の比誘電率εrに等しいこと
から、水膜を介在させたことによる反射損失はほ
とんど無く、人体の内部にループアンテナ１４よ
り放射した電磁波エネルギを集中して入射させる
ことが出来、且つ励振周波数を500MHz以下の周
波数にしていることから人体内部の充分な深さに
電磁波エネルギが浸透して癌組織を加温すること
が出来、加えて人体に入射する電磁波エネルギは
柱状誘電体１０の放射面１２の形状で定まるビー
ム特性をもつことから加温を必要とする癌組織を
スポツト的に加温することが出来る。
よる人体の温熱治療に際しては第３図に示したと
同様に柱状誘電体１０の放射面１２と人体との間
に冷却用の水膜を介在させて電磁波を人体に入射
させるようになるが、水の誘電率εwはεw＝80.7
とほぼ柱状誘電体１０の比誘電率εrに等しいこと
から、水膜を介在させたことによる反射損失はほ
とんど無く、人体の内部にループアンテナ１４よ
り放射した電磁波エネルギを集中して入射させる
ことが出来、且つ励振周波数を500MHz以下の周
波数にしていることから人体内部の充分な深さに
電磁波エネルギが浸透して癌組織を加温すること
が出来、加えて人体に入射する電磁波エネルギは
柱状誘電体１０の放射面１２の形状で定まるビー
ム特性をもつことから加温を必要とする癌組織を
スポツト的に加温することが出来る。
第６，７及び８図のそれぞれは本発明の電磁波
発生器に用いる柱状誘電体１０の他の実施例を示
した断面図であり、第４図の円形断面をもつた柱
状誘電体１０にあつてはループアンテナ１４より
放射された電磁波が多重モードで伝搬されてモー
ド損失を生じやすいことから、柱状誘電体１０を
伝搬する電磁波の伝搬モードを少なくするため、
第６図に示す長円形の断面形状をもつた柱状誘電
体１０、又第７図に示す楕円形の断面形状をもつ
た柱状誘電体１０、若しくは第８図に示す正八角
形のような多角形断面をもつた柱状誘電体１０と
することが望ましい。
発生器に用いる柱状誘電体１０の他の実施例を示
した断面図であり、第４図の円形断面をもつた柱
状誘電体１０にあつてはループアンテナ１４より
放射された電磁波が多重モードで伝搬されてモー
ド損失を生じやすいことから、柱状誘電体１０を
伝搬する電磁波の伝搬モードを少なくするため、
第６図に示す長円形の断面形状をもつた柱状誘電
体１０、又第７図に示す楕円形の断面形状をもつ
た柱状誘電体１０、若しくは第８図に示す正八角
形のような多角形断面をもつた柱状誘電体１０と
することが望ましい。
又、柱状誘電体１０に封じ込める励振アンテナ
としては、第４図に示したループアンテナ１４の
他に第９図に示すダイポールアンテナ１８、第１
０図に示す一対の電極板２０を封じ込めた板状ア
ンテナ、第１１図に示す平面反射板を二つに折り
曲げた形のコーナリフレクタ２２とダイポールア
ンテナ１８を組合せたコーナリフレクタアンテ
ナ、第１２図に示す折返しアンテナ２４、更に第
１３図に示すヘリカルアンテナ２６のいずれかを
使用するようにしても良く、これらの各アンテナ
は第４図のループアンテナ１４と同様に空気中に
おける大きさの１／√の大きさをもつて柱状誘
電体１０の内部に封じ込められる。
としては、第４図に示したループアンテナ１４の
他に第９図に示すダイポールアンテナ１８、第１
０図に示す一対の電極板２０を封じ込めた板状ア
ンテナ、第１１図に示す平面反射板を二つに折り
曲げた形のコーナリフレクタ２２とダイポールア
ンテナ１８を組合せたコーナリフレクタアンテ
ナ、第１２図に示す折返しアンテナ２４、更に第
１３図に示すヘリカルアンテナ２６のいずれかを
使用するようにしても良く、これらの各アンテナ
は第４図のループアンテナ１４と同様に空気中に
おける大きさの１／√の大きさをもつて柱状誘
電体１０の内部に封じ込められる。
又、励振アンテナとしては第９〜１３図に示し
たアンテナに限定されず、100〜1000MHzとなる
VHF及びUHF帯で使用することの出来る適宜の
アンテナを使用することが出来る。又、柱状誘電
体１０に封じ込めら励振アンテナとしては柱状誘
電体１０が高誘電物質でなることから全方向性の
アンテナであつても放射電磁波を充分に柱状誘電
体１０内に封じ込めることが可能であるが、望ま
しくは所定の方向に電磁波を集中的に放射する指
向性をもつた励振アンテナを用いる。
たアンテナに限定されず、100〜1000MHzとなる
VHF及びUHF帯で使用することの出来る適宜の
アンテナを使用することが出来る。又、柱状誘電
体１０に封じ込めら励振アンテナとしては柱状誘
電体１０が高誘電物質でなることから全方向性の
アンテナであつても放射電磁波を充分に柱状誘電
体１０内に封じ込めることが可能であるが、望ま
しくは所定の方向に電磁波を集中的に放射する指
向性をもつた励振アンテナを用いる。
次に本発明の効果を説明すると、500MHz以下
の周波数をもつ電磁波を放射するため、人体内に
存在する深部の癌組織に対しても電磁波を浸透さ
せて加温することが出来る。
の周波数をもつ電磁波を放射するため、人体内に
存在する深部の癌組織に対しても電磁波を浸透さ
せて加温することが出来る。
又、電磁波導波管としての人体の比誘電率にほ
ぼ等しい比誘電率をもつ柱状誘電体の内部に励振
アンテナを封じ込めていることから、励振アンテ
ナのサイズは大気中におけるサイズの１／√の
大きさとすることが出来、使用周波数を500MHz
以下に下げても励振アンテナを充分に小型化出来
るため、励振アンテナの大きさで決まる柱状誘電
体のサイズも充分に小さく出来、医療用の電磁波
発生器として取り扱いが極めて容易な小型の電磁
波発生器を実現している。
ぼ等しい比誘電率をもつ柱状誘電体の内部に励振
アンテナを封じ込めていることから、励振アンテ
ナのサイズは大気中におけるサイズの１／√の
大きさとすることが出来、使用周波数を500MHz
以下に下げても励振アンテナを充分に小型化出来
るため、励振アンテナの大きさで決まる柱状誘電
体のサイズも充分に小さく出来、医療用の電磁波
発生器として取り扱いが極めて容易な小型の電磁
波発生器を実現している。
更に励振アンテナよりの電磁波が伝搬する柱状
誘電体は人体組織の比誘電率のほぼ等しい誘電率
をもつた誘電物質で作られているため、人体との
接触面における反射損は極く僅かであり、励振ア
ンテナよりの放射エネルギの大部分を人体の内部
に向けてビーム状に入射させることが出来、極め
て高い放射効率を実現している。
誘電体は人体組織の比誘電率のほぼ等しい誘電率
をもつた誘電物質で作られているため、人体との
接触面における反射損は極く僅かであり、励振ア
ンテナよりの放射エネルギの大部分を人体の内部
に向けてビーム状に入射させることが出来、極め
て高い放射効率を実現している。
更に又、柱状誘電体と空気との境界面に入射し
た電磁波は空気の比誘電率に対し柱状誘電体の比
誘電率が極めて高いため、空気中に放射されずに
柱状誘電体の内部に電磁波が封じ込められた状態
となり、500MHz以下の周波数帯については医療
用としての許可が成されていないが、本発明の電
磁波発生器より外部に漏洩する電磁波エネルギは
極く僅かであることから電磁波の漏れ出しによる
通信妨害を防ぐためのシールド設備も軽微で済
み、医療施設への設備について電波障害の発生を
充分に抑えることが出来る。
た電磁波は空気の比誘電率に対し柱状誘電体の比
誘電率が極めて高いため、空気中に放射されずに
柱状誘電体の内部に電磁波が封じ込められた状態
となり、500MHz以下の周波数帯については医療
用としての許可が成されていないが、本発明の電
磁波発生器より外部に漏洩する電磁波エネルギは
極く僅かであることから電磁波の漏れ出しによる
通信妨害を防ぐためのシールド設備も軽微で済
み、医療施設への設備について電波障害の発生を
充分に抑えることが出来る。
第１，２図は従来の電磁波発生器を示した説明
図、第３図は従来の電磁波発生器による温熱治療
の説明図、第４図は本発明の一実施例を示した斜
視図、第５図は誘電体アンテナの放射電力比
Wi／Woを示したグラフ図、第６，７及び８図は
本発明における柱状誘電体の他の実施例を示した
断面図、第９，１０，１１，１２及び１３図は本
発明で用いる励振アンテナの他の実施例を示した
説明図である。 １０……柱状誘電体、１２……放射面、１４…
…ループアンテナ、１６……給電線、１８……ダ
イポールアンテナ、２０……電極板、２２……コ
ーナリフレクタ、２４……折返しアンテナ、２６
……ヘリカルアンテナ。
図、第３図は従来の電磁波発生器による温熱治療
の説明図、第４図は本発明の一実施例を示した斜
視図、第５図は誘電体アンテナの放射電力比
Wi／Woを示したグラフ図、第６，７及び８図は
本発明における柱状誘電体の他の実施例を示した
断面図、第９，１０，１１，１２及び１３図は本
発明で用いる励振アンテナの他の実施例を示した
説明図である。 １０……柱状誘電体、１２……放射面、１４…
…ループアンテナ、１６……給電線、１８……ダ
イポールアンテナ、２０……電極板、２２……コ
ーナリフレクタ、２４……折返しアンテナ、２６
……ヘリカルアンテナ。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 人体組織の比誘電率に略等しい比誘電率を有
すると共に一端に電磁波放射面を形成した柱状誘
電体と、該柱状誘電体の内部に封入された励振ア
ンテナと、前記柱状誘電体の外部に引き出された
前記励振アンテナの給電線とで成ることを特徴と
する温熱療法用電磁波発生器。 ２ 前記柱状誘電体は、円形、長円形、楕円形、
又は多角形の断面形状を有する特許請求の範囲第
１項記載の温熱療法用電磁波発生器。 ３ 前記励振アンテナは、超短波及び又は極超短
波で励振されるアンテナで成る特許請求の範囲第
１項記載の温熱療法用電磁波発生器。 ４ 前記励振アンテナは500MHz以下の周波数で
励振されるアンテナで成る特許請求の範囲第１項
記載の温熱療法用電磁波発生器。 ５ 前記励振アンテナは、ダイポール、ループ又
はヘリカル等の線状アンテナもしくは一対の電極
を用いた板状アンテナで成る特許請求の範囲第１
項記載の温度熱療法用電磁波発生器。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP21630882A JPS59105464A (ja) | 1982-12-10 | 1982-12-10 | 温熱療法用電磁波発生器 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP21630882A JPS59105464A (ja) | 1982-12-10 | 1982-12-10 | 温熱療法用電磁波発生器 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS59105464A JPS59105464A (ja) | 1984-06-18 |
| JPH0151270B2 true JPH0151270B2 (ja) | 1989-11-02 |
Family
ID=16686484
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP21630882A Granted JPS59105464A (ja) | 1982-12-10 | 1982-12-10 | 温熱療法用電磁波発生器 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS59105464A (ja) |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS60222069A (ja) * | 1984-02-24 | 1985-11-06 | 菊地 眞 | 加温療法用アプリケ−タ |
| JPS60198162A (ja) * | 1984-02-24 | 1985-10-07 | 菊地 真 | 加温療法用アプリケ−タ |
| JPS60198163A (ja) * | 1984-02-24 | 1985-10-07 | 菊地 真 | 加温療法用アプリケ−タ |
| CA2440139C (en) * | 2001-03-12 | 2009-01-27 | Masahide Ichikawa | Method of breaking cancer cell tissue by microelectromagnetic radiation and microelectromagnetic radiator |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5864351U (ja) * | 1981-10-23 | 1983-04-30 | ミナト医科学株式会社 | 治療用アンテナ装置 |
-
1982
- 1982-12-10 JP JP21630882A patent/JPS59105464A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS59105464A (ja) | 1984-06-18 |
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