JPH051028B2 - - Google Patents

Description

請求の範囲 １ トランスミツター−レシーバ複合装置を備え
た高熱療法用装置であつて、トランスミツター−
レシーバ複合装置は、マイクロ波エネルギー源
と、マイクロ波ラジオメータと、マイクロ波のエ
ネルギー源及びラジオメータに接続されたコント
ローラと、マイクロ波エネルギーを人体組織に誘
導しコントローラに選択的に応答して人体組織か
らラジオメータに向かつて放射されるエネルギー
を受けるアプリケータとを備えており、トランス
ミツター−レシーバ複合手段のトランスミツター
はコヒーレントエネルギーを発生して人体組織の
中に誘導し、電界を加算しながら人体組織の選択
した皮下領域を加熱出来るようにしており、トラ
ンスミツター−レシーバ複合手段のレシーバは、
人体組織の内部に挿入せず、加熱中の人体組織の
皮下領域の温度をモニターしながら、該組織の選
択した皮下領域の深部にて所定周波数にて発せら
れる複合黒体放射エネルギーを受けて測定を行な
えるようにしていることを特徴とする高熱療法用
装置。 ２ 請求の範囲第１項に記載の高熱療法用装置に
おいて、アプリケータは人体組織の予め選択した
領域を取り囲み、電磁波エネルギー相を人体の皮
下領域に誘導し、該エネルギー相が加算されて該
領域を加熱すると共に該皮下領域から発せられる
黒体放射エネルギーを人体組織の外側にて受ける
アンテナのアレイであつて、アンテナのアレイに
接続され電磁波エネルギーをアンテナのアレイに
選択的に供給すると共にアンテナアレイから受け
た同一位相の黒体エネルギーを加算する複数の電
力チヤンネルと、複数の電力チヤンネルに接続さ
れ複数の電力チヤンネルをマイクロ波エネルギー
源及びラジオメータに選択的に接続するスイツチ
手段を更に備えている請求の範囲第１項に記載の
高熱療法用装置。 ３ 複数の電力チヤンネルは、アンテナアレイに
接続された移相器と、該移相器に接続された電力
分割器を備えており、移相器と電力分割器は協同
作用し、位相フオーカスした電力供給を形成し、
アンテナアレイから受けた黒体エネルギーを形成
している位相フオカスした電力結合器を形成して
いる請求の範囲第２項に記載の高熱療法用装置。 ４ 複数の電力チヤンネルの各々は、スイツチ手
段を備えた電力コントロール手段を有しており、
該スイツチ手段はオン・オフスイツチ、リレー、
可変電力減衰器、及び可変ゲイン増幅器から構成
される群から選択されており、前記可変ゲイン増
幅器は、移相器とアンテナアレイのアンテナに及
びそれらの間に接続され、皮下領域内の予め選択
した領域に電力を供給するためアンテナアレイに
供給する電力をコントロールできるようにしてい
る請求の範囲第３項に記載の高熱療法用装置。 ５ コントローラは電力コントロール手段の動作
点を設定するための切替手段及び位相器の両者又
は何れか一方に接続された中央処理装置である請
求の範囲第４項に記載の高熱療法用装置。 ６ 中央処理装置は切替手段に接続され、電磁波
エネルギー及びラジオメータを複数の電力チヤン
ネルに選択して接続できるようにしている請求の
範囲第５項に記載の高熱療法用装置。 ７ ラジオメータは、人体組織の皮下部の複数の
層領域の温度データを作るため、予め選択した複
数の周波数にて温度データを作り出すためのマル
チチヤンネル放射器である請求の範囲第６項に記
載の高熱療法用装置。 ８ アプリケーターは第１の円筒形ダイポールリ
ングと第２の円筒形ダイポールリングを含んでい
る請求の範囲第１項に記載の高熱療法用装置。 ９ アンテナアレイは複数の対向アンテナを含ん
でいる請求の範囲第２項に記載の高熱療法用装
置。 １０ アプリケータは、対向アンテナを対にして
配列し、電磁エネルギーを人体組織の皮下ターゲ
ツトに送り、該ターゲツトから放射されるエネル
ギーを人体組織の外部で受けるためのアンテナア
レイであつて、複数の電力チヤンネルはアンテナ
アレイのアンテナに接続され、対応する複数のラ
ジオメータは複数の電力チヤンネルに接続され人
体組織の皮下ターゲツトの温度を該ターゲツトか
ら放射されるエネルギー周波数の関数として測定
できるようにしている請求の範囲第１項に記載の
高熱療法用装置。 １１ 電磁波エネルギーの電力源と、人体組織の
内部に挿入することなくコヒーレント放射エネル
ギーを測定する測定手段と、電力源及び測定手段
に接続され、電力源及び測定手段を切り替えるた
めのスイツチ手段とを備えた高熱療法用装置であ
つて、スイツチ手段に接続され、電力源に接続さ
れたときは分岐点にて予め選択された位相関係を
保ちながら電磁波エネルギーを予め選択したよう
に分配し、測定手段に接続されたときは分岐点か
ら受けた放射エネルギーをコヒーレンスの関係を
保つて係合するための電力処理手段と、分岐点に
選択的に接続され、分配された電磁波エネルギー
を組織のターゲツト領域内にフオーカスし、該組
織のターゲツト領域から発せられる放射エネルギ
ーを受ける複数のアプリケータとを備えており、
加熱モードのとき、フオーカスされたエネルギー
はコヒーレンスの関係を保ちつつ加算されて組織
ターゲツト領域内に高温部を形成し、測定モード
のとき、組織のターゲツト領域から発せられる放
射エネルギーはコヒーレント放射エネルギーに結
合されて測定を行なえるようにしていることを特
徴とする高熱療法用装置。 １２ 電磁エネルギーを人体組織の皮下領域に送
り、該皮下領域から放射される電磁エネルギー
を、人体組織の内部に挿入することなく受けるア
ンテナ手段と、電磁エネルギー源と、該スイツチ
に接続されたラジオメータレシーバと、電磁エネ
ルギー源及びラジオメータレシーバを切り替える
ためのスイツチ手段を備えた高熱療法用装置であ
つて、スイツチ手段に接続された複数の電力チヤ
ンネルと、複数の電力チヤンネルに接続されタア
ンテナアレイを備えており、同一位相の電磁エネ
ルギーをアンテナアレイに送つて電磁エネルギー
をフオーカスして加算することにより人体組織の
皮下領域に高温部を形成し、高温部から発せられ
る同一位相の温度を示す電磁エネルギーを受けて
複数の電力チヤンネルの中で結合しラジオメータ
レシーバのコヒーレンス電力を形成するようにし
ている高温加熱療法用装置。 発明の背景 本発明の高熱療法に使用される装置に関し、よ
り具体的には体内に高熱部を発生させると共に、
プローブ又はセンサーを体内に侵入せずに温度測
定を行なえる（noninvasive thermometry）装
置に関する。 発熱療法又は高熱療法（hyperthermia
treatment）に使用される装置として、多数のア
プリケーターと多数の温度センサーを用いて温度
操作の制御を行なうものが知られている。多数の
アプリケーターは直接接触動作モードの超音波エ
ネルギー又はマイクロ波エネルギーを利用したも
のであり、アプリケーターは弾性の冷却ベルトの
上に直接置かれる。冷却ベルトには冷却液が循環
しており、加えた熱が健全な組織の表面に及ばな
いようにしている。温度センサーが腫瘍近傍の正
常組織と腫瘍の中に埋め込まれる。温度センサー
を体内に配置する温度測定法は侵入式温度測定法
（invasive thermometry）と称される。この方法
についての詳細な内容については、1983年８月９
日発行の米国特許第4397314号に記載されている。 1975年11月11日発行の米国特許第3919638号に
は、マイクロ波エネルギーを検出し、該エネルギ
ーの電力密度を正確に測定出来る装置が記載され
ている。これは電磁波の極性又は変調によつて殆
んど影響を受けない装置であり、ダイオード検出
器が並列に接続されたプレーナーアレイを有して
いる。各検出器はダイポールアンテナを形成する
一対のアンテナリード線を有している。ダイオー
ドアレイには数グループのダイオードが含まれて
おり、ダイオードはアンテナリード線の長さを変
えてメータ（meter）毎に異なる周波数のマイク
ロ波エネルギーを検出出来るようにしている。メ
ータの切換えは異なるダイオードグループの出力
間で選択することが出来る。 マルチプル周波数の帯域の放射測定
（radiometry）を行なうのに、一次元の温度プロ
フイールを非侵入方式で検出する手段として用い
る可能性については次の文献の中に記載されてい
る。「マルチプル周波数帯域の放射測定を用いた
非侵入方式の温度測定：実行可能性理論」スタブ
ロス デー．プリオナス氏及びジー．エム．ハー
ン氏。バイオエレクトロマグネチツク第６巻、
391〜404頁、アラン アール．リス インコーポ
レーテツド1985年発行。この文献には癌の塊を検
出するのにマイクロ波サーモグラフイー
（thermography）が広く用いられていることを
記載している。動作周波数は1.3乃至6.0GHz（自
由空間の波長範囲は５乃至23cm）の範囲のものが
使用されている。このように波長が長いと、皮下
温度の測定が可能であり、脳及び甲状軟骨
（thyroid）の表面の腫瘍の検出も理論的に可能で
ある。 この文献は、乳房の放射線検査を行なう場合、
マイクロ波が10GHzのコンピユータ断層放射線写
真を代用手段として用いることを更に提案してい
る。RCA研究所で開発された自己調節式のマイ
クロ波ラジオメータを用いて単一周波数帯域内の
被加熱部から発せられたエネルギーを測定する。
所定の温度深さ分布によつて生ずる熱ノイズのパ
ワースペクトルは、黒体放射のフランクの法則に
基づく。人体の表面で受けるエネルギーの周波数
スペクトルは、介在組織の周波数依存性減衰特性
の影響を受ける。マイクロ波放射（これはスペク
トルのマイクロ波部分の中にあり、観察中の媒体
から発せられ又は分散された非コヒーレント波電
磁エネルギーを測定する技術である。）を用いて
生物学的組織の被加熱部から発せられる熱ノイズ
を測定することが出来る。 この文献は、熱ノイズのスペクトル成分の分析
と、理想的なマイクロ波ラジオメータに関連する
ノイズ検出能力の固有の閾値に対する信号の大き
さの比較について報告している。分析は一次元の
温度分布モデルを仮定して行なわれている。しか
し、実際の温度分布は３次元である。この３次元
の温度領域を適当な空間分解
（spatialresolution）量で分析するには追加の情
報が必要となることは明白である。この追加の情
報は、例えば、単一の受穴（receiving
aperture）又は適当に整相した受穴列の方向を変
えることによつて得られたデータの形態である。
受穴の整相列（phased array）を用いる場合、
空間内の一点から発せられる信号をコヒーレント
検出できる。どちらの場合も、既に確立された信
号処理アルゴリズムを用いて、測定データを変換
して温度分布を再構成することが出来る。 マイクロ波のサーモグラフイー用ラジオメータ
レシーバを用いることは、1983年５月発行の「マ
イクロ波ジヤーナル」に掲載されたイギリス国、
グラスゴー、グラスゴー大学のデー．ブイ．ラン
ド氏による文献にも記載されている。これには比
較装置、即ちデイツケ ラジオメータが用いられ
ている。レシーバは入力の切換え又は周波数の変
調によつて出力を発生させる。これは、アンテナ
が検出する放射源（source）の温度と、内部の基
準負荷又はノイズ発生器の温度との温度差に比例
している。 最後に、広帯域の相関技術を医療用のマイクロ
波サーモグラフイーに応用することは既に研究さ
れており、次の文献に報告されている。1985年８
月発行の「マイクロ波原理と技術（Micromave
Theory and Techniques）」に関するIEEE会報、
MTT−33、No.８、ジヨセフ シー．ヒル氏他に
よる「広帯域相関ラジオメータの熱的及び空間的
解析法の医療用マイクロ波サーモグラフイーへの
応用」。 本発明が従来技術と本質的に異なる点は、高熱
発生装置及び熱検出装置に共通の要素を用いるこ
とにより、高熱発生と非侵入方式による温度測定
の両方を行なえる装置を作り出した点にある。 高熱発生装置と非侵入方式による温度測定装置
を組み合わせたことによつて費用の節約を図れる
という利点がある。もう１つの利点は、共通の部
品を使用しているので、加熱モード及び温度測定
モードにおける装置パラメータを同じ値に設定
し、電源及びラジオメータを、共通部品を含む回
路に選択的に切り換えることによつて所望の結果
を速やかに得ることが出来る。このように両装置
を組み合わせなければ、高熱を加えて治療する
際、センサーを侵入させずに内部温度をモニター
することは不可能であるか又は非実用的である。 発明の目的 本発明の目的は、人体組織を高温にし、高温加
熱による処置中、被処置部内の温度分布を測定す
ることの出来る装置を明らかにすることにある。
処置及びモニターする組織部として、人間の胴
体、手足及び脳の中央部の内部組織でさえ可能で
ある。 本発明のもう１つの目的は経済性に優れた高熱
発生及び温度測定装置を提供することにある。 本発明の更に目的とするところは、選択した組
織領域を加熱及び温度測定する装置を提供するこ
とにあり、加熱装置の設定パラメータを用いて選
択された組織領域の温度測定も出来るようにして
いる。 本発明の更に目的とするところは、治療モード
（treatment mode）又は診断モード（diagnostic
mode）の何れか一方又は両方に用いて効果のあ
る高熱療法用装置を明らかにすることにある。 高熱療法用装置を簡単に説明すると、人体組織
の中に高熱部を発生させるトランスミツターと、
該高熱部の人体組織の温度をセンサーを体内に挿
入せずに測定出来るレシーバを組み合わせた装置
である。

【図面の簡単な説明】

本発明を特徴づける新規な構造は添付の請求の
範囲に規定される。本発明に関する前述した目的
及び利点、その他の目的及び利点については添付
の図面に示す望ましい実施例に示している。尚、
実施例は例示的に掲げるものであつて本発明を限
定するものではない。 第１図は本発明の主題を構成する高熱療法用装
置の第１実施例のブロツク図である。 第２図は第１図の装置の動作方法を示す図であ
る。 第３図は均質な被検ターゲツト内の相対的な電
界振幅を示す図である。 第４図は均質な被検ターゲツト中の相対的な電
力密度を示す図である。 第５図は本発明と共に使用される望ましいアプ
リケーターの一部を破断した斜面図である。 第６図は第５図のアプリケーターの動作を示す
説明図である。 第７図は本発明と共に使用されるダイポールア
ンテナを示す図である。 第８図は本発明の装置と共に使用される折返し
ダイポールアレイの斜面図である。 第９図は本発明と共に使用される望ましいアプ
リケーターの第３の実施例の斜面図である。 第１０図はターゲツトへの経路を等しくし、移
相器の位相設定を等しくし、ターゲツトでない組
織への経路は等しくないようにしたアプリケータ
ーを示す高熱療法用装置の部分図である。 第１１図は本発明の第２の実施例のブロツク図
である。 望ましい実施例の説明 第１図は高熱療法用装置１０のブロツク図を示
しており、該装置には電磁放射（ENR）によつ
てターゲツトとなる被検体１４の中に高熱部を発
生させるサブ装置（subsystem）１２と、被検タ
ーゲツトの温度をターゲツト内に侵入することな
く測定するためのサブ装置１６と、これらの共通
要素１８を備えている。共通要素には、装置１０
の制御を行なう中央処理装置２０が含まれてお
り、その各要素とは対話式でフイードバツク出来
る。中央処理装置（CPU）２０はターゲツト１
４の現在状態を示す複数の入力を受け入れる。 制御パネル即ちコンソール２６はCUP２０に
接続され、オペレータは治療のコントロールを行
ない、進行状況をモニターすることができる。制
御パネル２６を用いてターゲツト１４から得たあ
らゆる情報と、装置の全動作を表示することが出
来る。単一のメモリーブロツク２８で示される
様々なメモリーデバイスがCPU１４に接続され
る。メモリー２８はCPU２０によつて処理され
た前回の処理結果を記憶しており、治療の進行を
コントロールすることが出来る。更に、関連する
全ての動作データをメモリー２８のもう１つの部
分に記憶することにより、治療過程の完全な記録
と結果を将来の使用に供することが出来る。 高熱発生用のサブ装置１２は、高周波エネルギ
ー源３０がCPU２０に接続されてコントロール
される。エネルギー源３０はスイツチ３１を通じ
てパワースプリツター３２に接続される。スプリ
ツター３２によつてエネルギーは複数のラインに
分割される。各ラインは同じ位相と電力を有して
いる。スイツチ３１はサブ装置１６の放射計又は
ラジオメータ３３の如きレシーバに接続される。
各ラインのエネルギーの位相（phase）は、ライ
ン引伸し器又は移相器（phase shifter）の中で
手動又は自動にて個々に調節出来る。各移位相器
３４の出力は単一のアプリケーター３６又は一群
のアプリケーターに連結される。アプリケーター
３６への実際の電力供給は、移相器３４とアプリ
ケーター３６との間に設けられたスイツチ３７に
よつてコントロールされる。スイツチ３７は、例
えばリレイ又はソリツドステートスイツチのよう
な簡単なオン・オフスイツチを用いることが出来
る。或いは又、スイツチ３７はデジタル式又は連
続的に可変の減衰器でもよいし、可変のゲイン増
幅器でもよい。電源３０と移相器３４のように、
スイツチ３７は装置の動作中CPUによつて制御
することが望ましいが、スイツチ３７は手動で作
動させてもよい。第１図では移相器３４、アプリ
ケーター３６及びスイツチ３７は４つだけを示し
ているが、実際の装置１０では幾つかの方向に向
けるため、各々の個数を４つ以上に増やしてもよ
い。 第２図は、８個のアプリケーター３６を互いに
連結し八角形に並べて円形のターゲツト１４を取
り囲んだ状態を示している。各アプリケーター３
６は矩形で示しているが、実際には、各アプリケ
ーター３６はマイクロ波EMRの放射に適した形
状に形成される。幾つかの実施例を後の図面に示
している。第２図は３次元の現象を２次元で表現
したものであつて、ラジエータ３６とターゲツト
１４の両者は紙面と直交する方向に幾らかの間隔
が設けられている。各アプリケーター３６からの
放射を調節することにより、電界要素が紙面と直
交し、磁界要素が紙面内の円形の等ポテンシヤル
線を形成するようにしている。第２図は波頭を矢
印で示しており、これ等の波頭（wave fronts）
の方向は種々のアプリケーターが放射するEMR
の方向、即ち電界要素及び磁界要素と直交する方
向に近似している。 種々のアプリケーター３６から発せられる放射
線はターゲツト１４に収束するにつれて、放射線
の電界は、整列し、ターゲツト１４からは円形波
頭が殆んど収束して見える。様々な波頭のエネル
ギーはターゲツト１４の中心部に集まり、アプリ
ケーター３６からのエネルギーを単独加算した場
合よりも遥かに大きな電界がターゲツト１４の中
心部３８に加えられ、該中心部が加熱される。こ
のようにして内部の奥深くまで加熱されるが、タ
ーゲツト１４の表面で放射エネルギーの密度が大
きくなる危険性もなく、入射エネルギーはターゲ
ツトの表面全体に等しく分散される。このよう
に、ターゲツト１４に加えられるエネルギーは必
要に応じて中心部の近傍で集中させることが出
来、ターゲツトの表面を可及的に小さくすること
が出来る。振幅と位相を変えることにより、中央
のエネルギー集中部を移動させることができるの
で中心部以外のターゲツトの加熱もうまく行なう
ことが出来る。 第１図に関連して説明すると、各アプリケータ
ー３６からの放射エネルギーは他のアプリケータ
ー３６からの放射エネルギーと一定の位相関係を
有している。これによつてターゲツト１４の中央
部３８に相乗効果がもたらされ、中央部３８は
様々なアプリケーター３６のエネルギーの単純総
和以上のエネルギーが加えられて加熱される。相
乗効果の詳細については第３図及び第４図に基づ
いて説明する。全てのアプリケーター３６は正確
に同一位相で作動するから、中央の加熱領域３８
は均質なターゲツト１４の中心点で対称となる。
中央の加熱領域３８の形状又は位置を中心点で非
対称としたい場合、様々なアプリケーターが発す
るEMRの相対位相を僅かに変えることにより、
中央の加熱領域３８を位相のずれたアプリケータ
ー３６の方に移動させることが出来る（第１０
図）。第１図を参照して説明したように、アプリ
ケーター３６が発するエネルギーの位相をコント
ロールすることによつて、中央の加熱領域３８の
位置操作が可能となり、所望通りの最も良い結果
を得ることが出来る。中央加熱部３８の操作は、
スイツチ、減衰器又は増幅器３７によつて電力レ
ベルをコントロールすることによつても行なうこ
とが出来る。各アプリケーター３６への電力は、
オン・オフスイツチ又は前述した連続可変性のス
イツチ又は減衰器の何れかを用いて制御すること
が出来る。個々のアプリケーター３６への供給電
力を下げたり又は遮断すると、中央の加熱領域３
６の形状が変化する。ターゲツト１４内の様々な
点で電力が吸収され、この電力吸収位置は、中央
部３８から、一層高電力のアプリケーターの方向
へ移動する。 第３図及び第４図は、非常に大きな電力が中央
の加熱領域３８に蓄積する機構を示している。第
２図に示したアプリケーター３６において、対向
するものどうしを対にし、均質なターゲツト１４
を非損失性（non−lossy）と考えた場合、第３図
はターゲツト１４の中心線上のアプリケーター対
が発生するEMRの電界要素（Ｅ−
fieldcomponent）の定常波の振幅を示している。
横軸は対向するアプリケーターの放射面間の距離
を表わし、Ｆ１及びＦ２で示している。縦軸は交
互の電界定常波の各間隔での振幅を表わしてい
る。Ｓ１及びＳ２はターゲツト１４の両面を表わ
しており、ターゲツト１４の外側の電界によつて
作られるものは考慮しない。 互いに接近する２つの波頭（wave fronts）は
周波数及び位相を同一にし、その電界はターゲツ
ト１４の中心軸と平行に並べられているから、ア
プリケーター間の各点に於ける電界は各波の電界
ベクトルの和となる。放射線の周波数を、ターゲ
ツト１４の波長がターゲツト１４中での直径の約
３／４となるように選択したとき、ターゲツト１４
の２つのアプリケーター３６によつ生ずるて定常
波の振幅を第３図に示している。振幅が最大とな
るのは中央部３８の位置であり、最小となるのは
どちらか一方の側部から1/4波長の位置にあると
きである。中央部の振幅は各アプリケーター３６
の振幅の和であり、対向する２つのアパーチヤは
単一のアプリケーター３６が発生する電界の２倍
である。例えば第２図に示すように３つ以上のア
プリケーター３６を用いる場合、得られる電界の
総和な勿論大きくなる。 試験結果によれば、放射EMRの波長がターゲ
ツト１４の直径の約3/4乃至２倍にあるとき最も
良い結果が得られる。このようにして、中央の加
熱領域３８は比較的うまく限定され、後記するア
プリケーター３６とターゲツト１４との間のイン
ピーダンス整合は良好となる。従つて、ターゲツ
ト１４の直径をｄとすると、望ましい波長の範囲
は次の式から得られる。 ．5λｍ≦ｄ≦1.3λｍ (1) ここで、λｍは加熱される組織媒体中での波長
である。例えば筋肉や血液のように、水分の多い
組織の場合、波長は100MHzのとき約27cm、300M
Hzのとき11.9cm、915MHzのとき4.5cmである。水
分の少ない組織の場合、その周波数に於ける夫々
の波長は約106.41cm及び13.7cmである。高水分と
低水分の両方の組織がターゲツト内に存在すると
き、最も主要な組織（通常は筋肉組織）に対して
式(1)を満足させる波長を選択することが望まし
い。外部整合技術によつて適切なインピーダンス
整合が得られ、加熱される中央部に対して略均一
な表面が形成出来るのであれば、式(1)によつて規
定される値よりも長い波長を用いることが出来
る。 第４図は第３図に対応するターゲツト１４の各
点に於ける相対的な電力密度を示している。電力
密度は電界強さの二乗に比例しているから、電力
密度曲線は非減衰媒体に対しては中央の加熱領域
３８で比較的鋭いピークを示す。ある点で加熱す
るということは、その点で電力が吸収されるため
であり、加熱はその点に於ける電力密度（power
density）と正比例している。従つて、ターゲツ
トの加熱断面は、熱伝達効果を無視すると第４図
の電力密度曲線と同じ分布となる。しかし、媒体
には放射電力を吸収する能力があるから、減衰し
て第３図及び第４図に示す中央の電力密度ピーク
を小さくし、表面の電力密度を幾分大きくする。
この結果、周波数、組織の直径及び組織の導電性
に応じて略均一に加熱することができる。中央部
の電力密度を更に大きくすることは、周波数の選
択及びアンテナサイズを適切に行なうことによつ
ても可能である。 電力密度は電界の二乗に比例するから、ある点
で電界が増すと、その点での電力密度の増加はそ
の電界増分量の二乗に相当する量となる。例えば
第３図及び第４図に於て２つのアパーチヤ
（aperture）から得た中央加熱領域３８の電界は
単一のアプリケーター３６によつて得られたもの
の２倍である。従つて、中央領域の電力密度は、
単一のアプリケーター３６によつて生ずる電力密
度の2²＝４倍である。第２図に示すように、更に
多くのアプリケーター３６を用いた場合、電力密
度の増加は単一のアプリケーター３６の場合より
も遥かに大きくなる。８個のアプリケーター３６
を用いたとき、中央の電界はアプリケーター３６
単独の場合の８倍であるが、中央部の電力密度は
アプリケーター３６単独の場合の電力密度の8²＝
64倍となる。このように電力密度は著しく増大
し、従つてターゲツト１４の中央部にて吸収され
る電力はターゲツト１４の表面上のある点に於け
る電力密度を大きくしなくとも増大させることが
出来る。この相乗効果の現象は、全てのアプリケ
ーター３６が同じ周波数及び予め決められた位相
関係で動作したときに得られるものであつて、表
面部を過度に加熱することなく、ターゲツト１４
の内部まで加熱することが出来る。 第３図及び第４図について論じた内容は非損失
性のターゲツト１４に対して適用される。このタ
ーゲツト１４の場合、媒体によるエネルギー吸収
は殆んどないから、アプリケーター３６からの
EMRの振幅は放射線が通過しても減少しない。
しかし、実際のターゲツト１４は損失性であるか
ら、EMRの振幅はターゲツト１４を通過すると
きに減少する。代表的なケースの場合、中央部３
８の電界の振幅はターゲツト１４の表面における
電界の振幅の約1/7である。アプリケーター３６
を８個用いる場合、中央部３８の電力密度はター
ゲツト１２の表面の電力密度の8²／7²即ち約1.3
倍である。然し乍ら重要なことは、この場合でも
中央部１２の電力密度はアプリケーター３６単独
の場合の電力密度の64倍となつている点にある。
第３図及び第４図の電界及び電力密度波形の形状
は、中央部３８の実際のピーク値が損失性媒体と
共に減少し、多くの場合表面と略同じレベルにま
で低下した場合にも適用される。一般的には、非
損失性の連結媒体を用いてアンテナとターゲツト
を分離する場合、８以上のアンテナを用いること
は殆んどない。 中央の加熱領域３８の電力密度が前述したよう
に相乗的に増加するのは、全てのアプリケーター
３６が同じ周波数で放射し、放射されたEMRの
電界のアライメントが達成されたときにのみ起こ
る。位相アライメントの電界はターゲツト１４の
中心軸に沿つて、即ち第２図の紙面と直交する方
向に生ずるのが望ましい。様々なアプリケーター
３６の電界アライメントは出来るだけ正確に行な
われるのが望ましい。然し乍ら、ある程度のアラ
イメントミスは、装置１０の性能を余り低下させ
ない程度であれば許容される。ある点に於ける電
界のベクトル和の個々の電界ベクトルの和に等し
い。特定のアプリケーター３６にミスアライメン
トが生じたとき、そのアプリケーターから発せら
れるEMR電力による電力加算への増加量は、電
界のアライメントが形成されているときよりも小
さい。その増加率は、ミスアライメントのアプリ
メーターの電界と、その他のアプリケーターの電
界とがなす角度の２分の１の角度の余絃を２乗し
た値に等しい。角度が小さい場合、余弦は１に近
いから、電界アライメントの僅かの不整合によつ
て中央部の加熱領域３８への相乗的な電力密度増
加作用が損なわれることは殆んどない。 様々なアプリケーター３６から放射されるエネ
ルギー周波数が僅かに異なつているとき、当該分
野の専門家であれば、様々に異なつた電界では、
必らずしも重畳する様には働らかず、前述した様
な電界密度の向上は起こらないであろうことは理
解されるであろう。実際のところ、このような場
合には中央部３８の電力密度はせいぜい個々のア
プリケーターの電力密度の単純和になるだけであ
る。従つて、全てのアプリケーター３６が発する
放射線の周波数は絶対的に等しくすることは重要
である。このため、望ましい実施例では単一の電
源３０と電力スプリツター３２を用いており、こ
れによつて各アプリケーター３６に供給される電
力は同じ周波数となるようにしている。同一の周
波数が発せられるように位相を正確に固定出来る
のであればマルチ電源を用いることも出来るが、
実際にこれを行なうには装置が複雑化し、追加の
費用を要するため、殆んど利益がない。 従つて、望ましい実施例では単一の電源３０と
スプリツター３２だけをもちいることにしてい
る。アプリケーター３６に供給される周波数は、
時間に関しては必ずしも一定にしておく必要性は
ない。実際のところ、電源３０の周波数は調節可
能としているから、前述したターゲツト１４の性
質に応じて最適な性能を発揮するように調節する
ことが出来る。 中央の加熱領域３８の形状と位置は、動作中に
於けるアプリケーター３６の分布、アプリケータ
ー間の相対位相、組織の直径、組織の位置及び
EMRの周波数によつて決まる。４つ以上の放射
アプリケーター３６を用いるとき、それらの間隔
を等しくすると、中央部３８は略円形（３次元で
は楕円形）になる。第２図では４個のアプリケー
ター３６の代わりに８個のアプリケーター３６を
用いているが、これは電力密度から求めたもので
あつて、放射アプリケーター３６が４個の場合と
比べ、ターゲツト１４の表面をより均一に加熱出
来るからである。アプリケーター３６の数を８個
以上に増やしても装置１０の作用に重要な影響を
及ぼなさいものと考えられる。 アプリケーター３６は全て同じ位相にしたと
き、単一のターゲツト１２の中心部に対称性の加
熱領域３８が形成される。様々なアプリケーター
３６が発するエネルギーの相対的な位相を変える
ことによつて中央の加熱領域３８の中心部から幾
分離れてアプリケーター３６の方に移動し、位相
ずれが生ずる。アプリケーター３６間の相対的な
位相と振幅を変えられるようにすることは、例え
ば非均質性ターゲツト１４（例えば動物の胴）の
ときに特に役に立つ。EMRの波長はターゲツト
１４の組織が異なると僅かに変動し、放射された
位相の変動によつて位相の移動を補償し、誘導す
る（induce）ことが出来る。従つて、ターゲツト
１２の断面が幾つかの異なる組織から成り、その
組織の性質が判つているとき、様々なアプリケー
ター３６間の位相を調節し、中央の加熱部３８を
所定位置に位置決めすることが出来る。組織のオ
フセツト位置によつて加熱パターンに及ぼす非均
質性の効果を補償することが出来る。然し乍ら人
体の組織が非均質性であつても中央部の位相のフ
オーカスゾーンは殆んど変化しなかつかことが観
察されている。 アプリケーターアレイ４０の望ましい実施例を
第５図及び第６図に示している。この環状のアレ
イ４０は16個のホーン型平行板導波管
（waveguide）アンテナの群を有しており、アン
テナは折返しダイポールアレイを形成し、該アレ
イは各々が８個のラジエータ３６からなる２つの
層（layers）に連結されている。構造を簡単にす
るため、アプリケーターアレイ４０への各入力は
２列×２列の単一アプリケーター３６に送られ
る。従つて、16のアプリケーターアレイ４０に必
要な電力入力は４つだけでよい。 電界方向（第２図の紙面と直交する方向）に２
つ以上のアプリケーター３６を重ねることによつ
て垂直方向に略均一な電界となるが、アプリケー
ターのサイズを小さくすることが判つた。環状ア
レイ４０の中で磁界（Ｈ−field）（第２図の紙
面）と平行に沿つてアプリケーター３６を個々に
積み重ねることにより、ターゲツト１４の周りで
略均一な電界が得られることも判つた。個々のア
プリケーター３６のアレイを用いることによつ
て、各々がアプリケーター３６とターゲツト１４
との間のインピーダンス整合が良好になるような
大きさに作ることが出来る。本発明の共に使用す
るのに適したホーン型のアプリケーター３６を作
る方法については、1980年４月２日付にて出願し
た継続中の米国特許出願第136506号、発明の名称
「生物組織用の環状電磁放射アプリケーター及び
方法」に記載されている。 アプリケーターアレイ４０はケーシング４２に
よつて取り囲まれており、個々のアプリケーター
３６を適当な位置に支持するように作用すると共
に危険な漂遊放射（stray radiation）を少なく
する作用がある。第５図はケーシング４２の一部
を破断して示したもので、４つに分離したアプリ
ケーター３６の部分を示している。電力の入力線
４４は軸を共通にしており、平行板導波管４６に
連結される。導波管４６は４つの送りガイド４８
に連結される。送りガイド４８は次に４つのアプ
リケーター３６に連結され、電力がアプリケータ
ー３６に等しく分配されるように同一寸法に形成
する。４つのアプリケーター３６の組は各々が位
相、電力及び電界アライメントが同じエネルギー
を放射する。 第６図はアプリケーターアレイ４０の平面図を
示している。ターゲツト１４はアレイ４０の内側
に吊され、ボーラス（bolus）５０によつて囲ま
れている。ボーラス５０は塩類イオンを除去した
水、即ち純水を含むのが望ましく、又ターゲツト
１２の周りで緊密にシール出来るようにするため
可撓性材料から作るのが望ましい。ボーラス５０
とアプリケーター３６との間に空〓５２を残すこ
とも出来るし、或いは又ボーラスを操作してこれ
等の空〓を塞ぐことも出来る。 ボーラス５０を用いると幾つかの重要な利点が
もたらされる。ボーラス内の液体は、ターゲツト
１４の表面部を冷却するため外部熱交換器（図示
せず）を通じて循環することが出来る。純水をボ
ーラス５０の中に用いる場合、ボーラス５０内の
電力損失は殆んど無い。従つて、アプリケーター
３６から放射される電力の全てがターゲツト１４
に送られる。 ボーラス５０を用いることによつてアプリケー
ター３６とターゲツト１４との間のインピーダン
スの整合性が改良される。使用する周波数では、
代表的な生物学的ターゲツト１４のインピーダン
スは約44オームである。アプリケーター３６と装
置のその他電気部分のインピーダンスは、標準の
要素と適合させるため50オームにするのが望まし
い。使用周波数に於ける純水のインピーダンスも
又約44オームとし、装置１０の全ての部品が本来
的にピツタリと整合するようにしている。水を入
れたボーラス５０を設けない場合、アプリケータ
ー３６の放射面及びターゲツト１４の表面に大き
な不整合が生ずる。このように不整合が生ずるの
は空気のインピーダンスが自由空間のものと略同
じ、即ち377オームだからである。インピーダン
スの不整合は境界部で現れるから、ターゲツト１
４に加えられる放射エネルギーの割合を低下さ
せ、危険な漂遊放射を増加させる。 第６図に示すように、アプリケーターアレイ４
０は既に第２図及び第３図に関連して述べたパタ
ーンのエネルギーを発し、第４図に示す電力密度
パターンを生ずる。このようにアプリケーターア
レイ４０によつて、表面部が過度に加熱されるこ
となく、中央部３８が加熱される。 本発明の装置１０と共に用いるのに適したアプ
リケーターの他の実施例を第７図に示している。
このアプリケーター５４は、所定周波数のEMR
と共に使用出来る大きさのダイポールアンテナ対
である。上部放射部５８と下部放射部６０の各ア
ーム５６は、第５図及び第６図の環状アレイ４０
のものと同じように単一ラジエータとして作用す
る。同軸の給電線（coaxial feed line）６１は
上部放射部５８及び下部放射部６０の中央部に連
結され、更にバルーンを用いて同軸給電線を平行
送りに変えることができる。このアプリケーター
５４が従来と同じ要領によつて駆動すると、放射
線の電界はアーム５６の長さに揃えられる。 アンテナアーム５６の形状と大きさによつてダ
イポール５４の動作及びインピーダンス特性の最
適周波数が求められる。ダイポール５４は、テー
パ状のアームの長さＬに対する幅Ｗの比率が約
0.087に維持されるとき、装置１０の残部とのイ
ンピーダンス整合性は良好になることが経験的に
知られている。ダイポールのアプリケーター５４
が第８図に示す円筒形アレイ６６の中に組み込ま
れ、第６図に関連して論じたものと同様な水ボー
ラス（図示せず）を用いるとき、良好な50オーム
のインピーダンス整合が得られる。この方法は第
５図の環状アレイよりも帯域が狭くなる傾向にあ
るが、作ることは環状アレイよりも遥かに簡単で
ある。 第８図を参照すると、４つのダイポール対ラジ
エータ５４が剛性のある非導電性のフレーム６４
の上に取り付けられ、円筒形アレイ６６を形成し
ている。各々のダイポールラジエータ５４は別々
の同軸給電線６１を通じて電源３０及び電力スプ
リツター３２に別個に接続される。各アプリケー
ター５４は被検ターゲツト（図示せず）のあるア
レイ６６の中心部に向けてマイクロ波EMRを放
つ。アプリケーター５４からターゲツトへのエネ
ルギーの結び付きをより良好なものとし、反射を
最小にするため純水のボーラス（図示せず）によ
つてターゲツトを取り囲むのが望ましい。各ダイ
ポールアプリケーター５４へのエネルギーの位相
を制御することにより、中央の加熱領域３８の位
置を変えたり、或いは第２図に関連して説明した
非均質性ターゲツトの波長変化の補償を行なうこ
とが出来る。 第９図に他の実施例を示している。円筒形のダ
イポールアプリケーター６８は２つの同軸の導電
性円筒体７０を接近して設けたものである。これ
等の同心の円筒体７０は単一のダイポールアプリ
ケーターとして作用し、放射アームは平らな放射
板を折り曲げ、一周して接触させたものである。
円筒形のダイポール６８は中心軸に向かつて放射
し、電界が干渉してその強度を相互に強め合うこ
とによつて前述のアプリケーターについて説明し
た中央領域３８の電力吸収度が相乗的に高められ
る。円筒形のダイポール６８を駆動するには単一
の同軸送り線７２で十分である。然し乍ら、送り
線７２とは径方向の反対側にあるダイポール６８
の部分から発せらるEMRに幾らかの位相のずれ
が生ずる。このため、中央の加熱領域３８の送り
線７２の接触部から幾分遠ざかる方向に移動す
る。この現象は場合によつては望ましいこともあ
るため、望ましい実施例ではダイポール６８の周
りに等しい間隔をあけて４つの同軸送り線７２を
設けている。４つの給電線７２を全て同位相で駆
動すると、中央の加熱領域３８は、円筒形のダイ
ポール６８の軸の周囲に集中する。 同軸給電線７２への位相をズラすことによつ
て、中央の加熱領域３８の位置操作が出来る。し
かし、一般的に制御出来る範囲は、ダイポールア
レイ６６又はホーン型ラジエータアレイ４０のど
ちらかの場合よりも小さい。 円筒形ダイポール６８の放射用アパーチヤの有
効幅はその円周と等しく、高さはターゲツトの大
きさによつて限定され、一般的には２フイート以
下に規定されるため、ダイポールアレイ６６につ
いて得られた固有のインピーダンス整合を得るこ
とは困難である。円筒形のダイポールラジエータ
６８は装置の残部のインピーダンスと最も望まし
い周波数で整合するとは限らないから、従来のイ
ンピーダンス整合装置（図示せず）を用いて損失
を最小にし反射電力を軽減しなければならない。 折返しダイポールアレイ６２と円筒形ダイポー
ル６８はその内面及び外面から放射線を発する。
内部の水ボーラスの作用によつて中心部に発せら
れた放射線の割合は増すことになるが、これは下
部インピーダンス液媒体へのインピーダンス整合
が良くなるためである。漂遊放射（stray
radiation）の危険性を更に少なくするため、外
部に導電性円筒体（図示せず）を円筒形ダイポー
ル６８又はダイポールアレイ６６の周りに設ける
ことも出来る。この外部シールドは接地
（ground）又は浮かせておくことによつて漂遊放
射を反射させ、外向きに発せられる放射線を軽減
することが出来る。反射シールドは円筒形ダイポ
ール６８又はダイポールアレイ６６ど十分な間隔
をあけねばならない。従つて、接地板は最初の放
射線分布と干渉するほぼ多くの容量負荷を開口に
加えないようにし、中央部３８の加熱を少なくす
るか、又はあまり望ましくないが中央部以外を加
熱する。望ましい実施例では、外部導電円筒体は
接地し、位置をずらして配置し、それによつて電
力パターンの変化を最小にする。通常は、外部円
筒体とダイポールとの間の空間は空気又はその他
の低誘電性物質で満たし、円筒体と短絡するエネ
ルギー量を軽減することを画つている。外部導電
円筒体の接地は、ダイポールラジエータに繋がる
同軸の外部導電体と絶縁して間隔を存して該導電
体の外側に設けた第２の同軸の外部シールドを用
いて行なうことが望ましい。 高熱療法を効果的に行なうためには、オペレー
タはターゲツト１４の内部状態を正確に判断出来
なければならない。生物ターゲツト１４の場合、
生体の徴候をモニターすることによりターゲツト
１４の健康状態が判り、その健康に悪影響を及ぼ
しているものは何であるかを知ることが出来る。
然し乍ら、脈拍、呼吸、血圧及び口部温度のよう
な生体の徴候だけでは対象領域に加えられる熱が
十分であるか又は有効であるかどうかまで判らな
い。 ２つの事項を追加測定することによつて、発熱
療法における内部に局部的に及ぼす影響の状態を
略完全に知ることが出来る。先ず第１にターゲツ
ト１４の中の選択した位置に於ける実際の温度を
測定することである。熱状態をリアルタイムで測
定することによつてオペレータはターゲツト１４
の領域が医療効果のある温度まで加熱されている
かどうか知ることが出来る。このような熱分布が
判れば、ターゲツト１２の中の加熱を欲しない部
分にまで加熱が及ばないようにすることが出来
る。 高熱療法において、温度分布を測定するのに温
度プローブを体内の腫瘍部に挿入するいわゆる侵
入型方式の場合、挿入するプローブの数に制限を
受ける。このため、高熱治療処理を拡大する場
合、非侵入方式のサーモグラフイーを採用し、侵
入型温度プローブを用いることに判う前記の問題
を解消せねばならない。前述した高熱発生用サブ
装置の場合、整相アレイのアパーチヤを通る手段
を設け、処置する上で不都合なコールドスポツト
を発生させることなく腫瘍部の中に３次元的に高
温部を作り出すことが出来る。尚、腫瘍部周囲の
正常な組織は非破壊性の低温度に維持される。熱
を持つた生体組織は深部にて所定周波数にて黒体
放射（blackbody radiation）することが知られ
ている。従つて、レシーバのサブ装置１６（第１
図）を追加すればラジオメータ３３を通じて黒体
放射を測定しリアルタイムで高熱の温度状態を知
ることが出来る。 レシーバ用サブ装置１６の場合、二重金属リン
グ６８（第９図参照）から作られた単一の（円筒
形の）ダイポール又は４つのダイポールアンテナ
型アプリケーター３６（第１図、第１０図及び第
１１図）をスイツチ３１（第１図）に接続してラ
ジオメータ３３への切替えを行なう。適当なラジ
オメータとしてデイツケ−スイツチラジオメータ
がある。これによつて、大変正確にかつ敏感に基
準信号が切り替えられる。ラジオメータ３３は温
度データを得るために単一周波数又はマルチプル
周波数にて作動可能である。 動作は、４つの同軸ケーブル７２（第１図）が
全てCPU２０又はスイツチ３１の手操作の何れ
かによつて、電源３０からラジオメータ３３に切
り替えられる。移相器３４と電力分割器３２は次
に位相が収束した電力結合器（power
combiner）として作用する。このようにしてラ
ジオメータ３３（第１２図）は収束領域から放射
される黒体ノイズ源をコヒーレント検出できる。
加熱の場合と同様に、中央の収束部に対しては、
移相器３６は均等とし、ターゲツト（第１０図）
に至る経路の長さは同一に設定される。収束位置
が中心からずれている場合、位相器を調節しない
と、位相器はターゲツト以外の組織から位相及び
振幅の異なる放射エネルギーを受けることにな
る。この結果、結合器の信号は非コヒーレントの
総和となる。コヒーレント位相ターゲツトをター
ゲツト以外の組織に変えるには、位相栄器を調節
してターゲツト組織に最も近いところに接続した
同軸ケーブルからの遅延を大きくすればよい。従
つて、位相のオフセツト（POS）の量は、円筒
体−ターゲツトゾーン間の経路長さの各同軸位置
からの差を、組織の平均波長（λｍ）で割り、そ
れに360度を掛けたものとして表わされる。 POS＝360（d₁−d₂／λｍ）度 このようにして、コヒーレント検出のフオーカ
ス部は中央ゾーンから離れた位置で調節すること
が出来る。高熱発生用サブ装置の場合と全く同じ
ように誘電液（dielectric fluid）が入れられたボ
ーラスを用いることによつて、内部に発生した黒
体放射の伝達を効率良く行なうことが出来る。 ラジオメータの受信周波数を変えることによつ
て検知した熱エネルギーのゾーンを変えることが
できる。当該分野の専門家であれば、検出ゾーン
の組織の直径及び形状はラジオメータの受信する
周波数に応じて変えることができることは理解さ
れるであろう。 各々のサーモグラフイツク装置は周波数、サイ
ズ及び検出ゾーンに関して正確に目盛り付けせね
ばならないけれども、基本的な関係は、低周波数
範囲、例えば40MHz乃至70MHzにおける場合であ
る。温度測定は人間の胴体断面全体を覆う組織の
体積（volume）に関連づけて行なわれる。その
関係は組織の直径を3.14で割つた値である。筋肉
の場合、40MHzで約16cm、70MHzで約13cmであ
る。然し乍ら、脂肪や骨のような他の組織及び空
気があるため、平均の誘電率は筋肉の2/3である。
得られた平均波長（λave）は筋肉の1.2倍大きい。
検出部の代表的なフオーカルサイズ面積を第１表
に示す。

【表】 第１図に示すアプリケーターの接続図は当初の
環状アレイ、マルチプルダイポールアレイを用い
た場合を示している。リングのダイポールの場合
と同じように、内部組織の電磁ノイズ電流はアン
テナとして作用するアプリケーター３６が受ける
エネルギーを放射する。ランダム黒体エネルギー
は全ての方向で略同じ信号を放射する。経路長さ
は中央の組織ゾーンからアンテナ受けポートの
各々まで略同じであるので、これ等は位相が同じ
であり、同期電圧としてコヒーレント和となる。
このコヒーレントの追加によつてラジオメータの
電圧レベルが著しく高められる。 実施例として固い筋肉への侵入深さは100MHz
にて6.66cmとすることが出来る（第１表）。これ
は、平面波が侵入した場合、皮膚表面と比べて電
界強さが6.66cmにて１／ｅ減少することを意味す
る。この吸収損失は−1.3dB／cmの深さである。
人間の胴体の直径が24cmの場合、固い筋肉吸収の
場合ですら、侵入深さ12cmのときの電界レベルは
平面波では−15.65dBとなる。これは、中央から
発せられた黒体エネルギーが表面に達したとき、
減衰によつて−15.65dB小さくなる（電界を17％
減少させる）ことを意味する。このレベルが各ア
ンテナポートによつてコヒーレント和として加算
されると、表面に於ける同じ組織体積と温度の場
合と比べると検出電圧が66％となる。アレイのア
パーチヤによつて検出ゾーンはコヒーレントフオ
ーカスされる。分離ゾーン近傍の表面の領域は位
相が同じでないから、同じ位相器を設定してもレ
ベルは高くならない。このように、コヒーレント
波を受けることによつてより一層内部の温度を検
出出来る能力が高められるが、コヒーレント波以
外の表面エネルギーでは検出器を加算しても同じ
ようにレベルが高められるものではない。 オフセツトフオーカス（第１０図）を行なうた
め位相をずらして設定するには、オフセツト加熱
の場合と同じようにすればよい。設定値は組織の
平均波長を用いて幾何学的な光学原理によつて求
めることが出来る。例えば100MHzでは組織の平
均波長は32.4cmである（第１表から得られる）。
加熱ゾーンのフオーカル部を中心から10cmずらす
には、フオーカル部に最も近い同軸領域を10cmに
相当する量を遅延させ、対向する同軸を同じ量だ
け進ませる。位相の移動角度はオフセツト距離に
360度を掛け、組織の平均波長で割ることによつ
て求められる。ポート又はケーブルはオフセツト
部に最も近いアンテナに接続されており、100M
Hzで115度遅延させ、反対側のポートを調節して
115度進ませる。このようにして、加熱モードで
発生した信号又は測定モードで得られた信号はオ
フセツトが10cmとなる。 何れのモードの場合も、進み位相（leading
phase）のチヤンネルの振幅を減衰させてフオー
カルゾーンの移動を選択することが出来る。減衰
量は手動又は自動設定によつてテーブル又はメモ
リーに記憶させることが出来る。アンテナの相互
結合によつて振幅分布及び位相設定を行なうと
き、テーブルを修正するために各アンテナの測定
データが用いられる。スイツチ装置３７が可変の
利得増幅器の場合、これ等の装置はレシーブモー
ドのスイツチではバイパスを設ける必要がある。
このスイツチは、利得の高い増幅器の場合、増幅
器のフイードバツクを避けるために絶縁性が非常
に大きなスイツチとしなければならない。 装置１０を作動させて得られた温度情報は中央
処理装置２０によつて長期メモリー（例えばデイ
スク）に記憶され、後での分析に供される。装置
１０は又この情報をフイードバツクループに用い
て電源３０とスプリツター３２の動作をコントロ
ールすることが出来る。加熱温度が危険レベルま
で上昇した場合、ターゲツト１２に加えられる電
力を減少させることが出来る。同じように、加熱
が不十分な場合、余分の電力を加えることが出来
る。CPU２０は温度と位置との関係をプロツト
して表示することも出来る。 他の実施例（第１１図）では、周波数が可変性
のラジオメータレシーバ３３が別個に各々のアン
テナポートに接続される。この実施例では、信号
はデジタル化され、時間はアルゴリズムと高速コ
ンピユータを用いて相関付けられている。熱を加
える間ラジオメータを保護するため、絶縁性の高
いスイツチ装置を使用せねばならない。組織の位
置と温度の精度をより高めるには、これ等のラジ
オメータ及びアンテナ装置を、外部熱を加えない
診断モードで使用すればよい。 この高熱療法用装置の加熱モードにおいて、ラ
ジオメータで熱の像を作りながら体内の組織の血
液流をセンサーを挿入せずに測定することも出来
る。これは短い時間（30乃至60秒）、電力を加え
た前後に熱の像を作ることによつて可能となる。
像の違いは組織温度の変化を示している。もし低
周波によつて断面を均一に加熱した場合、得られ
た差像は水分の多い組織間を冷却する血液流を示
す。血液流の減少は大きなえそ性の腫瘍部の兆候
を示す。このテストは高熱部を生じさせて行なう
処置における周波数、位相及び振幅を最適なもの
とするために利用することも出来る。 重要なことは小さな組織の信号を測定するに
は、非常に低ノイズのラジオメータを用いること
及び積分時間（integration time）を十分に設け
ることである。従来の文献にはラジオメータを受
信機として用いることについては記載されている
が、これ等の検出装置と、内部を加熱するための
整相アレイを備えた加熱装置とを組み合わせて大
変有用な高熱療法用装置とすることについては何
等記載がない。又、既知のバツクグラウンドノイ
ズ消去回路を信号対ノイズ比を改善させるために
設けることが出来る。 本発明の幾つかの実施例について説明したが、
当該分野の専門家であれば、本発明の範囲から逸
脱することなく図示の構造の詳細について種々の
変形をなすことは出来るであろう。