JPH0394772A - 電磁高温加熱腫瘍治療装置 - Google Patents

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。

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、１９８９年１月６日付の米国特許出願第０７
／２９４，００４号の一部継続出願であり、例えば、が
ん組織などの腫瘍を加熱治療する装置に関するものであ
る。

がん組織を加熱することはいくつかの方法により有効で
あることがわかっている。先ず、熱は腫瘍細胞、特に腫
瘍の中心の低酸素細胞を直接殺す。

第２に、加熱された細胞は腫瘍抗原を遊離し、従って、
免疫系統を特定のがん組織抗原に敏感にさせ、このこと
はがん組織の威長の抑制に役立つ。

第３に、熱は、腫瘍に転化する恐れのある脆弱な繊管束
組織を破壊する。これら列挙した利点はがん治療に有効
なだけではない。即ち、熱は、イオン放射または化学療
法またはその双方の死滅作用をも強化するためである。

例えば、化学療法薬品の死滅作用は２段階の大きさ以上
効果に向上させることがよくある。これらの理由から、
熱は放射線療法および化学療法において人体のすべての
がんの治療で考慮すべきものである。

本発明は、動物例えば、人間における腫瘍の治療に関す
るものであり、特に周辺の正常組織に損傷を与えずに腫
瘍を破壊する技術に関するものである。腫瘍としては良
性または悪性のものがあり、またがん腫、肉腫、無血管
性疾患がある。

本発明の重要な特徴は、広範囲の条件の下で最小の外科
手術好適には、外科手術なしで利用することができる腫
瘍治療に適用できる装置を得るにある。

〔従来の技術〕

腫瘍は高温加熱により影響されるという観測があり、こ
の観測は腫瘍が熱に敏感であるという記録に結びついて
のものであった。外表面加熱の実験では深層加熱を行う
こができず、高温を使用する場合、腫瘍だけでなく動物
全体を加熱することがよくあった。他方では、細胞成長
に干渉する新陳代ａｔｅこより発生する僅かな温度上昇
が感じられることもあった。更に、透熱療法によりＩｔ
！Ｆ！瘍を２乃至３度加熱する場合もあったが、腫瘍に
対する効果は抑制効果はあるものの、破壊効果はなかっ
た。更に、がん治療で行われる役割加熱において体質に
合わないものもあった。

解剖学的研究では、がん腫および他の新生物を流れる血
流は緩慢であると示唆している。更に、腫瘍は新しい血
管形成を促す脈管形戒因子を有している。成長を刺激さ
れる血管は毛細血管であり、この毛細血管は小さい直径
であるため、血流に対して大きな抵抗を示す。これら腫
瘍から始まる毛細血管は腫瘍の周囲の正常な毛細血管に
繋がり、曲がりくねったでたらめな経路を形成し、腫瘍
の周囲の血管には血液が流れ込まなくなる。腫瘍の拡大
および腫瘍細胞の戒長により周囲の血管を圧縮すること
により血管への血液流入を阻止し、種々の障害が腫瘍に
起こることになる。

解剖学的研究では、腫瘍の周囲には脈管凄孔を生じ、こ
れにより繊管束を生じ、血管造影法で即座にコントラス
トメディアとなって現れる。しかし、腫瘍の周囲のこれ
ら凄孔は腫瘍表面で低抵抗経路を生じやすく、動脈圧を
低下させ、血液を腫瘍に転入させることになる。

解剖学的研究では腫瘍の血流は減速され緩慢になると示
唆しているが、血管造影法の研究では腫瘍を流れる血液
は実際緩慢であることが機能的に確認されている。正常
な血液の流れにより隣接の正常組織から流出した後コン
トラストメディアは腫瘍に残留する。この残留コントラ
ストメディアは「腫瘍のしみ」と称される。放射線療法
で研究された腫瘍は脳腫瘍および腎臓腫瘍であった。

緩慢な流れは、正常な組織と腫瘍に流れる実際の血流を
測定する表示希釈技術により確認された。

この表示希釈技術は血管造影法での視認方法よりも信頼
性が高い。この研究は、Ｘ線コントラストメディア希釈
液を使用して生体内でまた、切開した標本の生体条件に
対して行われた。切開した標本において、血流は表示希
釈技術により測定してから放射性ヨー素化血清アルブξ
ンを使用する。

アルブミン分子はＩ　ＩＩ１　とし、アイソトープ希釈
を腫瘍および正常組織においてコリメートしたシンチレ
ーションカウンタにより測定した。これらの研究によれ
ば、隣接の正常組織を流れる血流の大きさは、腫瘍を含
む身体部位を透熱療法により治療するとき腫瘍組織は異
なる加熱を加えられるということを示している。

［発明が解決しようとする課題］ ３時間の期間にわたり４５゜Ｃの温度供給により熱量に
より腫瘍は破壊されることがわかっている。

より高い温度ではより少ない時間で済む。５０’　Ｃの
温度では時間は単にＩＯ分に短縮される。しかし、この
ような温度は正常な組織を破壊したりまたは大きな損傷
を与えたりする。本発明は従来の高温加熱療法の欠点に
鑑みてなされたもので、例えば、無線周波数の電磁放射
線を加えることにより身体の一部を加熱するとき腫瘍は
相当大幅に異なる温度に加熱され、腫瘍に隣接する正常
組織の温度は４０゜Ｃ以下に維持することができる。

この効果は、主に隣接の正常の非がん組織における正常
血流により生ずる。即ち、組織が加熱される温度は組織
に供給される血液の関数であるためである。血液自体も
加熱されるが、血液は熱交換体として作用し、加熱され
る組織から熱を運ぶ。

がん組織のように血液をあまり供給されない組織の場合
、正常な血流速度を有する組織よりもより迅速にかつよ
り高い温度に加熱される。上述のようにがんおよび他の
悪性および良性腫瘍或長は外部に血液分配ネッ１−ワー
クを展開し、隣接の正常血液供給に出会う腫瘍の周辺か
らの血液供給を派生する。この結果、腫瘍を流れる血液
の低い流速および少ない流量により腫瘍に隣接する正常
組織に流れる血流よりも低い冷却率となる。

このようながん治療は米国特許第３２，０６６号に記載
されている。

この米国特許第３２．　０６６号に記載の腫瘍加熱装置
は、１３．５６または２７．　１２ＭＨｚで振動する水
晶出力を増幅する増幅器を使用している。水晶発振器を
使用して発生周波数を医療用に割り当てられたハンド内
のものを出力する。さもないとＲＦ発生器とともに患者
をファラデー遮蔽内に配置し、周囲への漏洩を遮蔽する
必要がある。しかし、ＲＦ治療中の患者の研究によれば
、周囲へのＲＦの漏洩はＯ　Ｓ　＋１　Ａ基準により許
容されるよりも大きい。

米国特許第４．２８５，３４６号には、無線周波数発生
器または発生源と身体に隣接配置した１対の電極との間
に使用するインピーダンス整合ユニットについて記載し
ている。この米国特許は更に、複数対の電極対を使用し
、整合ユニットから１対の電極に，延びる伝送ケーブル
を接地することにより個別に不作動にする装置について
記載している。

米国特許第４．３５６，４５８号には、無線周波数源に
接続した電気回路のインピーダンスを自動的に調整して
回路インピーダンスをほぼ一定の値に維持し、エネルギ
を回路負荷部分に最大に伝達することができるようにし
た装置について記載おり、また特に短波透熱療法に使用
する装置について記載している。

米国特許第４．２３０，１２９号には、電磁エネルギア
ブリケータプレートを有するＣ字状の装置について記載
している。ｌｆｌ瘍の正確な位置および形状を直交座標
にプロットし、無線周波数装置をｉｌｌ瘍位置に指向お
よび集束させ、周囲の組織に過剰な加熱または熱損傷を
与えないようにする。アプリケータプレートまたはディ
スクをアプリケータプレート間の軸線上に腫瘍が常に存
在するよう軌道走査し、無線周波数エネルギがこの腫瘍
に集中するようにする。装置の軌道移動のため、エネル
ギは連続的に限定領域に加わることはなく、比較的大き
な表面積にわたり加わり、周囲の組織に悪影響を与える
ことがない。

加熱は有益であることがわかっているが、皮膚を焦がし
たり、隣接の組織に損傷を与えないず、また患者に大き
な不快感を与えずに最大腫瘍死滅効果を生ずるに充分な
腫瘍温度に上昇することは困難であることが多い。ＲＦ
加熱のこれら重大な欠点の他に、装置は高価であり、し
かも身体の深層の腫瘍を加熱するには有効でない欠点が
ある。これらの理由により、現在特定部分に限定して加
熱を行う安価な方法を得ることが未解決の問題となって
いる。例えば、マイクロ波のレンジのような極めて短い
波長（１，０００ＭＨｚの領域の周波数の波）により加
熱を行う場合、表面組織でのエネルギ吸収が大きくなり
、深層腫瘍に到達するエネルギ量が相当小さくなる。し
かし、マイクロ波は腫瘍部位に容易に指向するよう集束
しやすく、一方より長い波長例えば、１３．３６ＭＨｚ
または２７．　１２Ｍ｝＋２の領域の波では小さい腫瘍
の目標塊に容易に集束させることはできない。しかし、
波の吸収は相当少なく特定の目標にエネルギを指向させ
る場合にはより有効である。

更に、ＲＦ周波数が低ければ低いほど、組織に照射され
るエネルギの放射期間に関して準静的電流の分布が大き
くなる。低い周波数のＲＦ電流は貫入の問題はなく、従
って、高密度エネルギの磁束管を紐織の限定範囲に制限
するよう低周波数を指向および閉塞する方法であれば有
用である。

導電組織での電磁エネルギの特定吸収量（ＳＡＲ）はσ
Ｅ２に比例する。但しσは局部導電度であり、Ｅは組織
での局部電界強度である。ＲＦレンジにおける電磁界お
よび関連の電流に限定すれば、局部電界Ｅは準肉体的電
極から身体に流れる（身体は２個のコンデンサ間で低い
誘電体と見なされるため容量的または誘電的加熱方法と
称される）。しかし、Ｅ電界は組織に間接的に生ずるた
め、磁界Ｈを介して組織にアブリケータが磁気結合する
（電界は導電組織に誘導されて発生するため誘導加熱と
称される）。容量的加熱方法においては、電極からのＥ
電界は脂肪の多い皮下組織に有効或分があり、従って、
脂肪の下方の深層（筋肉）に対して高い抵抗の脂肪を加
熱する。誘導加熱方法においては、誘導電界Ｅおよび関
連の渦電流は脂肪一筋肉インターフェースに平行に流れ
、非導電脂肪層の加熱を減少し、より深い筋肉またはＩ
Ｉ瘍組織に相当多くのエネルギを浸透させることができ
る。誘導加熱方法は容量加熱方法によっては治療できな
い肥満体の患者を治療することができる。

誘導加熱方法は更に、より大きな熱を高いインピーダン
スの組織により包囲された腫瘍に発生させることができ
る。例えば、肺がんは周囲の空気を含む肺よりも相当低
いインピーダンスを有する。

空気を含む肺はと、空気を含んでいるがため高いインピ
ーダンスを示す。誘導加熱によれば、高いインピーダン
スの肺組織には少ない熱を発生し、導電性のかん組織に
より多くの熱を発生する。同様の状況が腹部のがんにも
生ずる。即ち、腹部のがんは比較的低いインピーダンス
を有し、ガスを含んでインピーダンスが高い腸のループ
により包囲されている。このようにして、誘導加熱は導
電性の高いがん組織にエネルギを堆積することができる
。

誘導ＲＦ加熱装置はコイル形状をとり、このコイルの設
計は主に誘導透熱療法の慣用例から派生している。外部
コイルアプリケータのための上述の慣用例はコイル面を
体表面に平行または垂直にし、体表面に対して磁界Ｈの
方向を変化させる。電磁理論は、磁界Ｈは常に電界Ｅを
含み、関連のＲＦ電流ループは常に力の磁界ラインに垂
直な平面にあり、従って、金属コイルを流れるＲＦ電流
に平行になることを教示している。これら電流保持コイ
ルでの熱堆積量は、熱が堆積しないループ中心に向かっ
て急勾配を描く。ｌｌｆｆｌ瘍塊よりも相当大きい断面
における典型的なコイルの磁界Ｈ分布はｌｌｎｍに少な
いＩ？Ｆ出力堆積を生じ、内部コイル面の近傍にのみ加
熱が最大になり、誘導電界Ｅはコイル中心で急激にゼロ
になる。低インダクタンス円筒形ＲＦコイルを使用する
と効果が改善される。即ち、この場合単独巻回コイルよ
りも断面磁界分布がより均一になるためである。しかし
、体表面負荷に平行な円筒形ＲＦ単独巻回コイルおよび
同軸状に負荷をかけた円筒形ＲＦコイルの双方により得
られる結果は断面磁界分布が不均一である。コイル形の
他の欠点は双極磁束ラインが含まれず、開放空間の団体
にわたり拡散していまい、この結果コイル円筒体の外部
では急激にＲＦエネルギ密度が減少するという点である
。このことは多量のｌ？Ｆエネルギを周囲に発散し、装
置のオペレータに無線周波数をＯ　Ｓ　Ｈ　Ａ基準およ
び他の国の基準で許容されている以上に被曝させること
になる。従って、オペレータの安全を確保するため患者
はファラデー遮蔽体内に配置しなげればならない。本願
発明者は体の形状に直交するコイルにコイルアプリケー
タを接続したときの低ＲＦエネルギの有効性を検証した
。更に、患者は腫瘍を加熱しない必ずしも高くない漂遊
磁界Ｈに晒される。種々のコイル形アプリケータは、安
全で有効ながん治療のための加熱パターンを制御するこ
とができないため断面内で高密度均一磁界を発生するに
は不向きである。閉した断面内で高密度均一磁界は悪性
腫瘍塊に指向および特定するのに有効である。

本発明の目的は、治療温度で悪性腫瘍を安全に制限した
範囲で加熱する方法およびアプリケータを得るにある。

本発明によれば、ＲＦ発生器の出力（コルピッツ型のＲ
Ｆ発生器が最も満足度が高い）を同軸ケーブルを介して
環状共振器（ｔｏｒｏｌｄａｌｒｅｓｏｎａ　ｔａｒ）
を基本とするアプリケータに指向させることにより達或
する。この環状共振器はＲＦ６ｆｆ界をドーナッツ型導
電壁により形成されるダクト内に閉塞する。低１２Ｆ周
波数では環状共振器は、単に多重巻回巻線インダクタを
環状にしたものにより構成する。巻線端子に適切に可変
コンデンサを接続することにより共振に同調させる。高
１７Ｆ周波数では、均一に分布させたコンデンサにより
一方の周縁端部で短絡し、他方の周縁端部で共振に同調
させた分布半径方向伝達ラインにより環状共振器を構成
する。治療フィールドを形成するため、適当な開孔を切
除して開放モード環状共振器（ＯｐｅｎＭｏｄｅ　Ｔｏ
ｒｏｉｄａｌ　Ｒｅｓｏｎａｔｏｒ）を形成することに
より腫瘍共振器を部分的または全体的に中断させる。

このことにより、磁束管の全てまたは一部を身体の被曝
部分に結合することができる。本発明により加熱技術は
ＯＭＴＲ経路、加熱する身体部分に対する開孔の形状お
よび位置を選択することを含む。

このことにより加熱すべき身体部分を良好に限定した高
密度治療フィールドに被曝させ、腫瘍塊に磁界Ｈを指向
させるようコリメートすることができる。コリメート磁
界Ｈは腫瘍塊内に充分限定した治療温度を発生する。

更に、本発明の目的は、ＯＭＴＲに運動を与えながら腫
瘍を加熱する。発生した磁界Ｈは皮膚の広範囲にわたり
分布させることができ、しかも腫瘍塊にコリメートビー
ムを集束させた状態を維持することができる。この運動
により皮膚に間欠的に熱を発生し、他の組織はビームの
入射入口となり、しかも腫瘍塊を一定に加熱することが
できる。この運動の第２の目的は磁界ビームの密度を整
形し、総合受容エネルギが選択した領域で適切な強度と
なるようにすることである。例えば、円形運動は、腫瘍
の血管外皮が腫瘍の血管中心よりも多量の熱を受容する
場合に選択する。従って、ＯＭＴＲは治療中にスキャン
、回転およびＯＭＴＲの位置を変化させる機械的手段を
有する。

更に、本発明の他の目的は、深層腫瘍塊の限定加熱を効
果的かつ安全に行うことができる方法並びにＯＭＴＲお
よび補助ＲＦ回路を含む装置を得るにある。この場合、
ＯＭＴＲ装置は治療すべき身体部分に加熱ＲＦを発生す
るとともに、補助装置により発生した補助ＲＦフィール
ドを主ＲＦフィールドに重ね合わせる。この構成によれ
ば、限定的に向上した加熱を発生するとともにＲＦ発生
器を個別に少ないＲＦバワーで動作することができる。

位相コヒーレントＲＦフィールド源をＯＭＴＲ及び補助
ＲＦフィールドの双方に設け、相対位相、振幅及び目標
塊に対するパターンを制御する場合、加熱は構造的干渉
効果により一層向上することができる。好適には、すべ
ての加熱装置を互いに独立であるがコヒーレントなＲＦ
源により付勢する。より簡単なアプリケータにおいては
、補助回路は主ＯＭＴＲ電源に結合した適当なＥＭＵこ
より付勢する。

本発明の目的は、環状共振器から派生したＯＭＴＲ装置
を得るにある。導電壁は半径方向セグメントを切除する
ことにより全体的に中断させ、ＯＭＴＲ装置を２個の断
面開孔を有する装置にする。一方の断面から発生する全
体磁界はセグメント切除により生したギャップを横切っ
て他方の断面に中断されずに進入する。加熱すべき身体
部分はエアギャップに配置し、ＯＭＴＲにより生じた磁
界Ｈにより全体的にまたは部分的に包囲する。

本発明の他の目的は、環状共振器の導電壁に単独の側面
開孔を設けたＯＭＴＲ装置を得るにある。治療すべき身
体部分は開孔に挿通させる。このようにして中断されな
い磁界の一部は側方に流出し、開孔に当接した身体部分
に貫入し、局部表層加熱を生ずる。この方法を使用する
と、皮膚の偏平上皮細胞がんのような表層腫瘍を治療す
ることができる。

本発明の更に他の目的は、全体的に中断することなく導
電壁にｌ対の側方開孔を設けたＯＭＴＲ装置を得るにあ
る。この形態では治療すべき身体部分を一方の側面から
他方の側面に貫通させ、中空の磁束ガイドに進入させる
。この状況では治療すべき部分は中空ガイドを横切る。

更に、本発明の目的は、ＯＭＴＲに対し異なる形状の開
孔セグメントを形成し、各セグメントをＯＭＴＲ本体と
同一の周波数で共振させ、開孔からの出口における磁界
を整形する。このことにより異なる形態の加熱パターン
を生ずることができる。これらちＯ？ＩＴＲの運動を組
み合わせることもでき、腫瘍の治療条件に合うよう磁界
Ｈの形状、寸法及び密度を整形することができる。これ
ら開孔セグメントは端部において異なる断面にし、ＯＭ
ＴＲ本体の任意の断面に適切に適合させ、ＯＭＴＲに所
要の開孔形状を与えることができる。ＯｆｆＴＲ装置自
体は多重素子により構成し、異なるＯＭＴＲセグメント
を組み合わせることにより寸法及び形状を変化させるこ
とができ、すべてのセグメントを同一の周波数で共振さ
せ、機械的手段により連結することができる。

この連結は回転自在または曲げ自在のものとすることが
でき、これによりＯＭＴＲ装置は寸法及び形状に関して
極めて融通性が高くなる。

更に、本発明の目的は、ＲＦ整合回路を設け、治療中の
調整を容易にした治療装置を得るにある。

このことはＲＦ供給ケーブルを側壁の小さい開孔からＯ
ＭＴＲの中空内部に挿入した連結ループに終端させるこ
とによって達或することができる。ループアンテナを回
転し、ＯＭＴＲとの磁気結合を調整し、電源にＯＭＴＲ
をスムースに整合できるようにすることができる。

ＯＭＴＲの壁のギャップをシールすることによって０？
ｌＴＲを冷却空気用の導管とすることができる。共振器
の内側面を冷却し、ＲＦ電流により加熱される皮膚の表
面に冷却空気を吹きつけるのに使用することもできる。

この冷却により、無線周波数温熱治療の大きな問題の一
つの皮膚のやけどを防止することができる。

本発明の他の目的及び利点は以下の説明並びに図面から
明らかになるであろう。

本発明の目的は、好適には、注射針によりがん組織に適
当なフエライト及び他の材料を堆積させることにより腫
瘍領域に対して新生物加熱を向上させる方法及び装置を
得るにある。フエライトは、０１１ＴＩ？アプリケータ
から腫瘍に達するＲＦ磁界の多くの割合を吸収するもの
を選択する。この材料は住体共存可能流体キャリャに懸
濁する肉眼で見えるまたは顕微鏡で見える粒子の任意の
形態をとることができる。強磁性材料における渦電流及
び／又はヒステリシスにより消散するエネルギは直接熱
に変換され、埋め込まれた材料はＩＩＩＳ塊自体に特定
された有効な二次熱源として作用する。

更に、本発明の範囲内であるＯＭＴＲ現象学の他の用途
は以下の通りである。ＯＭＴＲ磁束ラインの長さの一部
である単独ＯＭＴＲセグメントを使用して表層腫瘍及び
皮下腫瘍を単なる表層コイル（パンケーキ状のコイル）
加熱により均一に加熱することができる。実際、ＯＭＴ
Ｒの半径方向電流ラインを横切る小さいＲＦ電圧は対応
の低電界強度を発生し、従って、より小さい皮下脂肪加
熱を生ずることができる。この結果、開放空気における
長い磁気回路の増加したインピーダンスにより磁界強度
を減少する。

〔課題を解決するための手段〕

本発明によれば、局部高熱に無線周波数アプリケータを
使用することの上述の問題を解決することができる。ア
プリケータは磁束ガイドとして作用し、身体の選択した
領域に流れて治療熱を誘導する高密度磁束の円筒形を生
ずる。ＯＭＴＲアプリケータは、好適には、銅製の導電
側壁を有する中空の環状共振器により構成する。高周波
数バージョンでは一方の導電側壁を金属の周方向溝孔（
ギャップ）により中断し、溝孔の端縁を半径方向単一巻
回コイルに接続した分布コンデンサとして作用させる。

実際上には、この溝孔にプラスチックまたは他の誘電体
を充填し、冷却空気を中空コアに通過させるようにする
こともできる。このことによりインダクタンス及びキャ
パシタンスを生ずることができる。前者の値はＯＭＴＲ
の断面寸法及び半径を変化させることにより変化させる
ことができる。後者の値は他の分布または集中コンデン
サを負荷することにより調整することができる。これら
値を性格に選択することにより環状体の共振周波数を２
７．　１２ＭＨｚ以下の任意の値にセットすることがで
きる。無線周波数（ＲＦ）波は環状体に伝送され、冷却
空気を環状体に強制供給し、患者の皮膚及び共振器アプ
リケータの壁の過加熱を防止するようにすることもでき
る。環状体のセグメントは除去し、加熱すべき身体部分
を共振器の生じた開孔内に配置することができる。磁気
回路の閉戒は身体部分により完威し、従って、身体部分
を貫く高密度磁束管を生ずる。導電組織に渦電流を生ず
ることにより身体に発熱を生ずる。更に、アプリケータ
を適当に走査することにより広範囲の皮膚領域に電磁エ
ネルギを発散させつつ腫瘍に高い平均磁束密度を連続的
に維持することができる。

〔実施例〕

次に、図面につき本発明の好適な実施例を説明する。

第１、２および４図に本発明の好適な実施例の最適モー
ドを示す。治療のための閉塞ＲＦ磁界発生を第１および
２図につき説明し、これら図面においてＯＭＴＲ装置の
基本電気磁気（ＢＭ）構体の２個の実施例を示す。第１
図において、低周波数トロイダル共振器の内部でトロイ
ダル形状の共振器５０　（本明細書中トロイダルインダ
クタとも称する）の多重巻回ワイヤ巻線を半径方向に流
れるＲＦ電流５２により発生したＲＦｉ界Ｈを中断され
ないＨ磁界ライン５ｌにより示す。この磁界は多重巻回
巻線導電境界の内側に閉塞する。高磁束密度を得るため
には高ＲＦ電流密度が必要である。このため同調コンデ
ンサ（Ｃ）５８をトロイダルインダクタ５０の端子５７
に接続し、このインダクタのインダクタンス（Ｌ）は標
準教科書の公式により計算し、既知の式ｆ　＝　１／　
（２ｎ　π，Ｉ’　ＬＣ］で与えられる周波数で共振す
るＬＣ回路を形成するようにする。

より高い周波数ではより小さいＬの値が必要となり、ト
ロイダルインダクタは単に単一の分布半径方向ループに
より構成し、このループは第２図に示すトロイダル形状
に折り曲げた導電シートにた構成し、第２図では矩形断
面の単一ループ環状体６０．を半分切除した状態を示す
。環状体の外壁６６に設けた周方向の溝６４に沿って適
切な数の集中同調コンデンサ６２を均一に接続する。基
本的な共振モードにおいてｌ？Ｆ電流ラインは半径方向
であり、矢印Ｆの方向に流れ、垂直のＥ（電界）および
Ｈ（磁界）により構成したＥＭ電磁界を発生する。開放
空間ではＥ電界分布は双極的であり、軸線方向を矢印Ｅ
で示す。環状体Ｈ磁界ライン５１は導電壁の内側で円形
に走る常に閉経路ラインとなる。この高ＲＦ周波数環状
体は半径方向伝達ライン理論により分析することができ
る（Ｓ，Ｒａｍｏ等によるフィールドおよびウェーブ、
Ｊ．　Ｗｔｌｅｙ　＆　Ｓｏｎｓ．１９６５参照）。即
ち、環状体は軸線方向に対称であり、第２図の内周端部
または第７図の外周端部で導電壁により電気的に短絡し
た分布半径方向伝達ラインと見なすことができるためで
ある。第２図の半径方向ラインの電気的長さは常にｒ　
２−　ｒ　，であり、特別な場合では常にｒ２−ｒｌ＜
＜λ／４である。但し、λは当該周波数の波長であり、
ｒ１およびｒ！はそれぞれ環状体の内側半径および外側
半径である。

この条件の下に、外部周縁端子６７でラインにより示す
インピーダンスは誘導的であり、第２図の矩形断面環状
体に関して以下の近似公式で与えられるインダクタンス
を有する。即ち、 Ｌ＝（μｏｈ／２）Ｉｎ（ｒｚ／ｒ＋）但し、ｈは環状
体の高さ、μ。は自由空間の磁気透過率である。第２図
はカップリングループ６８から供給されるＲＦエネルギ
により励振されるトロイダル共振器６０を示す。ＲＦ源
からのＲＦエネルギはＲＦ供給ライン７０を介して環状
体に供給され、この供給ライン７０はルーブ６８で終端
し、このルー１６８は磁束ライン５１により形成される
角度に従う磁束管に結合する。この角度は、反射パワー
が最小になるまで回転自在継手により調整する。図面に
は示さないが当業者には周知の技術によって、結合ルー
プの回転は自動サーボ機構により最適マッチングのため
にゼロポイントにセントすることができる。

第３乃至６図において、第２図の集中コンデンサ６２に
代わる容量チューニング技術の実施例を示す。分布コン
デンサ７２は、周縁導電壁の端縁を折り曲げ、第３図に
示すように非対称的にまたは第４図に示すように対称的
に２個の対向電極を構成することにより実施することが
できる。より高い周波数ではより小さいキャパシタンス
が必要であり、安全のため電気的に設置した第３の共通
電極７４を第５および６図に示すようにして使用し、２
個のスロット端縁に対向させる。コンデンサ電極間の誘
電体は第３、４および６図に示すように空気とするか、
または第５図に示すように誘電材料７６とすることがで
きる。スベーサとして誘電物質を使用することの利点は
、構造的支持体をなすことができる点である。プリント
回路板に使用されるガラス強化銅被覆プラスチックのタ
イプが低周波数ＲＦ周波数に理想的である。更に、銅被
覆誘電体によれば、空間をシール遮断し、表皮を冷却す
るのに使用する冷却空気を搬送するエアダクトとして環
状体を形戊することができる。従って、図示の実施例が
好適な実施例である。更に、第７Ａ図に示す更に他の実
施例においては、高周波数環状体７８は内周導電壁に沿
って半径方向ループ端子を有する。同調コンデンサ８０
は単一の平面コンデンサにより接続することができ、２
個の対向導体板を周縁全体にわたり接続し、中心空間に
沿って延在させる。Ｑファクタの高い環状体７８は、開
放空間において漂遊電磁界を生ずることがなく、高い機
械的強度を有し、製造が容易である。

低周波数環状体は、環状形状のインダクタンスまたは同
調コンデンサの値またはその双方を増加することによっ
て得られる。この種の他の２個の実施例を第７Ｂおよび
７０図に示す。第７Ｂ図においては、環状体７５を可変
集中コンデンサ８０により調整し、この可変集中コンデ
ンサ８０は丁度環状体の中心においてプレート状のコン
デンサに付加する。

第７Ｃ図の実施例においては、より高いインダクタンス
の環状体７７を対称環状体の中心に連結した可変集中コ
ンデンサ８０により調整する。第７図の共振器７５、７
７および７８は環状共振キャビテイとしても説明され、
半径方向ライン共振器と同一の円形経路に従うＨ磁界５
１を有する基本モードで共振する。

本発明による基本アプリケータはオープンモード環状共
振器（ＯＭＴＲ）であり、導電壁に適当な開孔を形成し
、環状共振器のＲＦ磁界の全部または一部をクリニカル
用途に利用することができるようにした環状共振器から
得ることができる。ＯＭＴＲアプリケータは、磁界断面
形状および寸法並びに腫瘍を包囲する身体部分の解剖学
的向きに関する限り変動要因の大きい条件を示す臨床状
況に適合するよう展開する必要がある。このことば、開
孔形状および開孔寸法並びに磁界形状に関して柔軟性の
ある設計のＯＭＴＲ装置が必要になる。ＯＭＴＲ装置ア
プリケータの経路の治療領域断面形状および寸法の調整
並びに特定用途のためのアプリケータ本体形状の最適化
は、ＯＭＴＲアプリケータの磁界分布により得られるい
くつかの典型的な加熱パターンにおける典型的な結果の
議論から明らかになる。

第８及び９図においては、人体組織のインピーダンス及
び他の電磁的特性を有する円筒仮想部分８２の頂面図（
　［ｘ，　ｙｌ平面）及び側面図（［ｘ．ｙｌ平面）を
それぞれ示す。第８図においては、磁界ライン５１は電
界ルーブ８４および銹導渦電流を誘導する仮想部分８２
を流れ、仮想導電組織に治療熱を発生する。誘導磁界Ｈ
は、仮想ｙ−軸線に沿って指向し、誘導電流ルーブ８４
は直交子午線［ｘ，ｙｌ平面に沿って位置する。第９図
の誘導電界パターンは、ほぼ関連の熱分布パターンが［
ｙ．ｚｌ　平面の磁界分布の断面領域に外接して描かれ
る。この場合、強度勾配は堆積パワーがゼロであるルー
プの中心に向かって延びる。これらの結果は導電材料に
おける誘導低周波数ＲＦ渦電流の典型である（二人の共
同発明者とともに発行されたＩＥＥＥの１９８６年の「
マイクロウェーブ理論および技術」第ＭＴＴ−３４巻、
第６１２−６１９頁参照）。第１０図には、第８および
９図の加熱状況の円筒仮想体８２の中心Ｘ一軸線に沿う
典型的な標準ＳＡＲ分布８６を示す。ＳＡＲ分布８６は
ダブルーベル曲線の形状を示し、ゼロ電界値に対応して
仮想体中心においてゼロの値となり、極めて低い導電率
の表面フラット層においても小さい値を示す。従って、
ｌ？Ｆ７１１１熱電流パターンの最大値の内の一方を使
用して或る深さの組織塊を加熱し、表層組織を過熱する
ことがない。

上述のＯＭＴＲの設計の柔軟性を得るための好適な実施
例を以下に示す。

種々の幾何学的形状のＯＭＴＲ導電壁断面の実施例の第
ｌｌ乃至工７図に示し、これら実施例は磁界断面および
加熱フィールド断面を造形する補助を行うものである。

即ち、方形（第１１図参照）、長方形（第１２、１３図
参照）、円形（第１４図参照）、楕円形（第１５図参照
）、三角形（第１６図参照）、および足型（第１７図参
照）がある。他の形状並びに、不規則形状も臨床上の必
要に応じて実施することができる。これら断面形状のい
くつかに関して、教科書の公式を利用して半径方向ライ
ンインダクタンスを計算し、場合によっては同調コンデ
ンサを決定することができる。その他の場合、同調コン
デンサは経験的に決定しなければならない。

第ｌ８図において、ＯＭＴＲ８８の半径方向セグメント
を切除し、矩形断面端部開孔９０、９２を有する実施例
を示す。治療に有効な磁界即ち、治療フィールドは磁界
ライン５ｌにより示し、ＯＭＴＲの非中断部分および開
孔９０、９２間のエアギャップ９１に流れる開放空間で
得られる。エアギャップは、身体の治療部分を挿入する
ことができるＯＭＴＲの有孔空間の範囲を示す。２７Ｍ
Ｈｚで動作する高いＲＦ周波数の環状共振器のプロトタ
イブを開発したが、この寸法はｒ＋＝１３．５　Ｃｍ，
　ｒｚ＝２４ｃｍ　，およびｈ＝ｌＯｃｍであり、９３
ＭＨｚで動作するプロトタイブの場合にも、寸法はｒ＋
＝１３．５　ｃｍ，　ｒｚ＝２４ｃｍ　，およびｈ　＝
１０ｃｍであった。これら環状体のプロトタイブの導電
壁の周長の１／６の半径方向セグメントを切除したとき
僅かな減少のみが見られた。双方のＯＭＴＲブロトタイ
ブにおいて、臨床用途に有効な断面寸法およびエアギャ
ップの治療フィールド分布を示すことが分かった。

第１９および２０図は、ＯＭＴＲアプリケータの他の実
施例を示し、この場合治療フィールドを得るための開孔
を環状体の導電壁の側面に沿って切除部分を設け、導電
壁全体に関しては中断させない実施例である。第１９図
は、どのようにして任意の形状および寸法の単独の側面
開孔９４および頂面開孔９５をＯＭＴＲ８８の導電壁の
選択したポイントに形戊し、このタイプの開孔に容易に
曝すことができる表層または皮下組織の治療のため開放
空間に磁界Ｈの一部分を利用するかを示す。第２０図は
、導電壁に１対の開孔９６、９８を形成し、例えば、１
１１１００のような延びた身体部分を環状体の中空キャ
ビテイ壁に挿入して治療フィールドＨにより包囲して腫
瘍１１０の治療を行うＯＭＴＲ８Ｂの斜視図である。開
孔９６、９８に対して適当なずれを与え、任意の角度１
１２で腫瘍に磁界Ｈが入射するようにする。治療に使用
する通常ギャップに身体の一部を位置決めすることがで
きるため、環状体であることはそれ程必要でない。第２
０図の実施例は単に比較のために示したものである。

次に、ＯＭＴＲアプリケータの経路の断面形状および寸
法のためのおよび特定臨床条件に合うアプリケータ本体
形状の最適化のための適合調整手段の実施例を示す。

基本共振器におけるＲＦ電流の半径方向の所定の流れパ
ターンに対して、それぞれ同一周波数で個別に共振する
複数個の環状体セグメントを多素子閉鎖連鎖に配列し任
意のパターンに形戒するよう組み合わせることにより単
一ピース以外のものとし、最も単純な配列パターンとし
ては円形とし、順次のセグメントを互いに接近させ、有
効な磁気結合および環状共振セグメント連鎖に沿って中
断されない磁界ラインの伝播が可能になるようにするこ
ともできる。この場合、各セグメントを互いに保持する
機械的連結は磁気材料または導電材料なしで行わなけれ
ばなず、また誘電材料（プラスチック材料等）で形成す
ることができる。

第２１図は、多素子ＯＭＴＲアプリケータ１２２の特定
磁気経路の実施例の一部切除したものの頂面図であり、
１２２（ａ）から（ｇ）までの７個のＯＪＩＴＲセグメ
ントを示し、各セグメントはそれぞれ同一ＲＦ周波数で
個別に共振し、磁気的に中断されない磁界ラインＨを磁
気結合するよう連続セクション連鎖として配列したもの
である。低ＲＦ周波数では個別の共振巻線セクションに
より構成した共振ＯＭＴＲセグメントを互いに類似非中
断磁気経路を形成する手段により互いに磁気的に結合す
る。

第２２および２３図においては、高周波数ＯＭＴＲセグ
メントを互いに連結する機械的継手の実施例の示す。第
２２図においては、ＯＭＴＲセグメン｝１．２２（Ｈ）
および１２２（ｉ）を堅固なフランジ対１２４により機
械的に連結する。第２３図においては、ＯＭＴＲ共振セ
グメント１２２　（Ｌ）および１２２　（Ｍ）をヒンジ
１２６により機械的に連結する。

第２４図において、高周波数用形状推移ＯＭＴＲセグメ
ント１２８の実施例を示し、端部断面開孔１３０および
１３２の形状および寸法が異なるものとし、セグメント
１２８は溝孔６４において接続した適正値のコンデンサ
により個別に調整する。低周波数用形状推移ＯＭＴＲセ
グメントは、単に多重巻回マンドレルの断面形状および
寸法を変化させることにより実施することができる。形
状推移環状共振器セグメントを使用して既存のＯＭＴＲ
を第２９図に示すように断面形状および寸法を変化させ
ることにより適当な端部断面形状および寸法の治療部分
を形成することができる。融通性のある磁界経路の半径
方向開孔ギャップを有するＯＭＴＲアプリケータにおい
て、治療すべき腫瘍１１０は第２５図に示すように前後
からのみ接近する必要のない深部腫瘍に有効である。腫
瘍は接線方向からも治療することができる。これら治療
すべき腫瘍は広範囲の解剖学的部位に生し、好適なＯＭ
ＴＲ経路および治療ボート形状の実施例を第２６および
２７図に示す。第２６図において、治療ボート面間の角
度は１８０゜よりも小さく、この形状は大腿部を治療す
るとき骨などの深部構造を外すとき有効である。第２７
図においては、治療ボートを接近させ、キャビティの底
部に接触する表層腫瘍を治療する形状にした実施例を示
す。

治療ボートは第２８図に示すように互いにずらし、治療
フィールドの入射角度を変化させるようにすることがで
きる。この形状は、フィールドの入射角度を変化させて
も腫瘍を低温加熱するのに特に有効である。治療ポート
は推移ＯＭＴＲセグメントを使用することにより極めて
小さくすることができ、第２９図に示すように２個の端
部推移環状共振器セグメントを使用した小断面に集中さ
せることができる。更に、治療フィールドは第３０図に
示すように一方のボートを他方のボートよりも大きい断
面にすることもできる。これら治療ポートの形状、寸法
および形態を調整することにより、種々の治療フィール
ドビームを発生して最適の治療を行うようにすることが
できる。このようにして、装置全体の多様性を得ること
ができる。加熱パターンおよび容積の最適化は高熱フィ
ールドに特有のものである。

安全性を高めて目標部分にＯＭＴＲアプリケータにより
予め制限した加熱の効率を高めるには多数の方法により
実施することができる。

例えば、ＱＭＴＲアプリケータのＥＭ加熱フィールドに
ＥＭフィールドを追加し、目標部分にほぼ構造的インタ
ーフェース効果を生じ、局部温度上昇を安全に生ずるよ
うにする。第３１図において、ＯＭＴＲ８８の治療ポー
ト９０、９２の側面（［ｙ’，ｚｌ　平面）から斜視図
を示し、仮想部分８２に目標を定め、治療磁界５１によ
り導電組織に電界Ｅルーブ８４を誘導し、図面の平面に
直交するＸ一軸線に沿う中心仮想直径に沿って測定する
とき第３２図に示すダブルベル形状のＳＡＲ分布８７、
８９を生ずる。曲線８７、８９の最大値は、このような
平面に交差する電界閉ループにより発生するため中心断
面において両側の位相を示す相対フィールドである。第
３３図においては、同様の［ｙ．ｚｌ　平面での斜視図
を示し、同様の仮想部分８２を包囲する２個のコンデン
サ電極１３４　、１３６により構成た補助アプリケータ
を示し、軸線方向電界分布１３８を直接生じ、ｘ〜軸線
に沿う同一中心直径に沿って測定したとき第３４図のＳ
ＡＲ分布１４０を生ずる。この分布結果は仮想断面にわ
たりほぼ均一であり、また同一位相を示す。２個のアプ
リケータ８８および１３４の双方を同一仮想部分に接続
し、コヒーレントなＲＦエネルギにより同時に付勢する
場合、第３５図に示すようなＳＡＲ分布が得られる。こ
のとき、２個の重ね合わせフィールドの相対強度および
位相関係に従って深さおよび強度が可変の単独幅広最大
値を示す。実際、仮想断面のほぼ半分において、２個の
アプリケータのＳＡＲパターン８７、１４０に対応する
重ね合わせＲＦフィールド分布が同一位相で発生し、従
って、ポジティブに干渉して加熱向上を生ずる。仮想断
面の他の半分では、ＳＡＲパターン８９、１４０に対応
する重ね合わせＲＦフィールド分布により逆位相を有し
、従って、ネガティブに干渉して最大値は発生しない。

この方法は、各加熱装置をほぼ半分のＲＦパヮーで付勢
して単独のアプリケータと同等の結果を得ることができ
るという他の利点がある。従って、各単独装置の下でア
クセスした腫瘍は過加熱により損傷を受ける恐れがある
ためこの治療方法は安全である。

このような付加ＲＦフィールドは、ＯＭＴＲフィールド
に位相がコヒーレントな外部電源により付勢した補助回
路により発生することができる。代案として、補助フィ
ールドは、ＯＭＴＲフィールドに補助回路を適当に磁気
結合することによって得ることができる。低ＲＦ周波数
において、これら補助回路は、容量電極、誘導コイル、
およびこれらのハイブリッド結合により制御し、組織を
横切って流れるＲＦ加熱電流を発生するすることができ
る。高ＲＦ周波数では、これら装置は導波開孔、ダイボ
ール、および腫瘍にわたり主に電磁エネルギを放射する
他のアンテナを設ける。これらすべての場合、すべての
干渉フィールドの相対強度および位相は組織の種々の部
分において制御し、電磁気学におけるエキスパートには
周知の手段により腫瘍部分のみにわたり所望の構造的干
渉効果を発生するようにすることができる。

装置に組み込んだ機械的手段（本発明の発明者の一人に
よる米国特許第４，２３０，　１２９号に記載のように
）および他の特別な方法により、ＯＭ’ｒｌ’ｌに運動
を与えて組織を走査し、エネルギを第３７乃至４２図に
示すような広い皮膚領域にわたり分配させることができ
る。治療フィールドは、ＯＭＴＲ断面、開孔形状および
走査経路を適当に選択することにより深い腫瘍目標に対
して照準を定めて維持することができ、がん組織に連続
的に加熱フィールドを加え、内部温度を任意の選択温度
例えば、４５゜Ｃに上昇することができるとともに、ア
クセス経路における組織の過加熱を防止することができ
る。即ち、この組織の加熱は間欠的にのみ行われるため
である。

第３７および３８図においては、機械的走査手段を設け
たＯＭＴＲアプリケータを使用した高温加熱方法の他の
実施例の一部切除した斜視図を示す。治療すべき患者は
、治療すべき部位を前後から被曝するように非導電テー
ブルに横たえる。このことは切り込みを入れた木製また
はプラスチック製テーブルにより行うことができる。第
３７図において、患者は、肺がんを治療することができ
るよう胸を前後から曝すようテーブルの切り込み部分に
横たわっている状態を示す。第３８図においては、加熱
装置を移動してあり、ＯＭＴＲアプリケータの治療ボー
トの移動範囲を点線で示す。ＯＭＴＲアプリケータをよ
り小さい円形動作でトレースすることもでき、またより
大きい円弧により部位全体を完全に加熱するようにする
こともできる。通常小さい円弧は腫瘍に心決めし、加熱
セグメントの幅にわたり回転する。

第３８図は、肺腫瘍の周りに単に小さい円形移動を行う
状態を示す。この場合治療ヘッドを可能な動作をさせる
ものであるが、コンピュータ制御アクチュエー夕により
第３９図に示すように３方向の単純合威したまたは複雑
な運動を行わせるようにすることもできる。環状体は、
腫瘍部分に照準を定めたままで第４０図に示すように前
後に揺動ずることもでき、また第４ｌ図に示すように左
右に旋回することもできる。更に、ＯＭＴＲを第４２図
に示すようにＸ＋５’およびｚ．ｒに容易に並進移動す
ることができる。更に、図面には示さないが、加熱磁界
を１１ｆｆｉ瘍に照準を定める角度を、第２８図に示す
実施例のように柔軟性のあるＯＭＴＲの０１’ｌＴＲボ
ートを蛇行移動させることによりある幅をもたせて平均
的に分布させることができる。旋回、揺動および並進移
動は複雑なパターンで組合せ、ＥＭエネルギを腫瘍に集
束し、任意の複雑な解剖学的表面に適合するよう移動す
ることができる。

低ＲＦ周波数で動作する単独大断面ＯＭＴＲＯ代わりに
、特別な形状および寸法の大きい断面積を生ずるため多
重ＯＭＴＲアプリケータを組合せ、同一または異なる周
波数で動作する個別ＯＭＴＲ磁束ガイドの複合体として
実施することもできる。

上述したところは、本発明の好適な実施例を説明したに
過ぎず、請求の範囲において種々の変更を加えることが
できること勿論である。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明によるアプリケータの基本となる低周
波数環状共振器の実施例の頂面図、第２図は、高周波数
環状共振器の実施例の半分を切除した斜視図、 第３図は、２個の非対称分布電極間にエアギャップを有
する周縁同調コンデンサを得るための環状体の実施例の
部分断面図、 第４図は、２個の対称分布電極間にエアギャップを有す
る周縁同調コンデンサを得るための環状体の実施例の部
分断面図、 第５図は、２個の対称分布電極と共通第３電極との間の
ギャップに高誘電体を一定に充填した周縁同調コンデン
サを得るための環状体の実施例の部分断面図、 第６図は、２個の対称分布電極と共通第３電極との間の
ギャップに空気で充填した周縁同調コンデンサを得るた
めの環状体の他の実施例の部分断面図、 第７Ａ図は、周縁同調コンデンサを内周壁に対称的に分
布させた本発明により環状共振器の実施例の一部切除し
た状態の斜視図、 第７Ｂ図は、対称集中コンデンサ調整を行った構造の環
状共振器の断面を示す斜視図、 第７Ｃ図は、より大きい環状インダクタンスおよび対称
的な集中コンデンサ調整を行う他の構造の環状共振器の
断面を示す斜視図、 第８図は、磁界ラインおよび誘導電界ループを示す人体
組織のインピーダンスおよび他の電磁的特性を有する円
筒形仮想部分の頂面図、第９図は、磁界ラインおよび誘
導電界ループを示す人体組織のインピーダンスおよび他
の電磁的特性を有する円筒形仮想部分の側面図、第１０
図は、第８および９図に示す円筒形仮想部分の中心×一
軸線に沿う通常ＳＡＲ分布を示すダブルベル曲線グラフ
、 第１１図は、本発明に使用することができる方形断面の
環状共振器の断面図、 第１２図は、本発明に使用することができる長方形断面
の環状共振器の断面図、 第１３図は、本発明に使用することができる他の長方形
断面の環状共振器の断面図、 第１４図は、本発明に使用することができる円形断面の
環状共振器の断面図、 第１５図は、本発明に使用することができる楕円形断面
の環状共振器の断面図、 第■６図は、本発明に使用することができる半円形断面
の環状共振器の断面図、 第１７図は、本発明に使用することができる星形断面の
環状共振器の断面図、 第１８図は、矩形断面であり、治療フィールドをうるた
めの治療ポートがアプリケータの導電壁を全体的に中断
し、半径方向断面に沿って切除した本発明による高周波
数ＲＦアプリケータの実施例の斜視図、 第１９図は、導電壁に側面開孔を設けた本発明によるア
プリケータの他の実施例の斜視図、第２０図は、導電壁
に側面間孔を設け、環状体中空壁に延びた身体部分を挿
入した状態を示す本発明によるアプリケータの他の実施
例の斜視図、第２１図は、柔軟性のある環状アブリケー
タの実施例の部分項面図、 第２２図は、継手フランジにより機械的に結合した環状
アプリケータの２個の部分および磁束の流れを示す説明
図、 第２３図は、開放したヒンジ連結部分と磁束の流れを示
す第２２図と同様の説明図、 第２４図は、第Ｉ４図の円形断面と第１７図の星形断面
との間で推移する部分を有する環状共振器セグメントの
斜視図、 第２５図は、治療ポートにより前後から接近すべき腫瘍
を流れる磁束を示す説明図、 第２６図は、治療ボートが接線方向ではなく、互いに角
度を有する実施例の腫瘍を流れる磁束を示す説明図、 第２７図は、接線治療のため治療ボートが接近する腫瘍
を流れる磁束を示す説明図、 第２８図は、治療ボートが互いにずれ、磁束管を１］１
瘍に角度を付けて指向させ、しかも腫瘍を一定温度で加
熱する状態の腫瘍を流れる磁束を示す説明図、 第２９図は、治療ボートが小さい開孔を有し熱を集中さ
せる形式のセグメントを有する共振器の腫瘍を流れる磁
束の示す説明図、 第３０図は、一方の治療ボートが他方の治療ボートより
も大きい開孔を有する３次元フィールド形状の腫瘍を流
れる磁束を示す説明図、 第３１図は、仮想部分に照準を合わせたＯ）ＩＴＲの治
療ボートおよび治療磁界を示す側面から見た斜視図、 第３２図は、第３１図での状況のダブルベル．ＳＡＲ分
布のグラフ、 第３３図は、２個のコンデンサ電極により第３１図と同
様の仮想部分を包囲した状況の第３１図と同様の斜視図
、 第３４図は、Ｘ一軸線に沿う中心直径に沿って計った第
３３図の状況のＳＡｌｌ分布のグラフ、第３５図は、Ｏ
ＭＴＲおよびコンデンサ加熱装置の双方を第３１および
３３図と同様の部分に接続した状況の斜視図、 第３６図は、互いに重ね合わせたコヒーレントフィール
ドの相対強度および位相関係に従って深さおよび強度が
可変の単独幅広最大値を示す第３５図の状況のＳＡＲ分
布のグラフ、 第３７図は、患者がテーブルの切り込み部分に横たわり
胸部を前後から被曝して肺がんを治療する状態を示す斜
視図、 第３８図は、無線周波数アプリケータを第３７図に示す
患者に照射し、環状体の開孔を点線に沿って移動させる
状態を示す平面図、 第３９図は、アクチュエー夕をコンピュータ制御する第
３７および３８図の装置の他の実施例の一部切除した斜
視図 第４０図は、環状開孔を揺動モードで移動させる状況を
示す説明図、 第４１図は、環状体開孔を旋回モードで移動させる状況
の説明図、 第４２図は、環状体開孔を並進移動させ複雑なエネルギ
パターンを発生する第３７および３８図の装置の他の状
況の説明図である。 ５０，７５，７７．７８・・・共振器 ５１・・・Ｈ磁界ライン ５８．８０・・・同調コンデンサ ６０・・・単一ループ環状体 ６２・・・集中同調コンデンサ ６４・・・溝 ７２・・・分布コンデンサ ８４・・・電界ループ ９０．９２・・・端部開孔 ９４・・・側面開孔 ９６．９８・・・開孔 １１０・・・腫瘍 １２２・・・多素子ＯＭＴＲアブリケータ１２４・・・
フランジ対　　　１２６・・・ヒンジ１２８・・・形状
推移ＯＭＴＲセグメント１．３４，１３６・・・コンデ
ンサ電極６８・・・カップリングループ ７４・・・共通電極 ８８・・・ＯＭＴＲ ９ｌ・・・エアギャップ ９５・・・頂面開孔 １００・・・脚 ５２・・・ＲＦ電流 ＦＩＧ．　５ ＦＩ６．６ ８６ ＦＩＧ．　１０ ■ 一一一一一 旬 句 −５６７− 手続補正書（加 平成２年９月２６日

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、人体に存在する腫瘍を治療温度に加熱する電磁高温
   加熱腫瘍治療装置において、 導電壁手段を有する環状共振器組立体と、 前記導電壁手段で形成される経路内に閉塞 した磁界を発生するＲＦ出力手段と、 前記環状共振器組立体に接続して前記ＲＦ電源手段に適
   合させ、このＲＦ出力手段の周波数を約１００ＫＨｚか
   ら約１０００ＭＨｚの範囲内に低下させる調整可能な結
   合手段と を具え、前記環状共振器組立体の導電壁手段に開孔手段
   を設け、前記開孔手段に曝して前記磁界の少なくとも一
   部を腫瘍の周りの人体部分に磁気的に結合する治療フィ
   ールドとして利用可能にし、更に、 前記腫瘍に限定して加熱を生ずるため、前 記治療フィールドを前記人体部分に組み合わせるべき特
   別な寸法、形状および向きに適合させる適合調整手段を
   具えたことを特徴とする電磁高温加熱腫瘍治療装置。 ２、前記治療フィールドの断面よりも相当大きい断面を
   有する大きな腫瘍に治療フィールドでの治療範囲を拡大
   する拡大手段を設けた請求項１記載の電磁高温加熱腫瘍
   治療装置。 ３、前記治療フィールドでの治療範囲を深層の腫瘍まで
   伸長する伸長手段を設けた請求項１記載の電磁高温加熱
   腫瘍治療装置。 ４、大きな腫瘍に治療範囲を拡大する前記拡大手段は、
   腫瘍組織にわたり均一に加熱を生ずるよう前記治療フィ
   ールドにより前記大きな腫瘍の全体部分を走査する機械
   的走査手段を有するものとして構成した請求項２記載の
   電磁高温加熱腫瘍治療装置。 ５、深層の腫瘍まで伸長する前記伸長手段は、前記治療
   フィールドを前記深層腫瘍に集束させつつ大きな身体表
   面を走査する機械的走査手段を有するものとして構成し
   た請求項３記載の電磁高温加熱腫瘍治療装置。 ６、前記治療フィールド適合調整手段は複数個の環状共
   振器を有するものとして構成した請求項１記載の電磁高
   温加熱腫瘍治療装置。 ７、人体に存在する腫瘍を治療温度に加熱する電磁高温
   加熱腫瘍治療装置において、 パターン化した出力源を確定する導電壁手 段を有する環状共振器組立体と、 前記導電壁手段で形成される経路内または 前記共振器組立体内に閉塞した高密度磁界を発生する高
   密度磁界発生手段と、 前記環状共振器組立体に接続して前記ＲＦ出力手段に適
   合させ、このＲＦ出力手段の周波数を約１００ＫＨｚか
   ら約１０００ＭＨｚの範囲内に低下させる調整可能な結
   合手段と を具え、前記環状共振器の導電壁により互いに離れて対
   向する電極を形成し、前記対向電極間の空間を誘電材料
   スペーサにより充填して構造的な支持力を与えるととも
   に高密度磁界を発生し、前記磁界の少なくとも一部を腫
   瘍の周りの人体部分に磁気的に結合する治療フィールド
   として利用可能にし、更に、 前記腫瘍に限定して加熱を生ずるため、前 記治療フィールドを前記人体部分に組み合わせるべき特
   別な寸法、形状および向きに適合させる適合調整手段を
   具えたことを特徴とする電磁高温加熱腫瘍治療装置。 ８、１ＭＨｚから約１０００ＭＨｚの範囲の周波数で腫
   瘍を治療する共振器において、導電壁により半径方向ル
   ープを画定しかつ電磁フィールド経路を形成する形状に
   した折り曲げ導電シートにより形成した共振手段と、種
   々の電磁フィールド経路をなすよう選択した形状に前記
   導電シートの初期形状を変化させることを含む前記電磁
   フィールド適合調整手段とを具え、前記半径方向ループ
   には溝孔を画定する熱端縁を形成し、前記溝孔を前記電
   磁フィールド経路に平行に整列させ、また前記溝孔に沿
   って均一に接続した分布コンデンサおよび集中コンデン
   サを含む同調コンデンサ手段を前記溝孔に設けたことを
   特徴とする腫瘍治療共振器。 ９、前記共振器は環状にし、また環状インダクタとして
   形成した多重巻回巻線ソレノイドを有するものとして構
   成し、前記多重巻回巻線ソレノイドは導電ワイヤ材料に
   より構成し、前インダクタには同調コンデンサ手段を設
   け、前記巻線により前記環状共振器の導電壁をなすよう
   にし、前記電磁フィールド適合調整手段は、前記ソレノ
   イドの編成パターンを変化させることにより前記多重巻
   線ソレノイドの電磁フィールド経路を変化させる電磁フ
   ィールド経路変化手段を有するものとして構成した請求
   項８記載の腫瘍治療共振器。 １０、前記電磁フィールド経路適合調整手段は、共振器
   を複数個の互いに独立した共振器セグメントに分割し、
   前記セグメントを前記同調コンデンサ手段により同一共
   振周波数になるよう個別に調整し、前記セグメントを機
   械的継手手段により互いに接続整列させて導電壁磁界経
   路を形成するようにし、前記電磁フィールド経路変化手
   段は前記セグメントおよび前記機械的継手の曲率を調整
   する手段を有するものとして構成した請求項８記載の腫
   瘍治療共振器。 １１、前記機械的継手手段は、回転自在の継手、ヒンジ
   および折り畳み可能なベローズを有するものとして構成
   した請求項１０記載の腫瘍治療共振器。 １２、前記電磁フィールド適合調整手段は、前記導電壁
   を全体的に中断させることなく 前記共振器手段の前記導電壁に設けた開孔手段を有する
   ものとして構成し、 前記開孔手段は、前記導電壁における所定 の位置に画定した１対の側面開孔を有するものとして構
   成し、前記側面開孔を同軸状にするか、または互いにず
   らして身体部分が通過することができるようにし、前記
   身体部分を前記電磁フィールドが前記身体部分に角度を
   なすよう前記磁界により全体的に包囲する構成とした請
   求項８記載の腫瘍治療共振器。 １３、前記電磁フィールド適合調整手段は、前記導電壁
   の端部に２個の断面開孔を有して前記共振器手段の前記
   導電壁を全体的に中断するよう前記共振器手段に設けた
   切除セグメントを有するものとして構成し、前記中断部
   分は身体部分を挿入することができるエアギャップを生
   じ、また前記電磁フィールド適合調整手段は前記断面開
   孔および前記エアギャップの形状を整形することを含む
   ものとした請求項８記載の腫瘍治療共振器。 １４、前記共振器は、環状形状としかつ共振するよう調
   整したコンデンサ手段を有する適当な形状および寸法の
   ものとし、 前記環状共振器経路に少なくとも１個の推 移共振環状体セグメントを挿入し、前記推移共振セグメ
   ントの各々には容量調整手段を設けかつ端部断面の形状
   を連続セグメントの断面に整合させ強力な磁気結合を生
   ずる形状に形成した請求項８記載の腫瘍治療共振器。 １５、前記環状共振器経路にフェライトコア装填した請
   求項１４記載の腫瘍治療共振器。 １６、前記磁気結合は、前記導電壁の横方向部分の内側
   の磁界に結合する導電ループを有するものとして構成し
   、前記導電ループは無線周波数エネルギを前記環状共振
   器に限定させ、前記電磁フィールド適合調整手段は回転
   自在継手を有するものとして構成した請求項１４記載の
   腫瘍治療共振器。