JPS6362223B2 - - Google Patents

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JPS6362223B2
JPS6362223B2 JP59162466A JP16246684A JPS6362223B2 JP S6362223 B2 JPS6362223 B2 JP S6362223B2 JP 59162466 A JP59162466 A JP 59162466A JP 16246684 A JP16246684 A JP 16246684A JP S6362223 B2 JPS6362223 B2 JP S6362223B2
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cooling
heating
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Priority to JP16246784A priority patent/JPS6137261A/ja
Priority to US06/757,850 priority patent/US4744372A/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の病状に対応した最適な
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、加温療法に課せられた従来よりの重要な課
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、
例えば一台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装置全体の小
型化を図つ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。
〔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の生体の所
定の加温治療部へ照射せしめる複数のアプリケー
タと、この各アプリケータに装備される生体表面
用の冷却手段とを有し、電磁波発生手段と各アプ
リケータとの間に、当該各アプリケータに対応す
る複数の分岐出力部を備えた電磁波分岐手段を装
備し、各アプリケータに対応して電磁波吸収用の
ダミーロードを設けるとともに、アプリケータへ
の電磁波伝送を必要に応じてダミーロードへ切換
える電磁波切換手段を前記各分岐出力部と各アプ
リケータとの間に介装し、各冷却手段には、この
各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併設し、電磁波切換
手段に優先して前記液冷却装置を稼働制御する主
制御部を設け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７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１６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、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１４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
磁波エネルギーを本実施例では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アプリ
ケータ１６を介して癌部に供給される一方、各患
者の治療状況に合わせて同軸スイツチ１２の切換
えによりダミーロードDM側に供給され、生体へ
の照射が中断されるようになつている。この同軸
スイツチ１２の切換えは、主制御部３６からの情
報により逐次行なわれている。
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１６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１８と、この冷却
装置１８を制御して冷却液の冷却調整を行う冷却
制御回路３０と、該冷却装置で冷却された冷却液
を循環させるポンプ２０と、癌組織の温度を検出
する温度センサ２２とにより構成されている。こ
こで、第１図において他の２人の患者におけるア
プリケータ１６、各種センサ等は省略してある。
アプリケータ１６は、第２図に示すように生体
２４に密着して、該生体２４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、
該アプリケータ１６には生体表面を冷却し生体の
皮膚部分での誘電損失による過熱による熱傷の防
止と、生体表面から癌組織への熱伝導の調整とを
図るべく冷却部２６が装備されている。
この冷却部２６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２８が設けら
れており、冷却装置１８で冷却された水をポンプ
２０で強制的に循環させ、該冷却部２６内を通過
させることでアプリケータ１６の開口面すなわち
生体表面を冷却している。一方、水の温度は、冷
却制御回路３０によつて制御されており、水温の
変化によつて生体表面を冷却し、マイクロ波によ
つて加温されている癌組織の温度を生体表面側か
ら調整している。
生体内温度センサ２２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、冷却装置１８の出力の調整と同軸スイ
ツチ１２の切換え制御が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３４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３２と
からなつている。
この主制御部３２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（図示せず）、
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３２は、本実施例では上記３
名の患者のセンサ２２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３４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変換器を介してマルチプレクサにより順次
切り換えながら、冷却装置１８の出力と同軸スイ
ツチ１２を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３４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〔℃〕とする。
まず、冷却装置１８を始動させ（第３図５０）、
十分に水が冷却された後、ポンプを始動させる
（同図５２）。そして、この後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５４）。これは、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５
６）。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ウエア
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、冷却装置１８の
出力と次のマイクロ波照射時の同軸スイツチ１２
の切換えの決定がなされる。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
照射が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ステ
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５
８，６０）。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２２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５４参照）に達したか否かを判断し
（第４図６２）、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
ツプに移る（同図６４、第３図７８）。
一方、加温時間が達していない場合は、先に計
測した生体内部温度（癌部の温度）がオペレータ
によつて入力された生体内部温度の設定値（43
℃）より高いか否かが判断される（同図６６）。
ここで内部温度が設定値より低い場合は、冷却装
置１８の出力（冷却効果）を１ステツプダウン
（同図６８）することによつて生体表面温度を上
げ（この場合冷却装置１８の出力がオフとなつて
もよい。ポンプ２０によつて水が循環されている
ことから生体の表層に熱傷が生ずることがないか
らである）、マイクロ波の照射によつて加温され
ている癌組織の温度が迅速に設定位置に達するよ
う生体表面側から調整し、同軸スイツチをアプリ
ケータ側に切換えて（同図７０）、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２２・各コン
トロールユニツト１２，３０に切換え（第３図７
８）、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ツク（例えば
１）が入力されたときに、ステツプ58、60、62を
介して再び生体内部温度の判断が行なわれる（第
４図６６）。
この一定時間の経過により、癌組織の温度が設
定値より上がつたならば、今度は冷却装置１８の
出力（冷却効果）を１ステツプ上げることによつ
て生体表面温度を下げ（同図７２）、癌組織の温
度が迅速に設定温度に達するよう生体表面側より
調整し、同軸スイツチ１２はそのままの状態（同
図７４）にして、他の患者に対する処理を続けて
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７６）、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６２，６４）。
第６図は、本実施例を用いて加温を行なつたと
きの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（図中Ａ）と、
マイクロ波の出力状態（図中Ｂ）とを示してい
る。
この第６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、マイクロ波の出力は零
となつている（第４図５８参照）。図中Ｃ点はマ
イクロ波の照射の結果、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、
この後は内部温度が43〔℃〕以下になるまで温度
計測時において同軸スイツチ１２をダミーロード
DM側に切換えておくという判断をし続け（第４
図７４：第６図CD間参照）、内部温度が43〔℃〕
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DE間）。このCD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。
このように本実施例においては、上記した制御
方式を採用している点から、癌組織を目的の温度
にまで素早く上昇させることができる一方、目的
温度を越えるとマイクロ波の照射を中止しかつ生
体表面を冷却することから、癌組織の温度を素早
く下降させることができ目的部位の温度をほぼ43
〔℃〕一定に保つことができる。
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７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を決定する
ことができる。
したがつて、第７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１４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。
次に、第２実施例について第８図および第９図
に基づいて説明する。
第２実施例は、癌組織の温度に加えて生体表面
温度をより正確に制御できるよう意図したもので
ある。
第８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ツク図であり、
図に示すように生体内部温度センサ２２のほかに
アプリケータ１６の冷却部２６の水の排出側に温
度センサ３６を設け、これによつて生体表面も計
測し、ここからの情報をＡ／Ｄ変換器（図示せ
ず）を介して主制御部に入力させ、第９図に示す
システムフローチヤートに基づいて制御を行なう
ようになつている。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
用いてある。
即ち、第２実施例では、第１実施例と同様に初
期値を設定した後（第３図５０，５２，５４参
照）、システムクロツクに同期して第９図に示す
システムソフトの処理を行なう。
次に、このシステムソフトについて説明する。
まず、第１実施例と同様に同軸スイツチ１２を
ダミーロードDM側に切換え（第９図１００）、
温度センサ２２によつて癌組織の温度を温度セン
サ３６によつて生体表面温度を計測し（同図１０
２）、加温時間を調べた後（同図１０４，１０
６）、生体内部温度の判断に入り（同図１０８）、
内部温度が設定値より低いと判断されたときは、
温度センサ３６によつて計測された生体表面温度
の判断を行う（同図１１０）。ここで生体表面温
度が設定値より低い場合は冷却装置１８の出力
（冷却効果）を１ステツプダウンして同軸スイツ
チ１２をアプリケータ側に切換え（同図１１２，
１１４）、逆に設定値より高い場合は冷却装置１
８の出力（冷却効果）を１ステツプアツプして同
軸スイツチ１２はそのままダミーロードDM側に
切換えておく（同図１１６，１１８）。第２実施
例では、このような制御方式を採用することによ
つて、癌部の温度と生体表面温度を一定に保つて
いる。
次に、第３実施例について第１０図ないし第１
１図に基づいて説明する。
第３実施例は、癌部が特に生体表面近く又は生
体表面に存在する場合（例えば皮膚癌など）の治
療に好適な装置を示したものである。
第１０図は、本発明の第３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ツク図であ
り、図に示すようにアプリケータ１６の冷却部２
６の水の排出側に温度センサ３６を設け、これに
よつて生体表面温度を計測し、ここからの情報を
Ａ／Ｄ変換器を介して主制御部３２に入力させ、
第１１図に示すシステムフローチヤートに基づい
て制御を行なうようになつている。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てある。
即ち、本システムでは、癌部が生体表面近くに
存在することから無侵襲（生体内部に温度センサ
３０を挿入する必要がないこと）で、治療ができ
るようになつている。これは、癌部が生体表面近
くに存在する場合は、癌部の温度と生体表面温度
がほぼ等しいと考えてよいからである。したがつ
て上述したように生体内に挿入した温度センサ２
２の代わりに、生体表面温度センサ３６からの情
報に基づいて冷却装置１８と同軸スイツチ１２の
制御を行なうようになつている。
また、このような場合は、温度センサ３６がマ
イクロ波の影響を受けないことから、温度計測時
に同軸スイツチ１２をダミーロードDM側に切換
える必要はない。したがつて、第１実施例と同様
に初期値を設定した後（第３図参照）は、第１１
図に示すように同軸スイツチ１２を切換えずに、
生体表面温度計測にはいり（同図２００）、そし
て加温時間が到来したか否かを判断した後（同図
２０２）、生体表面温度が設定値より高いか否か
を判断し（同図２０４）、表面温度が設定値より
低い場合は冷却装置の出力（冷却効果）を１ステ
ツプダウンして同軸スイツチ１２をアプリケータ
側に切換え（同図２０６，２０８）、逆に高い場
合は冷却装置の出力（冷却効果）を１ステツプア
ツプして同軸スイツチ１２をダミーロードDM側
に切換える（同図２１０，２１２）。第３実施例
では、このような制御方式を採用することによつ
て、癌部が生体表面近くに存在する場合の治療を
施している。
ここで、上記実施例においては電磁波切換手段
としての同軸スイツチ１２を使用した場合を例示
したが、分岐回路１０の各出力段の数と患者数と
を常に同一にして加温治療を行う場合等において
は、前記同軸スイツチ１２を不要としても充分に
その目的を達成することができる。
〔発明の効果〕
以上のように、本発明によると、例えば一台の
電磁波発生手段を用い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、電磁波切換手
段及び冷却手段の作用により、各アプリケータ毎
に患者に合わせた自由な治療条件を設定すること
が可能となり、治療中に電磁波切換手段を作動さ
せて一定時間、出力を中断させる等の治療条件を
変えても他のアプリケータには何らの影響を与え
ることが無いことから各患者は安定した治療を長
時間受けることが可能となり、各アプリケータ毎
に独立して冷却手段を作動させることができるた
め、また、電磁波切換手段に優先して冷却能力を
増減制御するようにしたことから、電磁波出力の
変化に伴う温度変化のリツプルを少なくすること
ができ、電磁波照射レベルを一定にした治療で、
生体表面の熱傷発生を有効に防止するとともに深
部加温を有効に行うことができ、以上のように冷
却手段に流通される冷却液を必要に応じて各患者
ごとに直接的に冷却するという構成としたことか
ら、生体表面を効率よく冷却しながら深部加温を
継続させることができ、従つて患者の苦痛を大幅
に且つ速応的に減少させることができ、冷却液が
少なくてすむことから装置全体の小型化が可能と
なり、同時に可般性が良好となるという従来にな
い優れたハイパ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すブロツク図、
第２図は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図は第１図の動作
説明図、第７図は患者数を増やした場合における
説明図、第８図は他の実施例を示すブロツク図、
第９図は第８図の動作を示すシステムフローチヤ
ート、第１０図はその他の実施例を示すブロツク
図、第１１図は第１０図の動作を示すシステムフ
ローチヤートである。 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……電磁波切換え手段としての同軸スイツ
チ、１６……アプリケータ、１８……冷却液を冷
却する液冷却装置としての冷却装置、２２，３６
……温度計測手段としての温度センサ、２６……
冷却手段としての冷却部、３２……主制御部、
DM……ダミーロード。

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
    射せしめる複数のアプリケータと、この各アプリ
    ケータに装備される生体表面用の冷却手段とを有
    し、 前記電磁波発生手段と各アプリケータとの間
    に、当該各アプリケータに対応する複数の分岐出
    力部を備えた電磁波分岐手段を装備し、 前記各アプリケータに対応して電磁波吸収用の
    ダミーロードを設けるとともに、前記アプリケー
    タへの電磁波伝送を必要に応じてダミーロードへ
    切換える電磁波切換手段を前記各分岐出力部と各
    アプリケータとの間に介装し、 前記各冷却手段には、この各冷却手段に送られ
    る冷却液の液温を所定温度に冷却する液冷却装置
    を各別に併設し、 前記電磁波切換手段に優先して前記液冷却装置
    を稼働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 電磁波発生手段と、この電磁波発生手段から
    出力される電磁波の生体の所定の加温治療部へ照
    射せしめる複数のアプリケータと、この各アプリ
    ケータに装備される生体表面用の冷却手段とを有
    し、 前記電磁波発生手段と各アプリケータとの間
    に、当該各アプリケータに対応する複数の分岐出
    力部を備えた電磁波分岐手段を装備し、 前記各アプリケータに対応して電磁波吸収用の
    ダミーロードを設けるとともに、前記アプリケー
    タへの電磁波伝送を必要に応じてダミーロードへ
    切換える電磁波切換手段を前記各分岐出力部と各
    アプリケータとの間に介装し、 前記各冷却手段には、当該各冷却手段に送られ
    る冷却液の液温を所定温度に冷却する液冷却装置
    を各別に併備するとともに、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、各アプリケータに対応して各別
    に装備し、 この温度計測手段からの出力信号により、前記
    電磁波切換手段に優先して前記液冷却装置を駆動
    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。 ３ 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２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２項記載のハイパーサーミ
    ア用加温装置。
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