JPH0263479A - ハイパーサーミア装置 - Google Patents
ハイパーサーミア装置Info
- Publication number
- JPH0263479A JPH0263479A JP21765888A JP21765888A JPH0263479A JP H0263479 A JPH0263479 A JP H0263479A JP 21765888 A JP21765888 A JP 21765888A JP 21765888 A JP21765888 A JP 21765888A JP H0263479 A JPH0263479 A JP H0263479A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- electric field
- series data
- time series
- data
- cavity resonator
- 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.)
- Pending
Links
Landscapes
- Electrotherapy Devices (AREA)
- Radiation-Therapy Devices (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
Ａ、産業上の利用分野
この発明は、癌Ｍｉ職の温熱治療に用いられるハイパー
サーミア装置、特にその加温制御の技術に関する。
サーミア装置、特にその加温制御の技術に関する。
Ｂ、従来技術
従来考えられていたハイパーサーミア装置においては、
空洞共振器内に患者を挿入した状態で、励振部で発生し
た高周波電力を１つの給電点を介して空洞共振器に供給
することにより、空洞共振器内ひいては患者の体内に電
界および磁界を形成し、温熱治療に関与する数十ないし
数百Ｍｔ（ｚの高周波電界によって癌組織を加温し死滅
さセ・るものである。
空洞共振器内に患者を挿入した状態で、励振部で発生し
た高周波電力を１つの給電点を介して空洞共振器に供給
することにより、空洞共振器内ひいては患者の体内に電
界および磁界を形成し、温熱治療に関与する数十ないし
数百Ｍｔ（ｚの高周波電界によって癌組織を加温し死滅
さセ・るものである。
Ｃ８発明が解決しようとする課題
加温領域内では誘電率および導電率の分布が複雑である
ため、電界パターンが複雑なものとなり、その結果、発
熱パターンも複雑なものとなる。すなわち、患者体内に
おいて、電界強度が非常に強い部位や非常に弱い部位や
それらの中間の強度の部位がまちまちに生じ、加温領域
における加温温度が著しく不均一なものとなり、電界強
度の強い部位では過剰な温度上昇をもたらすことになる
。
ため、電界パターンが複雑なものとなり、その結果、発
熱パターンも複雑なものとなる。すなわち、患者体内に
おいて、電界強度が非常に強い部位や非常に弱い部位や
それらの中間の強度の部位がまちまちに生じ、加温領域
における加温温度が著しく不均一なものとなり、電界強
度の強い部位では過剰な温度上昇をもたらすことになる
。
従来のハイパーサーミア装置においては、給電点で単一
であったため、空洞共振器内における印加電昇方向が常
に一定となり、これに伴って発熱パターンも加温中（通
常、３０分以上）、同一のパターンが続くことになる。
であったため、空洞共振器内における印加電昇方向が常
に一定となり、これに伴って発熱パターンも加温中（通
常、３０分以上）、同一のパターンが続くことになる。
例えば、第６図の（Ａ）に示すように、肋骨Ｘの並び方
向に対してほぼ平行に電界を印加した場合には、肋骨Ｘ
間の軟組織部分Ｙには電束が通らず加温されない。逆に
、同図（Ｂ）に示すように、電界方向が肋骨Ｘの並び方
向に対してほぼ直角であると、肋骨Ｘに比べて導電率の
大きな肋骨Ｘ間の軟組織部分Ｙに電束が集中し、過剰加
温によって、患者に苦痛を与えるいわゆるホットスポッ
トの現象が発生し、この場合、患者を苦痛から解放する
ために温熱治療を中断しなければならない。いずれにし
ても、治療効果を低下させてしまうことになる。
向に対してほぼ平行に電界を印加した場合には、肋骨Ｘ
間の軟組織部分Ｙには電束が通らず加温されない。逆に
、同図（Ｂ）に示すように、電界方向が肋骨Ｘの並び方
向に対してほぼ直角であると、肋骨Ｘに比べて導電率の
大きな肋骨Ｘ間の軟組織部分Ｙに電束が集中し、過剰加
温によって、患者に苦痛を与えるいわゆるホットスポッ
トの現象が発生し、この場合、患者を苦痛から解放する
ために温熱治療を中断しなければならない。いずれにし
ても、治療効果を低下させてしまうことになる。
さらに、電界方向が一定に固定されていると、患者ごと
に治療する部位が異なっているという状況や、同じ患者
でも治療部位が複数に分かれているといった状況の変化
に対応することができない。
に治療する部位が異なっているという状況や、同じ患者
でも治療部位が複数に分かれているといった状況の変化
に対応することができない。
この発明は、このような事情に鑑みてなされたものであ
って、対象とする治療部位の組織構造（特に導電率分布
）に応じて最適な方向から最適な強度で電界を印加する
ようにして、ホットスポット現象を防止しつつ温熱治療
効果を高めることができるようにすることを目的とする
。
って、対象とする治療部位の組織構造（特に導電率分布
）に応じて最適な方向から最適な強度で電界を印加する
ようにして、ホットスポット現象を防止しつつ温熱治療
効果を高めることができるようにすることを目的とする
。
９９課題を解決するための手段
この発明は、このような目的を達成するために、次のよ
うな構成をとる。
うな構成をとる。
すなわち、この発明のハイパーサーミア装置は、空洞共
振器と、この空洞共振器に互いに位置を異にする状態で
設けられた複数の給電点と、各給電点に対して個別の振
幅変調器を介して高周波電力を供給する励振部と、電界
方向時系列データおよび電界強度時系列データの編集部
と、前記各ブタの記憶部と、各記憶部から前記各データ
をサイクリックに読み出す走査部と、読み出された電界
方向時系列データと電界強度時系列データとに基づいて
前記各振幅変調器のそれぞれに対する変調信号を個別に
作成する変調信号発生部とを備えたものである。
振器と、この空洞共振器に互いに位置を異にする状態で
設けられた複数の給電点と、各給電点に対して個別の振
幅変調器を介して高周波電力を供給する励振部と、電界
方向時系列データおよび電界強度時系列データの編集部
と、前記各ブタの記憶部と、各記憶部から前記各データ
をサイクリックに読み出す走査部と、読み出された電界
方向時系列データと電界強度時系列データとに基づいて
前記各振幅変調器のそれぞれに対する変調信号を個別に
作成する変調信号発生部とを備えたものである。
８８作用
二の発明の構成による作用は、次のとおりである。
すなわち、対象とする治療部位の組織構造に応して最適
な方向から最適な強度で電界を印加するように、予め、
編集部において電界方向時系列データと電界強度時系列
データとを作成しておき、これらのデータに基づいて各
給電点ごとの振幅変調器を振幅変調して各給電点によっ
て空洞共振器に形成される合成電界の方向および強度を
時間の経過とともに変化させる。
な方向から最適な強度で電界を印加するように、予め、
編集部において電界方向時系列データと電界強度時系列
データとを作成しておき、これらのデータに基づいて各
給電点ごとの振幅変調器を振幅変調して各給電点によっ
て空洞共振器に形成される合成電界の方向および強度を
時間の経過とともに変化させる。
なお、従来電界方向が一定であったことによる問題点を
解決するための基本的手段は電界方向を回転させること
にあるが、単に回転させるだけであると、回転角度によ
っては電界強度が強過ぎたり弱過ぎたりして温熱治療に
マイナスの影響を与えることになる。これをも併せて解
決するために、合成電界の強度をも各回転角度に応じて
最適となるように変化させるのである。
解決するための基本的手段は電界方向を回転させること
にあるが、単に回転させるだけであると、回転角度によ
っては電界強度が強過ぎたり弱過ぎたりして温熱治療に
マイナスの影響を与えることになる。これをも併せて解
決するために、合成電界の強度をも各回転角度に応じて
最適となるように変化させるのである。
Ｆ、実施例
以下、この発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明す
る。
る。
第１図はキャビティ型のハイパーサーミア装置の概略構
成図である。
成図である。
この図に示すように、患者Ｍを挿入するための開口部１
を前後に形成した円筒状の空洞共振器２に、第１ 第２
の２つの給電点３Ａ、３Ｂが、空洞共振器２の軸心まわ
りで９０°隔てた状態に設けられている。
を前後に形成した円筒状の空洞共振器２に、第１ 第２
の２つの給電点３Ａ、３Ｂが、空洞共振器２の軸心まわ
りで９０°隔てた状態に設けられている。
両給電点３Ａ、３Ｂに対する励振部４が、次のように構
成されている。ずなわら、数十ないし数百Ｍ Ｈｚの高
周波発生器５に前置増幅器６が接続され、前置増幅器６
に高周波分配器７が接続され、高周波分配器７に第１．
第２の振幅変調器８Ａ８Ｂが接続され、第１．第２の振
幅変調器８Δ８Ｂがそれぞれ第１．第２のパワー増幅器
９Ａ９Ｂに接続され、第１．第２のパワー増幅器９Ａ９
Ｂがそれぞれ同軸ケーブルＩＯＡ、ＩＯＢを介して、空
洞共振器２に接続の各給電点３Ａ、３Ｂに接続されてい
る。
成されている。ずなわら、数十ないし数百Ｍ Ｈｚの高
周波発生器５に前置増幅器６が接続され、前置増幅器６
に高周波分配器７が接続され、高周波分配器７に第１．
第２の振幅変調器８Ａ８Ｂが接続され、第１．第２の振
幅変調器８Δ８Ｂがそれぞれ第１．第２のパワー増幅器
９Ａ９Ｂに接続され、第１．第２のパワー増幅器９Ａ９
Ｂがそれぞれ同軸ケーブルＩＯＡ、ＩＯＢを介して、空
洞共振器２に接続の各給電点３Ａ、３Ｂに接続されてい
る。
一方、種々の加温条件を入力するだめのキーボードやコ
ンソール等の加温条件入力部１１と、これから人力され
た加温条件に基づいて電界方向時系列データθ（ム）と
電界強度時系列データＥ（ｔ）とをプログラミングによ
って作成するコンピュータからなるデータ編集部１２と
、作成された電界方向時系列データθ（ｔ）、電界強度
時系列データＥ（ｔ）を個別的に記憶する第１．第２の
データ記憶部１３Ａ、１３Ｂと、タイミング信号によっ
て互いに同期して各データ記憶部１３Ａ、１３Ｂから電
界方向時系列データθ（ｔ）、電界強度時系列データＥ
（ｔ）を個別的にサイクリックに読み出す第１、第２の
データ読み出し走査部１４Ａ、１．ＩＢと、読み出され
た０ （１）とＥ（ｔ）とに基づいて第１の振幅変調器
８Δに対する変調信号Ｓ＋＝Ｅ（ｔ）ｃｏｓθ（１）お
よび第２の振幅変調器８Ｂに対する変調信号Ｓｚ ＝Ｅ
（ｔ） ｓｉｎθ（Ｃ）とを発生する変調信号発生
部１５とが設けられている。
ンソール等の加温条件入力部１１と、これから人力され
た加温条件に基づいて電界方向時系列データθ（ム）と
電界強度時系列データＥ（ｔ）とをプログラミングによ
って作成するコンピュータからなるデータ編集部１２と
、作成された電界方向時系列データθ（ｔ）、電界強度
時系列データＥ（ｔ）を個別的に記憶する第１．第２の
データ記憶部１３Ａ、１３Ｂと、タイミング信号によっ
て互いに同期して各データ記憶部１３Ａ、１３Ｂから電
界方向時系列データθ（ｔ）、電界強度時系列データＥ
（ｔ）を個別的にサイクリックに読み出す第１、第２の
データ読み出し走査部１４Ａ、１．ＩＢと、読み出され
た０ （１）とＥ（ｔ）とに基づいて第１の振幅変調器
８Δに対する変調信号Ｓ＋＝Ｅ（ｔ）ｃｏｓθ（１）お
よび第２の振幅変調器８Ｂに対する変調信号Ｓｚ ＝Ｅ
（ｔ） ｓｉｎθ（Ｃ）とを発生する変調信号発生
部１５とが設けられている。
なお、１６はベンド駆動装置、１７はベンド駆動装置１
６によって駆動され空洞共振器２の開口部１に対して出
退する患者ベツドである。
６によって駆動され空洞共振器２の開口部１に対して出
退する患者ベツドである。
次に、この実施例の・動作を説明する。
まず、？＄備作業として、加温条件入力部１１から治療
対象患者に応じた加温条件についての基礎的データを入
力する。データ編集部１２は、人力された基礎的データ
に基づいて所定のプログラムに従って電界方向時系列デ
ータθ（１）と電界強度時系列データＥ （ｔ）とを作
成し、電界方向時系列データθ（１）を第１のデータ記
憶部１３Ａに、電界強度時系列データＥ（ｔ）を第２の
データ記憶部１３Ｂにそれぞれ記憶させておく。
対象患者に応じた加温条件についての基礎的データを入
力する。データ編集部１２は、人力された基礎的データ
に基づいて所定のプログラムに従って電界方向時系列デ
ータθ（１）と電界強度時系列データＥ （ｔ）とを作
成し、電界方向時系列データθ（１）を第１のデータ記
憶部１３Ａに、電界強度時系列データＥ（ｔ）を第２の
データ記憶部１３Ｂにそれぞれ記憶させておく。
電界方向時系列データθ（ｔ）、電界強度時系列データ
Ｅ（ｔ）の例を第２図に示す。
Ｅ（ｔ）の例を第２図に示す。
第２図の（Ａ）は、θ（Ｌ）が１分の周期で０≦θ≦π
の範囲をリニアに増加し、Ｅ（ｔ）が−定強度を保つ特
性を有し、同１１ｉＪ （Ｂ）は、θ（１）が１秒の周
期で０≦θ≦π／２の範囲で非線型的に増加し、Ｅ（ｔ
）がリニアな増加とリニアな減少の特性を有し、同図（
Ｃ）は、θ（ｔ）が２分ノ周期でＯ≦θ≦πの範囲をリ
ニアに増加し、Ｅ（１）が特殊な増減の特性を有する場
合をそれぞれ示している。これらは−例に過ぎず、実際
にはθ（ｔ）、Ｅ （ｔ）を任意に設定することができ
る。
の範囲をリニアに増加し、Ｅ（ｔ）が−定強度を保つ特
性を有し、同１１ｉＪ （Ｂ）は、θ（１）が１秒の周
期で０≦θ≦π／２の範囲で非線型的に増加し、Ｅ（ｔ
）がリニアな増加とリニアな減少の特性を有し、同図（
Ｃ）は、θ（ｔ）が２分ノ周期でＯ≦θ≦πの範囲をリ
ニアに増加し、Ｅ（１）が特殊な増減の特性を有する場
合をそれぞれ示している。これらは−例に過ぎず、実際
にはθ（ｔ）、Ｅ （ｔ）を任意に設定することができ
る。
次いで、温熱治療を行う。
すなわち、高周波発生器５を駆動すると、それから出力
された高周波電力は、前置増幅器６によって増幅され、
高周波分配器７によって第１．第２の振幅変調器８Ａ、
８Ｂに分配される。同時に、第１．第２のデータ読み出
し走査部１４Ａ、１４Ｂに対してタイミング信号の出力
を開始すると、第１のデータ読み出し走査部１４Ａは第
１のデータ記憶部１３Ａから電界方向時系列データθ（
１）を、第２のデータ読み出し走査部１４Ｂは第２のデ
ータ記憶部１３Ｂから電界強度時系列データＥ（ｔ）を
それぞれ順次的に読み出し、変調信号発生部１５に転送
する。変調信号発生部１５は、同一タイミングで入力し
た個々の時刻ｔにおけるθ（［）とＥ 、（ｔ ）とに
基づいて、変調信号Ｓ１−巳（ｔ）ｃｏｓθ（シ）と変
調信号Ｓｚ ＝Ｅ （ｔ） ｓｉｎθ（１）とを作成
し、変調信号ＳＩを第１の振幅変調２′ｊ、８Ａに、変
調信号Ｓ２を第２の振幅変調器８Ｂにそれぞれ出力する
。
された高周波電力は、前置増幅器６によって増幅され、
高周波分配器７によって第１．第２の振幅変調器８Ａ、
８Ｂに分配される。同時に、第１．第２のデータ読み出
し走査部１４Ａ、１４Ｂに対してタイミング信号の出力
を開始すると、第１のデータ読み出し走査部１４Ａは第
１のデータ記憶部１３Ａから電界方向時系列データθ（
１）を、第２のデータ読み出し走査部１４Ｂは第２のデ
ータ記憶部１３Ｂから電界強度時系列データＥ（ｔ）を
それぞれ順次的に読み出し、変調信号発生部１５に転送
する。変調信号発生部１５は、同一タイミングで入力し
た個々の時刻ｔにおけるθ（［）とＥ 、（ｔ ）とに
基づいて、変調信号Ｓ１−巳（ｔ）ｃｏｓθ（シ）と変
調信号Ｓｚ ＝Ｅ （ｔ） ｓｉｎθ（１）とを作成
し、変調信号ＳＩを第１の振幅変調２′ｊ、８Ａに、変
調信号Ｓ２を第２の振幅変調器８Ｂにそれぞれ出力する
。
第１．第２の振幅変調器８Ａ、８Ｂにおいて、高周波分
配器７から入力した高周波電力をそれぞれ変調信号Ｓ、
、Ｓ、によって振幅変調し、第１第２のパワー増幅器９
Ａ、９Ｂによって増幅し、同軸ケーブルＩＯＡ、ＩＯＢ
を介して第１．第２の給電点３Ａ、３Ｂから空洞共振器
２に高周波電界ＥＡ、Ｅｍを印加する。変調信号Ｓ１．
Ｓｚは互いに位相が９０°ずれているので、高周波′電
界ＥＡＥ、の位相も互いに９０’ずれた状態となる。
配器７から入力した高周波電力をそれぞれ変調信号Ｓ、
、Ｓ、によって振幅変調し、第１第２のパワー増幅器９
Ａ、９Ｂによって増幅し、同軸ケーブルＩＯＡ、ＩＯＢ
を介して第１．第２の給電点３Ａ、３Ｂから空洞共振器
２に高周波電界ＥＡ、Ｅｍを印加する。変調信号Ｓ１．
Ｓｚは互いに位相が９０°ずれているので、高周波′電
界ＥＡＥ、の位相も互いに９０’ずれた状態となる。
具体例として、第２図の（Ａ）の場合を考えてみると、
第３図に示すように、時刻１．においては、第１の給電
点３Ａからの高周波電界Ｅ、は最大値、第２の給電点３
Ｂからの高周波電界ＥＩｌはゼロであるから、空洞共振
器２内に形成される高周波電界ＥＡ、Ｅ、の合成電界Ｅ
′ （ＬＩ）は、第４図の（Ａ）に示すようにＯｏの方
向で振動する 時刻Ｌ２においては、第１の給電点３Ａからの高周波電
界ＥＡは減少し、第２の給電点３Ｂからの高周波電界Ｅ
、、は増加するので、合成電界Ｅ′（む２）は、第４図
の（Ｂ）に示すように４５°の方向で振動する。
第３図に示すように、時刻１．においては、第１の給電
点３Ａからの高周波電界Ｅ、は最大値、第２の給電点３
Ｂからの高周波電界ＥＩｌはゼロであるから、空洞共振
器２内に形成される高周波電界ＥＡ、Ｅ、の合成電界Ｅ
′ （ＬＩ）は、第４図の（Ａ）に示すようにＯｏの方
向で振動する 時刻Ｌ２においては、第１の給電点３Ａからの高周波電
界ＥＡは減少し、第２の給電点３Ｂからの高周波電界Ｅ
、、は増加するので、合成電界Ｅ′（む２）は、第４図
の（Ｂ）に示すように４５°の方向で振動する。
時刻し、からＬ２までの期間については図示していない
が、高周波電界ＥＡ、Ｅｌがともに変化するので、合成
電界Ｅ’ （ｔ）は、ｓ’（ｔｌ）からＥ’（ｔｚ）
までの間のあらゆる方向に向くことになる。すなわち、
合成電界Ｅ’ （ｔ）は、反時計方向に回転する。
が、高周波電界ＥＡ、Ｅｌがともに変化するので、合成
電界Ｅ’ （ｔ）は、ｓ’（ｔｌ）からＥ’（ｔｚ）
までの間のあらゆる方向に向くことになる。すなわち、
合成電界Ｅ’ （ｔ）は、反時計方向に回転する。
時刻ｔ、においては、高周波電界ＥＡがゼロとなり、高
周波電界りが最大値となるので、合成電界ｇ’（ｔｚ）
は、第４図の（Ｃ）に示すように９０°の方向で振動す
る。時刻Ｌ４では、高周波電界ＥＡがゼロから増加し、
高周波電界Ｅ、は最大値から減少するので、合成電界ｇ
’（ｔ、４）は、第４図の（Ｄ）のように１３５°の方
向で振動する。
周波電界りが最大値となるので、合成電界ｇ’（ｔｚ）
は、第４図の（Ｃ）に示すように９０°の方向で振動す
る。時刻Ｌ４では、高周波電界ＥＡがゼロから増加し、
高周波電界Ｅ、は最大値から減少するので、合成電界ｇ
’（ｔ、４）は、第４図の（Ｄ）のように１３５°の方
向で振動する。
時刻ｔ、では、高周波電界Ｅ、が最大値、高周波電界Ｅ
、がゼロとなるので、合成電界Ｅ’（（ｓ）は、第４図
の（Ｅ）のように１８０″の方向で振動する。この合成
電界Ｅ’（１５）は、時刻ｔ、での合成電界Ｅ’（ｔｌ
）と同じ向きでの振動上なる。
、がゼロとなるので、合成電界Ｅ’（（ｓ）は、第４図
の（Ｅ）のように１８０″の方向で振動する。この合成
電界Ｅ’（１５）は、時刻ｔ、での合成電界Ｅ’（ｔｌ
）と同じ向きでの振動上なる。
以下、以上の動作をサイクリングに繰り返す。
すなわち、第１の給電点３Ａからの高周波電界ＥＡと第
２の給電点３Ｂからの高周波電界Ｅ、との合成電界Ｅ’
（ｔ）は、時間の経過とともに反時計方向に回転し
、１分間に１回転する。この様子を模式的に表すと、第
５図の（Ａ）のようになる。
２の給電点３Ｂからの高周波電界Ｅ、との合成電界Ｅ’
（ｔ）は、時間の経過とともに反時計方向に回転し
、１分間に１回転する。この様子を模式的に表すと、第
５図の（Ａ）のようになる。
また、変調信号Ｓ、、Ｓ２が第２図の（Ｂ）の場合には
、第５図の（Ｂ）のように４５°の角度からの合成電界
の印加を重点的に行うことができる。
、第５図の（Ｂ）のように４５°の角度からの合成電界
の印加を重点的に行うことができる。
第２図の（Ｃ）の変調信号Ｓ、、Ｓ、は、肋骨Ｘが治療
部位を通る領域に存在する場合であり、ホントスポンド
の可能性のある９０°近傍での強度を弱めるとともに、
治療部位に対する効果的な加温が行われるように６０°
近傍での強度を強くしである。その様子を第５図の（Ｃ
）に示す。
部位を通る領域に存在する場合であり、ホントスポンド
の可能性のある９０°近傍での強度を弱めるとともに、
治療部位に対する効果的な加温が行われるように６０°
近傍での強度を強くしである。その様子を第５図の（Ｃ
）に示す。
以上のように、組織構造に応じた最適なパターンを任、
Ｖに設定することができるので、治療のフレキシビリテ
ィをもたせることができ、併せて、深部加温やホントス
ボンド現象を無くして患者を苦痛から解放し、ひいては
、温熱治療を中断することなく効率的に遂行することが
できる。
Ｖに設定することができるので、治療のフレキシビリテ
ィをもたせることができ、併せて、深部加温やホントス
ボンド現象を無くして患者を苦痛から解放し、ひいては
、温熱治療を中断することなく効率的に遂行することが
できる。
もちろん、電界方向時系列データθ（１）を−定不変と
することも可能であり、その場合には、その角度での集
中印加も可能となり、治療のフレキシビリティをさらに
広げることができる。
することも可能であり、その場合には、その角度での集
中印加も可能となり、治療のフレキシビリティをさらに
広げることができる。
なお、上記実施例においては、第１の給電点３Ａと第２
の給電点３Ｂとを互いに９０°隔てて配置したが、両給
電点３Ａ、３Ｂの開き角度は任意である。
の給電点３Ｂとを互いに９０°隔てて配置したが、両給
電点３Ａ、３Ｂの開き角度は任意である。
開き角度がφ°の場合、上記と同様の動作を行わせるた
めには、変調信号発生部１５から第１の振幅変調器８Ａ
に対する変調信号Ｓｌを、ｓ、 ＝Ｅ（ｔ）ｃｏｓθ（
ム）とすると、第２の振幅変調器８Ｂに対する変調（３
号Ｓ２を、ＳＺ ＝Ｅ （ｔ）ｃｏｓ （θ（１）＋φ
）とする。
めには、変調信号発生部１５から第１の振幅変調器８Ａ
に対する変調信号Ｓｌを、ｓ、 ＝Ｅ（ｔ）ｃｏｓθ（
ム）とすると、第２の振幅変調器８Ｂに対する変調（３
号Ｓ２を、ＳＺ ＝Ｅ （ｔ）ｃｏｓ （θ（１）＋φ
）とする。
また、上記実施例では、給電点の数を２つとしたが、こ
れは、３つまたはそれ以上でもよく、隣接する給電点か
らの高周波電界の位相のずれは、両給電点の開き角度と
同じにする。
れは、３つまたはそれ以上でもよく、隣接する給電点か
らの高周波電界の位相のずれは、両給電点の開き角度と
同じにする。
さらに、上記実施例では、空洞共振器が円筒状であった
が、空洞共振器の形状はこれに限定する必要はなく、正
方形、六角形など任意である。
が、空洞共振器の形状はこれに限定する必要はなく、正
方形、六角形など任意である。
Ｇ９発明の効果
この発明によれば、次の効果が発揮される。
すなわち、対象とする治療部位の組織構造に応じて最適
な方向から最適な強度で電界を印加するように、予め、
編集部において電界方向時系列データと電界強度時系列
データとを作成しておき、これらのデータに基づいて各
給電点ごとの振幅変調器を振幅変調して各給電点によっ
て空洞共振器に形成される合成電界の方向および強度を
時系列的に変化させるように構成しであるため、空洞共
振器内の加温領域での誘電率２導電率の複雑な分布にも
かかわらず、発熱パターンを対象治療部位の組繊構造に
応して最適なものとするというフレキシビリティをもた
せることができる。
な方向から最適な強度で電界を印加するように、予め、
編集部において電界方向時系列データと電界強度時系列
データとを作成しておき、これらのデータに基づいて各
給電点ごとの振幅変調器を振幅変調して各給電点によっ
て空洞共振器に形成される合成電界の方向および強度を
時系列的に変化させるように構成しであるため、空洞共
振器内の加温領域での誘電率２導電率の複雑な分布にも
かかわらず、発熱パターンを対象治療部位の組繊構造に
応して最適なものとするというフレキシビリティをもた
せることができる。
したがって、また、ホントスポット現象を無くして患者
を苦痛から解放し、ひいては、温熱治療を中断すること
なく効率的に遂行することができる。さらに、従来むず
かしいとされていた体内深部に対する充分な加温も実現
することができる。
を苦痛から解放し、ひいては、温熱治療を中断すること
なく効率的に遂行することができる。さらに、従来むず
かしいとされていた体内深部に対する充分な加温も実現
することができる。
第１図ないし第５図はこの発明の一実施例に係り、第１
図はキャビティ型のハイパーサーミア装置の概略構成図
、第２図は電界方向時系列データ電界強度時系列データ
の例を示す波形図、第３図は変調信号の波形図、第４図
は合成電界の回転の様子を示す動作説明図、第５図は合
成電界の分布の様子を示す動作説明図である。第６図は
従来欠点の説明図である。 ２・・・空洞共振器 ３Ａ、３Ｂ・・・給電点 ４・・・励振部 ５・・・高周波発生器 ７・・・高周波分配器 ８Ａ、８Ｂ・・・振幅変調器 １２・・・データ編集部 １３Ａ、 １３Ｂ・・・データ記憶部 １４Ａ、 １４Ｂ・・・データ読み出し走査部■５・・
・変調信号発生部 θ（１）・・・電界方向時系列データ Ｅ（し）・・・電界強度時系列データ Ｓ、、Ｓ２・・・変調信号 Ｅ’ （ｔ）・・・合成電界
図はキャビティ型のハイパーサーミア装置の概略構成図
、第２図は電界方向時系列データ電界強度時系列データ
の例を示す波形図、第３図は変調信号の波形図、第４図
は合成電界の回転の様子を示す動作説明図、第５図は合
成電界の分布の様子を示す動作説明図である。第６図は
従来欠点の説明図である。 ２・・・空洞共振器 ３Ａ、３Ｂ・・・給電点 ４・・・励振部 ５・・・高周波発生器 ７・・・高周波分配器 ８Ａ、８Ｂ・・・振幅変調器 １２・・・データ編集部 １３Ａ、 １３Ｂ・・・データ記憶部 １４Ａ、 １４Ｂ・・・データ読み出し走査部■５・・
・変調信号発生部 θ（１）・・・電界方向時系列データ Ｅ（し）・・・電界強度時系列データ Ｓ、、Ｓ２・・・変調信号 Ｅ’ （ｔ）・・・合成電界
Claims (1)
- （１）空洞共振器と、この空洞共振器に互いに位置を異
にする状態で設けられた複数の給電点と、各給電点に対
して個別の振幅変調器を介して高周波電力を供給する励
振部と、電界方向時系列データおよび電界強度時系列デ
ータの編集部と、前記各データの記憶部と、各記憶部か
ら前記各データをサイクリックに読み出す走査部と、読
み出された電界方向時系列データと電界強度時系列デー
タとに基づいて前記各振幅変調器のそれぞれに対する変
調信号を個別に作成する変調信号発生部とを備えたハイ
パーサーミア装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP21765888A JPH0263479A (ja) | 1988-08-30 | 1988-08-30 | ハイパーサーミア装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP21765888A JPH0263479A (ja) | 1988-08-30 | 1988-08-30 | ハイパーサーミア装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0263479A true JPH0263479A (ja) | 1990-03-02 |
Family
ID=16707694
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP21765888A Pending JPH0263479A (ja) | 1988-08-30 | 1988-08-30 | ハイパーサーミア装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0263479A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE10220680A1 (de) * | 2002-05-10 | 2003-11-27 | Bertold Stadler | Applikator für die Tiefenhyperthermie |
-
1988
- 1988-08-30 JP JP21765888A patent/JPH0263479A/ja active Pending
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE10220680A1 (de) * | 2002-05-10 | 2003-11-27 | Bertold Stadler | Applikator für die Tiefenhyperthermie |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP7152709B2 (ja) | 電源装置及び磁界発生システム | |
| US6228079B1 (en) | Method and apparatus for power measurement in radio frequency electro-surgical generators | |
| US7736357B2 (en) | Radiofrequency ablation with independently controllable ground pad conductors | |
| WO2017213950A1 (en) | Cold/heat-assisted distributed wave vibration therapy | |
| HU226836B1 (en) | Device for magnetic therapy | |
| KR20200057386A (ko) | 멀티전극을 구비하는 핸드피스 및 그 작동 방법 | |
| EP0981390A1 (en) | Infared radiation therapy device | |
| JPH0263479A (ja) | ハイパーサーミア装置 | |
| JP4610131B2 (ja) | 電気刺激装置 | |
| KR20180103385A (ko) | 신경 차단 시술을 위한 장치, 이를 제어하는 방법 및 비일시성의 컴퓨터 판독 가능 기록 매체 | |
| CN202537652U (zh) | 用于阻断肾动脉交感神经丛的射频消融治疗设备 | |
| JPH0265876A (ja) | キャビティ型ハイパーサーミア装置 | |
| US20230414974A1 (en) | Multi-Channel Real-Time Phase Modulation for EMI Reduction in an Ultrasound Device | |
| JPS60262386A (ja) | 高周波加熱装置 | |
| JP2579650B2 (ja) | 体内用レーザ光照射装置 | |
| JPH03143453A (ja) | ハイパーサーミア装置 | |
| JPS6122869A (ja) | 磁界治療器 | |
| JP2019093093A (ja) | 波形発生装置 | |
| TW202239271A (zh) | 可任意設定輸出之高頻功率之隨時間變化模式之高頻電源 | |
| PL230206B1 (pl) | Urządzenie do wytwarzania rotującego pola magnetycznego wysokiej częstotliwości | |
| JPS6399880A (ja) | ハイパサ−ミア用温度制御装置 | |
| JPH01195870A (ja) | ハイパーサーミア装置 | |
| PL237437B1 (pl) | Urządzenie do wytwarzania rotującego pola magnetycznego | |
| CN111246916B (zh) | 用于超声装置中的emi减小的多信道实时相位调制 | |
| JPH0334192Y2 (ja) |