(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
適応フェーズドアレイアルゴリズムにより制御された少なくとも第１および第２の位相コヒーレントアプリケータと、
マイクロ波照射を治療すべき乳房組織に集束させる少なくとも１つの侵襲的Ｅフィールドプローブと、
マイクロ波電力レベルを調整して組織を所望の温度に加熱するために、皮膚表面の温度をモニタする少なくとも１つの温度フィードバックセンサと、
モニタされた温度に基づいて乳房組織に送られるマイクロ波電力を調整する制御手段と、
を備える集束されたマイクロ波エネルギーで乳房組織を選択的に照射する適応マイクロ波フェーズドアレイハイパーサーミア装置であって、
前記制御手段は、乳房へ送られるマイクロ波エネルギー照射量をモニタし、所定の全マイクロ波エネルギー照射量が送られた時に治療を完了するための手段でもあることを特徴とする装置。
【請求項２】
３ｃｍと８ｃｍの間で乳房を圧迫する圧迫プレートと、患者の苦痛軽減のために治療中に乳房圧迫量を調整する手段とを含み、乳房圧迫プレートがプラスチックで作られ、２ｍｍと４ｍｍの間の厚みを持ち、乳房組織およびＥフィールドプローブの配置を超音波トランスジューサで撮像することを可能にする、１つまたは複数の直径４．５〜６．５ｃｍの開口をさらに含むことを特徴とする、請求項１に記載の装置。
【請求項３】
乳房皮膚表面の反対側に配置する２つの無侵襲Ｅフィールド皮膚プローブをさらに含む請求項１または２に記載の装置であって、
制御手段が、
前記位相コヒーレントアプリケータに送られる初期マイクロ波電力を設定して、治療されるべき乳房組織にマイクロ波エネルギーを集束させるために、前記位相コヒーレントアプリケータに送られる初期の相対マイクロ波位相を設定することができ、
Ｅフィールド皮膚プローブにより受信される全電力を最小にし、それにより、乳房に集束されたフィールドを生成するために、前記位相コヒーレントアプリケータに送られるマイクロ波位相を調整することができ、
モニタされた皮膚温度に基づいて、治療中に各アプリケータに送られる相対マイクロ波電力を調整することができる、
ことを特徴とする装置。
【請求項４】
調整可能な空気流によって、乳房の皮膚表面を冷却する乳房を囲む各送風機をさらに含み、空気が、空調された空気、冷却された空気、または、室温の空気であり、空気流が前記位相コヒーレントアプリケータを通って、または、前記位相コヒーレントアプリケータのまわりを流れることを特徴とする、請求項１から３のいずれかに記載の装置。
【請求項５】
マイクロ波エネルギーの周波数が１００ＭＨｚ〜１０ＧＨｚであることを特徴とする、請求項１から４のいずれかに記載の装置。
【請求項６】
制御手段が、前記位相コヒーレントアプリケータに送られる相対マイクロ波位相を調整することができ、また、乳房組織内に集束されたフィールドを生成するために、治療前と治療中に、相対位相が−１８０度と１８０度の間で調整されることを特徴とする、請求項１から５のいずれかに記載の装置。
【請求項７】
前記位相コヒーレントアプリケータに送られる初期マイクロ波電力が２０ワット〜６０ワットであることを特徴とする、請求項１から６のいずれかに記載の装置。
【請求項８】
制御手段が、所望のマイクロ波エネルギー照射量を送り、皮膚の過加熱を避けるために、治療中に、０ワットから１５０ワットの範囲にわたって前記位相コヒーレントアプリケータに送られるマイクロ波電力を調整することができることを特徴とする、請求項１から７のいずれかに記載の装置。
【請求項９】
前記位相コヒーレントアプリケータに送られる全マイクロ波エネルギーを決定し、治療中にリアルタイムで全マイクロ波エネルギーを表示する手段をさらに含むことを特徴とする、請求項１から８のいずれかに記載の装置。
【請求項１０】
前記位相コヒーレントアプリケータに送られる全マイクロ波エネルギーが、２５キロジュール〜２５０キロジュールであることを特徴とする、請求項１から９のいずれかに記載の装置。
【請求項１１】
全マイクロ波エネルギー照射量が、摂氏４３度に関しておよそ４０分〜１００分となる、乳房病巣における全等価熱量を生成することを特徴とする、請求項１から１０のいずれかに記載の装置。
【請求項１２】
制御手段が、Ｅフィールドプローブに送られたマイクロ波電力レベルをモニタし、Ｅフィールドプローブにより受信された全マイクロ波エネルギーが、治療の長さを決定するためにフィードバックとして使用されることを特徴とする、請求項１から１１のいずれかに記載の装置。
【請求項１３】
制御手段が、印加されたマイクロ波エネルギーの焦点が治療すべき領域を走査するように、各アプリケータに印加されたマイクロ波エネルギーの相対位相を調整することができる
ことを特徴とする、請求項１から１２のいずれかに記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
（発明の背景）
本発明は、一般に圧迫された乳房組織において線維腺腫および嚢胞のような良性病巣と同様に腺管癌、腺癌および分泌性内管増殖を治療する適応マイクロ波フェーズドアレイハイパーサーミアのような、集束されたエネルギーを投与する最小侵襲方法に関する。さらに、本発明による方法は、癌性、前癌性または良性乳房病巣の発生または再発を防ぐために、検出されない、微細で病理学的に変化する高い水含有量の細胞を含む健康な組織を治療するのに使用されてもよい。
【０００２】
ハイパーサーミアにより主要な乳房癌治療するために、乳房の４分円またはそれ以上の組織の大きな容積を加熱する必要がある。すべての乳房癌のおよそ９０％は、乳汁分泌性腺管組織（乳汁管）内で生じ、残る癌の多くは腺組織小葉（乳汁袋）で生ずることが公知である（Ｈａｒｒｉｓらの論文、Ｔｈｅ  Ｎｅｗ  Ｅｎｇｌａｎｄ  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｍｅｄｉｉｎｅ、Ｖｏｌ．３２７、ｐｐ．３９０〜３９８、１９９２）。乳房癌は、しばしば、現在の保守的な治療が局所不全の重大な危険をもたらす乳房の大きな領域を含んでいる。Ｓｃｈｎｉｔｔらの論文、Ｃａｎｃｅｒ、Ｖｏｌ．７４（６）ｐｐ．１７４６〜１７５１、１９９４。Ｔ１（０〜２ｃｍ）、Ｔ２（２〜５ｃｍ）として知られている初期段階の乳房癌について、全体の乳房が危険な状態にあり、乳房組織の可能性のあるどんな微細な（顕微鏡または乳房撮影法の助けなしでは人間の目には見えない）癌をも破壊するために全乳房照射と組み合わせた乳房保存手術で治療される（Ｗｉｎｃｈｅｓｔｅｒらの論文、ＣＡ−Ａ  Ｃａｎｃｅｒ  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｆｏｒ  Ｃｌｉｎｉｃｉａｎｓ、Ｖｏｌ．４２、Ｎｏ．３、ｐｐ．１３４〜１６２、１９９２）。癌が腺管を通して広がった伸張性腺管内成分（ＥＩＣ）を有する侵襲的腺管癌の成功する治療は、乳房の大きな部分が治療されなければならないために、特に難しい。疑わしい病巣について８００，０００件を超える乳房ニードルバイオプシが、米国において毎年行われ、約１８０，０００の癌の事例が検出され、残りは線維腺腫および嚢胞のような非悪性である。
【０００３】
乳房癌を治療するために温熱を使用することは多くの方法において効果がある可能性があり、ほとんどの場合、温熱治療は、乳房内で広く広がった領域に同時に達することができなければならない。乳房の大きな容積を加熱することにより、乳房内の微細な癌の多くまたはすべてを破壊でき、癌の再発を減ずる、あるいは、防ぐことができる。同じ手法が放射線治療でも使用され、そこでは、全乳房がＸ腺で照射され、すべての微細な癌細胞が殺される。腫瘍摘除の前に腫瘍を加熱し、腫瘍細胞の多くの割合またはすべてを殺すことにより、腫瘍摘除術中に生存可能な癌細胞に偶然にも種子供給する可能性が減ぜられ、乳房の局所再発が減ぜられる可能性がある。時として、冒された乳房は、乳房内に分布した、多焦点癌として公知の２つ以上の腫瘍塊を含み、そして、再び、加熱フィールドは乳房の広く広がった領域に達しなければならない。（Ｔ３として公知の）（Ｓｍａｒｔらの論文、Ａ  Ｃａｎｃｅｒ  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｆｏｒ  Ｃｌｉｎｉｃｉａｎｓ、Ｖｏｌ．４７、ｐｐ．１３４〜１３９、１９９７）局所的に進行した乳房癌は、大きさが５ｃｍまたはそれ以上で、しばしば、乳房切除で治療される。局所的に進行した乳房癌の術前ハイパーサーミア治療は、術前化学療法ｃｈｅｍｏｔｈｅｒａｐｙが現在使用されているのと同じように、外科的腫瘍摘除が行われることを可能にするのに十分に腫瘍を小さくする。局所的に進行した乳房癌の術前ハイパーサーミア治療は、腫瘍を完全に破壊し、どんな外科手術の必要もなくすかもしれない。
【０００４】
マイクロ波エネルギーは、脂肪質の乳房組織のような低水分含有組織で起こる加熱に比べて、乳房腫瘍および嚢胞のような高水分含有組織を優先的に加熱することができることが公知である。多くの臨床研究により、マイクロ波帯の電磁エネルギー吸収により誘導されたハイパーサーミア（上昇温度）が、人体の悪性腫瘍の治療において放射線治療の効果を大きく促進することが確立されてきた（Ｖａｌｄａｇｎｉらの論文、Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｒａｄｉａｔｉｏｎ  Ｏｎｃｏｌｏｇｙ  Ｂｉｏｌｏｇｙ  Ｐｈｙｓｉｃｓ、Ｖｏｌ．２８、ｐｐ．１６３〜１６９、１９９３、Ｏｖｅｒｇａａｒｄらの論文、Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｈｙｐｅｒｔｈｅｒｍｉａ、Ｖｏｌ．１２、Ｎｏ．１、ｐｐ．３〜２０、１９９６、Ｖｅｒｎｏｎらの論文、Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｒａｄｉａｔｉｏｎ  Ｏｎｃｏｌｏｇｙ  Ｂｉｏｌｏｇｙ  Ｐｈｙｓｉｃｓ、Ｖｏｌ．３５、ｐｐ．７３１〜７４４、１９９６、ｖａｎ  ｄｅｒ  Ｚｅｅらの論文、Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ｔｈｅ  ７th  Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  Ｃｏｎｇｒｅｓｓ  ｏｎ  Ｈｙｐｅｒｔｈｅｒｍｉｃ  Ｏｎｃｏｌｏｇｙ、Ｒｏｍｅ、Ｉｔａｌｙ、Ａｐｒｉｌ９〜１３、Ｖｏｌ．ＩＩ、ｐｐ．２１５〜２１７、１９９６）。Ｓ期細胞のような放射線抵抗性細胞は、温度を上げることにより直接殺すことができる（Ｈａｌｌの論文、Ｒａｄｉｏｂｉｏｌｏｇｙ  ｆｏｒ  ｔｈｅ  Ｒａｄｉｏｌｏｇｉｓｔ、４th  Ｅｄｉｔｉｏｎ、  ＪＢ  Ｌｉｐｐｉｎｃｏｔｔ  Ｃｏｍｐａｎｙ、Ｐｈｉｌａｄｅｌｐｈｉａ、ｐｐ．２６２〜２６３、１９９４、ＰｅｒｅｚとＢｒａｄｙの論文、Ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ  ａｎｄ  Ｐｒａｃｔｉｃｅ  ｏｆ  Ｒａｄｉａｔｉｏｎ  Ｏｎｃｏｌｏｇｙ、Ｓｅｃｏｎｄ  Ｅｄｉｔｉｏｎ、ＪＢ  Ｌｉｐｐｉｎｃｏｔｔ  Ｃｏｍｐａｎｙ、Ｐｈｉｌａｄｅｌｐｈｉａ、ｐｐ．３９６〜１９７、１９９４）。マイクロ波照射デバイスを用いたハイパーサーミア治療は、通常、いくつかの治療期間で行われ、その期間において、悪性腫瘍は約６０分の間約４３℃に加熱される。腫瘍細胞を殺すための総時間は、約４３℃を超えた温度の１℃の上昇に対して２分の１だけ減少することが公知である（Ｓａｐａｒｅｔｏらの論文、Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｒａｄｉａｔｉｏｎ  Ｏｎｃｏｌｏｇｙ  Ｂｉｏｌｏｇｙ  Ｐｈｙｓｉｃｓ、Ｖｏｌ．１０、ｐｐ．７８７〜８００、１９８４）。したがって、４３℃での６０分の治療は、４５℃では約１５分に減ぜられ、それは、しばしば、等価照射量（ｔ43℃等価分）と呼ばれている。無侵襲マイクロ波アプリケータによる治療中、周囲の表面の健康な組織が望ましくないホットスポットにより苦痛または損傷を招くことを防ぎながら、やや深い腫瘍を適切に加熱することが難しいことが証明された。組織の特定吸収率（ＳＡＲ）は、組織の加熱を特徴付けるのに使用される共通パラメータである。ＳＡＲは、一定時間間隔の間の温度上昇に組織の特定加熱を掛けたものに比例し、マイクロ波エネルギーに対して、ＳＡＲは、また、電場の２乗に組織導電率を掛けたものに比例する。絶対ＳＡＲ単位は、ワット毎キロｇｒａｍ���ある。
【０００５】
非コヒーレントアレイまたは非適応フェーズドアレイハイパーサーミア治療システムは、介在する表面組織を過加熱する傾向にあり、それにより、苦痛および／または熱傷を引き起こす可能性があるため、通常、深い組織に対する使用に限定されている。深い組織に対する非適応フェーズドアレイハイパーサーミアを記載する、最初に出版された報告は、理論的研究であった（ｖｏｎ  Ｈｉｐｐｅｌらの論文、Ｍａｓｓａｃｈｕｓｅｔｓ  Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅ  ｏｆ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ、Ｌａｂｏｒａｔｏｒｙ  ｆｏｒ  Ｉｎｓｔｉｔｕｔｉｏｎ  Ｒｅｓｅａｒｃｈ、Ｔｅｃｈｎｉｃａｌ  Ｒｅｐｏｒｔ  １３、ＡＤ−７６９８４３、ｐｐ．１６〜１９、１９７３）。Ｒｏｄｌｅｒに対する米国特許第３８９５６３９号は、２チャネルおよび４チャネル非適応フェーズドアレイハイパーサーミア回路を記述している。ハイパーサーミアシステムにおける最近の開発は、事実上、もともとマイクロ波レーダシステム用に開発された適応フェーズドアレイ技術を用いて深い組織に対して熱を送ることを目標にしている（Ｓｋｏｉｎｉｋの論文「Ｉｎｔｒｏｄｕｃｔｉｏｎ  ｔｏ  Ｒａｄａｒ  Ｓｙａｔｅｍｓ」Ｓｅｃｏｎｄ  Ｅｄｉｔｉｏｎ、ＭｃＧｒａｗ−Ｈｉｌｌ  Ｂｏｏｋ  Ｃｏｍｐａｎｙ、１９８０、ｐｐ．３３２〜３３３、Ｃｏｍｐｔｏｎの論文「Ａｄａｐｔｉｖｅ  Ａｎｔｅｎｎａｓ、Ｃｏｎｃｅｐｔｓ  ａｎｄ  Ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ」Ｐｒｅｎｔｉｃｅ  Ｈａｌｌ、Ｎｅｗ  Ｊｅｒｓｅｙ、ｐ．１、１９８８、Ｆｅｎｎの論文、ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ  ｏｎ  Ａｎｔｅｎｎａｓ  ａｎｄ  Ｐｒｏｐａｇａｔｉｏｎ、Ｖｏｌ．３８、ｎｕｍｂｅｒ  ２、ｐｐ．１７３〜１８５、１９９０、米国特許第５２５１６４５号、５４４１５３２号、５５４０７３７号、５８１０８８８号）。
【０００６】
Ｂａｓｓｅｎらの論文、Ｒａｄｉｏ  Ｓｃｉｅｎｃｅ、Ｖｏｌ．１２、Ｎｏ．６（５）、Ｎｏｖ〜Ｄｅｃ、１９７７、ｐｐ．１５〜２５は、電場プローブが組織内の電場パターンを計測するために使用できることを示している。特に、計測された電場が中心組織において焦点ピークを有するいくつかの例を示している。この論文は、また、生体標本における電場のリアルタイム計測に対する概念を記述している。しかし、Ｂａｓｓｅｎらの論文は、適応的にフェーズドアレイを集束させる電気プローブを用いてリアルタイムに電場を計測する概念を生み出してはいない。
【０００７】
適応フェーズドアレイハイパーサーミアシステムは、周囲の健康な体組織を過加熱するかもしれない任意のエネルギーを同時にゼロにしながら、深い組織にマイクロ波エネルギーを集束させるために、Ｅフィールドフィードバック計測を使用している。臨床前（ｐｒｅ−ｃｌｉｎｉｃａｌ）の研究により、適応マイクロ波フェーズドアレイが、表面組織を過度の温度から免除しながら、胴の深いところ（Ｆｅｎｎらの論文、Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｈｙｐｅｒｔｈｅｒｍｉａ、Ｖｏｌ．１０、Ｎｏ．２、Ｍａｒｃｈ〜Ａｐｒｉｌ、ｐｐ．１８９〜２０８、１９９４；Ｆｅｎｎらの論文、Ｔｈｅ  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｏｎｃｏｌｏｇｙ  Ｍａｎａｇｅｍｅｎｔ、Ｖｏｌ．７、ｎｕｍｂｅｒ  ２、ｐｐ．２２〜２９、１９９８）また乳房において（Ｆｅｎｎの論文、Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ｔｈｅ  Ｓｕｒｇｉｃａｌ  Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ  ｏｆ  Ｅｎｅｒｇｙ  Ｓｏｕｒｃｅｓ  Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ、１９９６、Ｆｅｎｎらの論文、Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｈｙｐｅｒｔｈｅｒｍｉａ、Ｖｏｌ．１５、Ｎｏ．１、ｐｐ．４５〜６１、１９９９、Ｇａｖｒｉｌｏｖらの論文、Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｈｙｐｅｒｔｈｅｒｍｉａ、Ｖｏｌ．１５、Ｎｏ．６、ｐｐ．４９５〜５０７、１９９９）熱を深く送る可能性を持つことが示されている。
【０００８】
マイクロ波エネルギーを用いて、深い乳房組織でハイパーサーミアを行う最も難しい面は、熱傷から皮膚を保護しながら所定の深さで十分な熱を生成することである。侵襲および無侵襲電場プローブを用いた無侵襲複数アプリケータ適応マイクロ波フェーズドアレイは、参照により本発明に合体さた、米国特許第５２５１６４５号、５４４１５３２号、５５４０７３７号、および５８１０８８８号に記載されているように、健康な組織で適応的にゼロを形成しながら、腫瘍位置で適応的に集束させられたビームを生成するのに使用されることができる。理想的には、集束させられたマイクロ波照射ビームは、周囲の健康な組織に最小限のエネルギーを送りながら、腫瘍に集中させられる。治療中に、マイクロ波電力を制御するために、温度検知フィードバックプローブ（Ｓａｍａｒａｓらの論文、Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ｔｈｅ  ２nd  Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍ、Ｅｓｓｅｎ、Ｇｅｒｍａｎｙ、Ｊｕｎｅ２〜４、１９７７、Ｕｒｂａｎ  ＆  Ｓｃｈｗａｒｚｅｎｂｅｒｇ、ｂａｌｔｉｍｏｒｅ、１９７８、ｐｐ．１３１〜１３３）が腫瘍に挿入される。しかし、しばしば、プローブを腫瘍の位置に正確に置くことは難しい。温度検知フィードバックプローブに対してしっかりと画定された目標位置がないために、乳房の腺管または腺組織を通して広がった癌に対してハイパーサーミアを送る時に、さらに問題が起こる。他の状況において、感染の危険またはプローブが腫瘍領域を通り過ぎる時に癌細胞が撒き散らされる危険を減ずるために、または、プローブが嚢胞のような病巣を貫通することが望ましくない時には、乳房組織には（温度またはＥフィールドいずれかの）プローブを挿入することを避けるのが単純に望ましい。
【０００９】
検出された良性嚢胞を治療する医療の標準は、何もしないことから嚢胞を排出することまで変化する。嚢胞を除去する唯一の公知の方法が侵襲的手術であるために、嚢胞を治療しないという医学的に容認された立場が存在している。嚢胞を外科的に切断して除去することの別法は嚢胞の排出である。嚢胞の排出は、嚢胞に穴を開け、嚢胞内の液体を除去することにより行われる。この方法は、一時的に、嚢胞に関連する苦痛を軽減するが、排出処置が全部の嚢胞を除去できない場合、嚢胞が再成長する可能性がある。そのため、これら良性嚢胞の無侵襲除去法が求められている。
【００１０】
（発明の概要）
上述の問題は、Ｅフィールドプローブセンサを乳房に挿入するステップと、皮膚表面の温度をモニタするステップと、２つのマイクロ波を乳房の反対側に向けるステップと、各導波路アプリケータに送られる初期マイクロ波電力を設定するステップと、挿入されたＥフィールドセンサにフィールドを集束させるために、各マイクロ波アプリケータに送られる初期のマイクロ波電力と位相を設定するステップと、モニタされた皮膚温度に基づいて乳房に送られるマイクロ波電力を調整するステップと、治療されるべき乳房に送られるマイクロ波エネルギー照射量をモニタするステップと、所望の全マイクロ波エネルギーがマイクロ波アプリケータにより乳房に送られた時に治療を完了するステップとを有する、本発明による、乳房の癌性または良性状態を加熱する方法により解決される。
【００１１】
さらに、本発明による方法は、温度フィードバックセンサを配置するために良く画定された位置がない時、または、温度プローブを乳房組織に挿入することを避けるのが望ましい時などの状況において適用される。本発明による好ましい方法において、単一の最小侵襲のＥフィールドセンサのみが必要とされる。したがって、進行した乳房癌（たとえば、５〜８ｃｍの腫瘍）の場合、本発明の方法は、乳房癌細胞のかなりの部分を破壊し、腫瘍または病巣を小さくし（すなわち、たとえば、２〜３ｃｍへの熱縮小化）、それにより、外科的乳房切除を外科的腫瘍摘除に置きかえることができる。別法において、進行した乳房癌病巣のすべてが破壊され（すなわち、熱乳房切除）また手術が必要とされないかもしれない。早期乳房癌において、または、小さな乳房病巣に対して、本発明の方法は、熱で乳房癌性細胞または良性病巣のすべてを破壊し（すなわち、熱腫瘍摘除）、それにより、外科的腫瘍摘除を避けることができいるかもしれない。さらに、本発明の方法は、放射線治療の促進に、または、米国特許第５８１０８８８に記載されている熱感受性リポソームを有する標的薬剤送達および／または標的遺伝子治療送達に使用されることができる。
【００１２】
本発明による方法は、乳房の正常な腺の、腺管の、結合の、および脂肪質の組織を残しながら、癌性細胞を破壊する。したがって、本発明による熱腫瘍摘除は、健康な組織に対する損傷を避けており、乳房保存法である。
【００１３】
乳房皮膚表面は、温度プローブセンサを乳房の皮膚表面に当てることにより計測されることができる。別法として、（内部乳房組織と同様に）皮膚表面温度は、当技術分野では公知の、赤外線、レーザ超音波、電気インピーダンス断層撮像法、磁気共鳴撮像および放射測定技術を含む他の外的手段によりモニタされることができる。
【００１４】
別法として、温度プロ−ブは、乳房組織に適切な深さまで挿入され、その温度をモニタすることができる。以下に記述されるように、温度プローブの挿入は好ましい実施形態ではない。
【００１５】
本発明による方法は、乳房圧迫有りまたは無しで行われることができる。好ましい方法において、患者の乳房は、圧迫プレートで３ｃｍと８ｃｍの間になるように圧迫されるであろう。マイクロ波アプリケータは、圧迫プレートの外側（すなわち、圧迫プレートが乳房から離れる側）に向けられるであろう。
【００１６】
以下で述べられるように、圧迫された生体乳房組織についての最近の臨床計測データは、治療されるべき乳房に送られたマイクロ波エネルギー照射量をモニタし、受けた全マイクロ波エネルギー照射量に基づいて治療を完了する、出願人の本発明のステップを支持している。すなわち、腫瘍熱照射量の従来の温度フィードバック計測は、フェーズドアレイマイクロ波アプリケータに送られる全マイクロ波エネルギーで置きかえられる。したがって、現在の発明に関して、温度フィードバックプローブの乳房への挿入を必要とする温度フィードバック計測およびそれの固有の問題の代わりに、治療の必要とされる長さを決定するために、マイクロ波エネルギー照射量がフィードバックとして使用される。本出願において、「マイクロ波エネルギー照射量」（ジュールまたはワット−ｓｅｃｏｎｄｓ）という言葉は、放射線治療で使用される線量、すなわち、組織１ｇｒａｍ当たり１００ｅｒｇのエネルギーの堆積として定義される放射線の吸収線量の単位である放射腺吸収線量（Ｒａｄ）と同じである。
【００１７】
このように、乳房の癌性状態を選択的に加熱する現在の方法は、温度プローブが乳房の治療領域（腫瘍床）に挿入されないために、癌細胞を広げる危険を避ける。挿入する温度プローブをなくすことにより、プローブの挿入により起こる患者の感染の危険が減ぜられる。同様に、腫瘍に印加されるマイクロ波フィールドは、温度プローブ、特に金属プローブにより引き起こされる散乱または他の妨害を受けないであろう。さらに、温度プローブを挿入することに関連する時間およびコストが節約される。
【００１８】
本発明の方法は、また、乳房の癌性状態の発生または再発を防ぐために、健康な乳房組織または表面上は健康な乳房組織において、検出されない高い水分含有の微細前癌の、または、前良性（ｐｒｅ−ｂｅｎｉｇｎ）の細胞を治療するために使用されてもよい。予防できる癌性状態は、侵襲的腺管癌および小葉癌およびその位置の腺管癌、その位置の小葉癌および腺管内増殖および（嚢胞および線維腺腫のような）良性病巣を含む乳房の前癌状態を含む。したがって、本発明による方法は、微細な前癌のまたは前良性の細胞を、それらが検出される前に、破壊することができるであろう。これが、検出される前に癌を予防する可能性のある早期治療となるであろう。健康な組織の場合、乳房組織は、病巣を形成することが公知である高水分含有の微細細胞に集束させられたマイクロ波エネルギーで照射されるであろう。
【００１９】
好ましい方法において、患者は、乳房を治療テーブルの穴を通して垂らした状態でうつ伏せに寝る。また、治療される乳房は、乳房組織を動かなくし、血流を減じ、マイクロ波照射に要求される侵入深さを減じる平坦プラスチック圧迫プレートで圧迫される。乳房圧迫プレートは、マイクロ波透過プラスチック材料で作られ、乳房の撮像および最小侵襲Ｅフィールドフィードバックプローブの所望焦点深さへの配置を可能にする１つまたは複数の開口を含んでいる。Ｅフィールドフィードバックプローブの配置は、超音波トランスジューサまたは他のタイプの画像誘導装置で行われてもよい。
【００２０】
（Ｃｈｅｕｎｇらの論文、Ｒａｄｉｏ  Ｓｃｉｅｎｃｅ、Ｖｏｌ．１２、Ｎｏ．６（Ｓ）、Ｎｏｖ−Ｄｅｃ、１９７７、ｐｐ．８１〜８５に記載されているように）２つのマイクロ波空冷導波路アプリケータは、圧迫プレートの両側に配置される。フェーズドアレイは、２に等しいか２を超える複数のアプリケータにより達成される。好ましい実施形態において、コヒーレントな９１５ＭＨｚマイクロ波電力が所定の電力レベルで、２つの導波路アプリケータに送られ、一方、各チャネルの移相器は、Ｅフィールドプローブセンサでマイクロ波エネルギーを最大にし、集束させるために調整される。乳房を囲む個々の送風機からの、または、アプリケータ導波路に搭載された送風機からの空気流は、調整されてもよい。導波路アプリケータを冷却する空気流は、アプリケータを通して流れるであろう。導波路アプリケータを冷却する空気は、冷却されるか、空調されるか、または、室温であってもよい。当分野の技術者が認識するであろうように、水冷導波路アプリケータが空冷アプリケータの代わりをしてもよい。
【００２１】
ハイパーサーミア治療中にアプリケータのそれぞれに送られるマイクロ波電力レベルは、皮膚熱傷または水疱を引き起こすであろう高温度を避けるように、皮膚温度を制御するために、手動または自動で調整されてもよい。さらに、使用されているならば、圧迫プレートによる乳房圧迫量は、患者の苦痛がないように、治療中に必要な時に調整される。乳房圧迫が調整され、、または、乳房が再位置決めされるたびに、マイクロ波エネルギー、フェーズドアレイが、Ｅフィールドプローブセンサが最大電力を受信するように再集束させられる。治療が始まってからは、マイクロ波アプリケータに送られる全マイクロ波エネルギーは治療中にモニタされる。全マイクロ波エネルギーの所望の量がマイクロ波アプリケータに送られた時に治療は完了する。それは、乳房病巣細胞がかなり（すなわち、熱縮小化）または完全に（すなわち、熱腫瘍摘除）破壊されていることを示す。
【００２２】
治療の効果を判定するために、乳房組織は、マイクロ波全エネルギー照射量が投与される前後に、乳房組織のニードルバイオプシから得られる病理学的結果で行われるのと同様に、Ｘ線、超音波およびマグネティクス共鳴撮像を含む乳房撮影法で撮像されまた調査されてもよい。
【００２３】
本発明の別の実施形態において、単一の侵襲的Ｅフィールドセンサは、乳房皮膚表面の反対側に配置された２つのＥフィールドセンサで置きかえられ、アレイは、２つのセンサにより受信される結合電力を最小にする（ゼロにする）ことにより、位相集束させられ、これにより、完全に無侵襲治療が提供される。Ｅフィールド皮膚センサにより検知されたフィードバック信号に関連して、外側の領域をゼロにして、それにより、内部部位上の印加エネルギーを集束させるアルゴリズムが使用される。
【００２４】
Ｅフィールドプローブおよび温度センサが乳房皮膚表面をモニタするこのような全く無侵襲のハイパーサーミア治療は、良性嚢胞および嚢胞に関連する苦痛を破壊する効果的な方法を提供するであろう。したがって、出願人の本発明の方法は、検出された良性嚢胞を治療または破壊する方法として考えられる。
【００２５】
適応マイクロ波フェーズドアレイ技術を参照して、好ましい実施形態が記載されているが、出願人の方法は、一般に、組織領域を加熱し、切除するために、エネルギーを集束させることにより、行われてもよい。集束させられたエネルギーは、電磁波、超音波または無線周波数波を含んでもよい。すなわち、出願人の発明の方法は、組織領域を加熱し、切除するために集束させられる任意のエネルギーを含んでいる。
【００２６】
本発明の別の実施形態において、体（たとえば、乳房）において治療されるべき組織領域の境界が計算され、Ｅフィールドプローブが体に挿入されるか、または、少なくとも２つのＥフィールドセンサが体の外側に配置されてもよい。そして、エネルギーがアプリケータを通して治療されるべき領域に印加される。本実施形態において、エネルギーの焦点は、焦点が治療されるべき領域を走査するように変化するであろう。すなわち、焦点が治療されるべき領域の内部を動くように、印加されるエネルギーの相対位相が調整され、それにより、加熱するための幾何学的形状が得られるため、もはや固定された焦点スポットは存在しない。
【００２７】
固定された焦点スポットは、適切なアルゴリズムを通じて決定される。そして、たとえば、この固定された焦点スポットを得るためのアプリケータの相対位相は、より大きな加熱／治療領域を「走査する」ために、一方向に３０°また他方向に３０°に調整される。
【００２８】
別の目的および利点は、以下の説明および図の考察から明かになるであろう。治療すべき領域のサイズに応じて、スキャンは１８０°と９０°または６０°または１２０°の間で集束することができる。
【００２９】
本発明は、添付の図を参照して、以下の詳細な説明を読むことにより、よりよく理解される。図においては、同じ参照番号は同じ要素を指している。
【００３０】
（好ましい実施形態の詳細な説明）
乳房組織の誘電特性
女性の乳房の詳細な側面図が図１に示されている（Ｍａｍｍｏｇｒａｐｈｙ−Ａ  Ｕｓｅｒ′ｓ  Ｇｕｉｄｅ、Ｎａｔｉｏｎａｌ  Ｃｏｕｎｓｉｌ  ｏｎ  Ｒａｄｉａｔｉｏｎ  Ｐｒｏｔｅｃｔｉｏｎ  ａｎｄ  Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ、ＮＣＲＰ  Ｒｅｐｏｒｔ  Ｎｏ．８５、１  Ａｕｇｕｓｔ  １９８７、ｐ．６）。乳房内の腺および脂肪組織の量は、主に脂肪質の組織から極端に密度の高い腺組織まで大きく変わる可能性がある。高い水分含有量細胞である乳房癌細胞は、通常、（Ｓｕｓａｎ  Ｌｏｖｅ博士のＢｒｅａｓｔ  Ｂｏｏｋ、Ａｄｄｉｓｏｎ  Ｗｅｓｌｅｙ、Ｍａｓｓ、１９９０、ｐｐ．１９１〜１９６から引用した）図２で説明されるように、乳汁分泌性腺管および腺組織小葉内に形成される。腺管内の異常細胞成長の第一指標とは、腺管内増殖とそれに続くアティピア（ａｔｉｐｉａ）を持つ腺管内増殖のことを言う。腺管がほとんど詰まった時の状態は、その部位の分泌管内癌（ＤＣＩＳ）として公知である。これら３つの状態は前癌と呼ばれている。最後に、腺管癌が腺管壁を破る時、病巣は侵襲的腺管癌と呼ばれている。癌は乳腺小葉中に同様にして形成される。上述の細胞のすべては、乳房内の純粋な脂肪組織（低水分含有）および純粋な腺／結合組織（低から中の水分含有）を除いて、高い水分含有があるとして、しばしば引用されている。
【００３１】
９０２〜９２８ＭＨｚの工業用、科学用、医療用（ＩＳＭ）帯域におけるマイクロ波照射は、通常、商用臨床ハイパーサーミアシステムにおいて使用されており、この帯域が本発明で考えられている主要な周波数帯域である。女性の乳房組織に関する詳細なマイクロ波加熱情報はほとんど存在していない。しかし、乳房の癌は、周囲の正常乳房組織に比べて選択的に加熱されることが公知である。４つの主要な論文は、１）Ｃｈａｕｄｈａｒｙらの論文、Ｉｎｄｉａｎ  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｂｉｏｃｈｅｍｉｓｔｒｙ  ａｎｄ  Ｂｉｏｐｈｙｓｉｃｓ、Ｖｏｌ．２１、ｐｐ．７６〜７９、１９８４、２、２）Ｊｏｉｎｅｓらの論文、Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｐｈｙｓｉｃｓ、Ｖｏｌ．２１、Ｎｏ．４、ｐｐ．５４７〜５５０、１９９４、３、３）Ｓｕｒｏｗｉｅｃらの論文、ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ  ｏｎ  Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ  Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ、Ｖｏｌ．３５、Ｎｏ．４、ｐｐ．２５７〜２６３、１９８８ａｎｄ４）ＣａｍｐｂｅｌｌとＬａｎｄの論文、Ｐｈｙｓｉｃｓ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ  ａｎｄ  Ｂｉｏｌｏｇｙ、Ｖｏｌ．３７、Ｎｏ．１、ｐｐ．１９３〜２１０、１９９２である。別の論文、Ｂｕｒｄｅｔｔｅの論文、ＡＡＰＭ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｐｈｙｓｉｃｓ  Ｍｏｎｏｇｒａｐｈｓ、Ｎｏ．８、ｐｐ．１０５、１３０、１９８２は、乳房組織に対してデータを計測した。しかし、これらデータは皮膚を通して計測されたため、たぶん乳房組織そのものを表わしてはいない。誘電特性は、図３で正常な乳房組織および乳房腫瘍に対して記載されていると同じように、通常、誘電率および電気導電率により与えられる。９１５ＭＨｚでは、Ｂｕｒｄｅｔｔｅの研究からのデータを除くと、正常乳房の平均誘電率は、１２．５で、平均導電率は０．２１Ｓ／ｍである。対照的に、乳房腫瘍については、平均誘電率は５８．６で、平均導電率は１．０３Ｓ／ｍである。Ｃｈａｕｄｈａｒｙら（ｃ）およびＪｏｉｎｅｓら（Ｊ）の研究からのデータは室温（２５℃）で計測されていることに注目されたい。温度が上昇すると、一般に、誘電率は下がり、電気導電率は上がることに注目すべきである。正常乳房および乳房腫瘍の誘電パラメータは、それぞれ、低水分含有の脂肪組織および高水分含有の筋肉組織と同様である。正常乳房組織は脂肪、腺および結合組織の混合を含んでいることに注目すべきである。皮膚、筋および脂肪を含む１７の組織タイプに関する詳細な情報は、Ｇａｂｒｉｅｌらの論文、Ｐｈｙｓ．Ｍｅｄ．Ｂｉｏｌ．、Ｖｏｌ．４１、ｐｐ．２２７１〜２２９３、１９９６に提示されている。Ｓｕｒｏｗｉｅｃらの論文は、選択された腺、腺管、脂肪および癌性組織に関する詳細な情報を有しているが、２０ｋＨｚ〜１００ＭＨｚの範囲のパラメータしか計測していない。１００ＭＨｚで測定されたデータから９１５ＭＨｚでの乳房組織の電気特性を評価することは可能である。出願人は、関心周波数、すなわち、９１５ＭＨｚに対する純粋な腺管および腺乳房組織に関するどんな誘電パラメータデータも知らない。
【００３２】
ＣａｍｐｂｅｌｌとＬａｎｄの論文は、３．２ＧＨｚでの誘電パラメータおよび乳房の脂肪、腺および結合組織、良性腫瘍（線維腺腫を含む）および悪性腫瘍のパーセント水分含有量を計測した。パーセント水分含有量のこれら計測データは、乳房組織の相対加熱可能性、すなわち、高水分含有組織は低水分含有組織より早く加熱すること、を評価するのに使用される。計測された（重量当たりの）水分含有量に対する値の範囲は、以下のようである。乳房脂肪（１１〜３１％）、腺および結合組織（４１〜７６％）、良性腫瘍（６２〜８４％）および悪性腫瘍（６６〜７９％）。これらの選択された値は図４に示されている。このように、水分含有量に基づくと、良性乳房病巣および乳房腫瘍は、腺、結合および脂肪乳房組織よりもかなり早く加熱するであろうことが期待できる。通常、３．２ＧＨｚの電気導電率に対して、計測値の最良の選択は以下の通りである。乳房脂肪（０．１１〜０．１４Ｓ／ｍ）、腺および結合組織（０．３５〜１．０５ｓ／ｍ）、良性腫瘍（１．０〜４．０Ｓ／ｍ）および悪性腫瘍（３．０〜４．０Ｓ／ｍ）。したがって、良性および悪性腫瘍の電気導電率は、腺および結合組織より約４倍高くなり、純粋な脂肪より約３０倍高くなる傾向にある。これらのデータは、図３に示されるように、Ｊｏｉｎｅｓらと同様にＣｈａｕｄｈａｒｙらにより９１５ＭＨｚで計測された電気導電率と首尾一貫している。
【００３３】
さらに、Ｃｈａｕｄｈａｒｙは１９８４の論文で３ＧＨｚで正常乳房組織に対する電気導電率を計測した。この論文では導電率は０．３６Ｓ／ｍであり、ＣａｍｐｂｅｌｌとＬａｎｄにより３．２ＧＨｚで計測された正常な腺および結合組織に対する範囲（０．３５〜１．０５Ｓ／ｍ）と首尾一貫している。このように、最良の利用可能なデータから、乳房の脂肪は低水分含有で、腺および結合組織は低から中の水分含有で、乳房腫瘍は高水分含有である。したがって、良性および悪性腫瘍細胞は、周囲の脂肪、腺、腺管および結合組織細胞よりずっと迅速に、また、かなり高い温度に加熱されるであろうことが期待される。言いかえれば、微細で目に見える腫瘍細胞は、周囲の脂肪、腺管および結合組織を熱損傷から守りながら、この治療で加熱されるのが好ましい。
【００３４】
腺管癌と腺癌および周囲の乳房組織を加熱する方法
図５は、Ｅフィールドおよび温度フィードバックを持つ適応マイクロ波フェーズドアレイハイパーサーミアシステムを用いた、無傷の乳房の癌を加熱する好ましいシステムを示している。マイクロ波周波数で深い組織を確実に加熱するために、適応フェーズドアレイアルゴリズムにより制御された２つ以上のコヒーレントアプリケータ１００で体（乳房）を囲む必要がある。焦点１９０として示されている黒丸は、治療されるべき腫瘍または健康な組織を表わしている。好ましい実施形態において、Ｅフィールドプローブ１７５は、マイクロ波照射を集束させるのに使用され、乳房表面の皮膚に取り付けられた温度フィードバックセンサ４１０は、腫瘍を所望の温度に加熱するようにマイクロ波電力レベルを調整するのに使用される。２チャネル適応フェーズドアレイは、Ｘ線乳房撮像法で使用されている形状と同じ形状をとる圧迫された乳房内で深い組織を加熱するのに使用される。Ｆｅｎｎに対する米国特許第５８１０８８８にて記載されているように、腫瘍部位にマイクロ波照射を照準するために、Ｅフィールドプローブは、適応フェーズドアレイ高速加速グラジエントサーチアルゴリズムとともに使用されるのが好ましい。
【００３５】
さらに、空冷導波路アプリケータの開口は、腺管癌および腺癌を含む乳房組織の大きな容積を加熱できる加熱パターンを提供するのに使用されるのが好ましい。導波路開口を冷却する空気は、冷却されるか、空調されるかまたは室温である。高水分含有組織と正常乳房組織の間の９１５ＭＨｚでの誘電パラメータの差に基づいて、高水分含有の腺管癌および腺癌の組織および他の病巣は、正常乳房組織よりもっと早く加熱することが期待される。そのため、治療される領域は、正常な（健康な）乳房組織を免除しながら、（癌性および前癌性の）癌組織および線維腺腫および嚢胞のような高水分含有の良性病巣に集中されるであろう。
【００３６】
体または乳房は、マイクロ波に透過なプレキシガラスのような誘電体で作られた２つの圧迫プレート２００の間で圧迫される。乳房の圧迫は、無傷の乳房ハイパーサーミア治療に対する多数の可能性のある利点を有している。乳房圧迫の利用により、深い部分のマイクロ波加熱を行うのに、より浅い浸透深さしか要求されないし、また、血流を減じて、組織を加熱する能力が向上させられる。エピネフリンまたは抗脈管形成薬を有するリドカインのような局所麻酔薬の乳房組織への注入は、同様に、局所血流を減ずるために使用されることができる。平らな表面に乳房を圧迫することにより、マイクロ波アプリケータと乳房組織の間のインタフェースおよび電場の結合が改善され、単一対のアプリケータで乳房の大きさの広い範囲を治療することを可能にする。ハイパーサーミア治療中に空気で乳房圧迫プレートを冷却することにより、皮膚表面のホットスポットができる可能性をなくすのに役立つ。２０〜４０分間のステレオタクティクニードル乳房バイオプシ術（Ｂａｓｓｅｔｔらの論文、Ａ  Ｃａｎｃｅｒ  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｆｏｒ  Ｃｌｉｎｉｃｉａｎｓ、Ｖｏｌ．４７、ｐｐ．１７１〜１９０、１９９７）において使用されるような、うつ伏せ位置に患者を置いて乳房を圧迫することにより、圧迫デバイス内の乳房組織の量を最大にすることができる。強くない圧迫により、乳房組織を動かなくし、ありそうな患者の動きの要因をなくすことができる。小さな開口を含むかもしれない、圧迫プレート２００は、正確に中心の腺／腺管領域を位置決めし、侵襲的Ｅフィールドプローブセンサの配置の支援をするために、Ｘ線および超音波撮像技術と両立できる。圧迫量は、２０〜４０分またはそれ以上長いハイパーサーミア治療期間中の患者の忍耐力に合わせるために、約４〜８ｃｍの間で変えられることができる。乳房撮像法における乳房圧迫の患者の快適さ研究は、乳房撮像が、検査された５６０人の女性の８パーセントのみにおいて非常に不快であるかまたは耐えがたいものであったことを示した。この研究において、平均圧迫厚さは、１．２８ｃｍの標準偏差（１シグマ）で、４．６３ｃｍであった（Ｓｕｌｌｉｖａｎらの論文、Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ、Ｖｏｌ．１８１、ｐｐ．３５５〜３５７、１９９１）。したがって、２０〜４０分またはそれ以上の長い期間で、強くない乳房圧迫下でのハイパーサーミア治療は可能性がある。
【００３７】
ハイパーサーミア治療の前に、乳房が圧迫プレート２００の間で圧迫され、単一の侵襲的Ｅフィールドフィードバックセンサ１７５が、マイクロ波アプリケータ１００の分極と平行に、乳房の中心の腺／腺管／腫瘍組織部位（焦点１９０）内に挿入される。Ｅフィールドプローブ１７５は、移相器が適応フェーズドアレイグラジエントサーチアルゴリズムを用いて最大のフィードバック信号を得るように調整される時に、焦点のＥフィールド振幅をモニタするのに使用される。無侵襲温度プローブ４１０は、皮膚温度をモニタするために、乳房の皮膚表面にテープで張り付けられるか、そうでなければ、固定される。温度プローブは、通常、マイクロ波エネルギーにより加熱されないようにするため、Ｅフィールド分極に直角に向けられている。Ｅフィールドプローブとともに、本発明の２重アプリケータ適応フェーズドアレイは、集中されたＥフィールドが生成され、ある深さの組織に集束された加熱を可能にするように、移相器が調整されることを可能にする。
【００３８】
図６を参照すると、好ましい実施形態において、患者は、治療テーブル２１０の穴を通して乳房をたれ下げた状態で、うつ伏せに寝ており、治療される乳房２２０は、平坦なプラスチック圧迫プレート２００で圧迫され、乳房組織を動かなくし、血流を減じ、マイクロ波照射に対して要求される浸透深さを減じている。乳房圧迫プレートは、マイクロ波透過プレスチック材料で作られ、乳房組織の撮像および所望の焦点深さへの最小侵襲Ｅフィールドフィードバックプローブ１７５の配置を可能にするため、矩形または円形形状の１つまたは複数の開口を含んでもよい。Ｅフィールドフィードバックプローブ１７５の挿入は、超音波トランスジューサの誘導下で行われてもよい。マイクロ波フィールドからの皮膚損傷に対してさらに保護を行うために、１つまたは複数の（図示されない）涼しい空気送風機により空気流１８０が提供されている。
【００３９】
図５に示されているように、２つ以上の温度フィードバックプローブセンサ４１０は、乳房皮膚表面に取り付けられており、温度フィードバック信号４００を生成する。２つのマイクロ波空冷導波路アプリケータ１００は、圧迫プレート２００の反対側に配置されている。９１５ＭＨｚマイクロ波発振器１０５は、ノード１０７で分割され、移相器１２０に給電する。位相制御信号１２５は、０〜３６０電気角度の範囲にわたってマイクロ波信号の位相を制御する。移相器１２０からのマイクロ波信号は、初期マイクロ波電力レベルを設定するコンピュータで生成された制御信号１３５により制御されるマイクロ波電力増幅器１３０に給電する。コヒーレントな９１５ＭＨｚマイクロ波電力は２つの導波路アプリケータ１００に送られ、一方、各チャネルの移相器１２０は、マイクロ波エネルギーをＥフィールドプローブセンサ１７５で最大化し、また、集束させ、マイクロ波電力が焦点位置１９０で最大化されるように、調整される。そして、治療が始められる。
【００４０】
ハイパーサーミア治療中に、アプリケータ１００のそれぞれに送られるマイクロ波電力レベルは、フィードバック信号５００として計測され、皮膚熱傷または水疱を引き起こすであろう高温度を避けるように、皮膚センサ４１０により計測された皮膚温度および等価熱量を制御するために、手動または自動のいずれかで電力制御が調整される。乳房圧迫量は、患者に苦痛を与えないように、治療中、必要な時に圧迫プレート２００により調整される。乳房圧迫が調整され、または、乳房が再位置決めされるたびに、移相器１２０は、Ｅフィールドプローブセンサ１７５が最大電力を受信するように再調整／再集束される。治療開始から、マイクロ波アプリケータに送られる全マイクロ波エネルギーは、コンピュータ２５０内で計算され、治療中、コンピュータモニタ２６０上に表示される。全マイクロ波エネルギーの所望の量がマイクロ波アプリケータ１００に送られた時、治療が完了する。別の実施形態において、Ｅフィールドプローブ１７５により受信されたＥフィールドフィードバック信号４５０から計算された全マイクロ波エネルギーは、治療の長さを制御するために使用される。治療の効果を判定するために、乳房組織のニードルバイオプシから得られる病理学的結果と同様に、乳房組織は、マイクロ波全エネルギー照射量が投与される前後に、Ｘ線および磁気共鳴撮像を含む乳房撮像法により撮像される。
【００４１】
別の実施形態において、単一の侵襲的Ｅフィールドプローブ１７５は、対向する皮膚表面に配置された２つの無侵襲Ｅフィールドプローブ１８５と置き換えらえれる。２つの無侵襲Ｅフィールドプローブにより計測された全電力は、マイクロ波移相器１２０を調整し、集束させられたＥフィールドプローブを乳房の中心部に生成することにより、最小化させられる（米国特許第５８１０８８８と同様に）。本実施形態に関して、挿入されたプローブによる感染の危険がなく、皮膚を切開し、プローブを挿入する処置により乳房の皮膚を傷付ける危険がなく、プローブが腫瘍床を通過することにより癌細胞を撒き散らす危険が避けられる。同様に、本発明の実施形態に関して、温度およびＥフィールドプローブの両方が乳房の皮膚上に配置されるため、この方法は、画定された単一の領域がない場合にうまく働くであろう。
【００４２】
フェーズドアレイの各（ノード１０７のいずれかの側の）チャネルは、電気的に可変なマイクロ波電力増幅器１３０（１〜１００Ｗ）、電気的に可変な移相器１２０（０〜３６０°）および空冷線形分極矩形導波路アプリケータ１００を含んでいる。アプリケータ１００は、Ｃｅｌｓｉｏｎ  Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ、Ｃｏｌｕｍｂｉａ、ＭＤにより製造されたＭｏｄｅｌ  Ｎｕｍｂｅｒ  ＴＥＭ−２であってもよい。ＴＥＭ−２金属導波路アプリケータの好ましい対の矩形開口の寸法は、６．５ｃｍ×１３．０ｃｍである。
【００４３】
好ましい実施形態は、約９１５ＭＨｚでのマイクロ波エネルギーを開示しているが、マイクロ波エネルギーの周波数は、１００ｍＨｚと１０ＧＨｚの間であってもよい。マイクロ波エネルギーの周波数は、９０２ＭＨｚと９２８ＭＨｚの範囲から選択されるであろう。実際、より低い周波数のエネルギーが癌組織を切除または保護するために使用されてもよい。
【００４４】
好ましい実施形態において、各導波路アプリケータに送られる初期マイクロ波電力は、２０ワットと６０ワットの間である。組織の全治療にわたって、各導波路アプリケータに送られるマイクロ波電力は、所望のマイクロ波エネルギー照射量を送り、皮膚の過加熱を避けるために、０〜１５０ワットの範囲にわたって調整される。
【００４５】
アプリケータ１００の矩形導波路領域の側壁の誘電負荷は、ＴＥＭアプリケータマイクロ波照射に対して良好なインピーダンスマッチング条件を得るために使用される（Ｃｈｅｕｎｇらの論文、Ｒａｄｉｏ  Ｓｃｉｅｎｃｅ、Ｖｏｌ．１２、Ｎｏ．６（Ｓ）Ｓｕｐｐｌｅｍｅｎｔ、ｐｐ．８１〜８５、１９７７、Ｇａｕｔｈｅｒｉｅ編集の著、Ｍｅｔｈｏｄｓ  ｏｆ  ｅｘｔｅｒｎａｌ  ｈｙｐｅｒｔｈｅｒｍｉｃ  ｈｅａｔｉｎｇ、Ｓｐｒｉｎｇｅｒ−Ｖｅｒｌａｇ、Ｎｅｗ  Ｗｏｒｋ、ｐ．３３、１９９０）。導波路開口を通しての空気冷却は、導波路に対する入力単極給電用平行反射グラウンドプレーンとして働く、穴の開いた導電スクリーンの背後に搭載された（図示されない）送風機により行われる。導波路側壁と接触する誘電スラブ（ｓｌａｂ）の厚みを考慮すると、空気冷却に対する有効断面サイズは、ＴＥＭ−２アプリケータに対しておよそ６．５ｃｍ×９．０ｃｍである。高水分含有腫瘍組織と正常乳房組織の間の９１５ＭＨｚでの誘電パラメータの差に基づいて、高水分含有の腺管癌と腺癌および良性病巣は、正常乳房組織より早く加熱することが期待される。したがって、５０％ＳＡＲ領域は、正常組織を免除しながら、高水分含有組織（癌性、前癌性および線維腺腫および嚢胞を含む良性病巣）に集中されるであろう。
【００４６】
好ましい実施形態において、中心導体が１ｃｍ延びた、０．９ｍｍ外径（ＯＤ）侵襲的Ｅフィールド同軸単極プローブ（半剛体ＲＧ−０３４）は、組織に向けられた電場の振幅を計測し、治療前に電子移相器に対して必要な相対位相を決定するために、使用されるフィードバック信号を提供するために使用される。このタイプの同軸上を給電された単極プローブは、圧迫された乳房ファントムにおいて線形分極した電場を正確に計測するために使用されてきた（Ｆｅｎｎらの論文、Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍ  ｏｎ  Ｅｌｅｃｔｒｏｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｃｏｍｐａｔｉｂｉｌｉｔｙ  １７〜１９  Ｍａｙ  １９９４、ｐｐ．５６６〜５６９、Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｈｙｐｅｒｔｈｅｒｍｉａ、Ｖｏｌ．１０、Ｎｏ．２、Ｍａｒｃｈ〜Ａｐｒｉｌ、ｐｐ．１８９〜２０８、１９４４）。この線形分極したＥフィールドプローブは、１．５ｍｍＯＤテフロン(登録商標)カテーテル内に挿入される。熱電対プローブ（０．６ｍｍＯＤテフロン(登録商標)カテーテル内に封入された、Ｐｈｙｓｉｔｅｍｐ  Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ、Ｉｎｃ．、Ｔｙｐｅ  Ｔ  銅―コンスタンタン）は、治療中に腫瘍の局所温度を計測するのに使用される。これら温度プローブは、精度０．１℃で１００ｍｓの応答時間を有する。
【００４７】
生体胸部組織圧縮加熱試験
本発明の譲受人であるＣｅｌｓｉｏｎ  Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎが１９９９年１２月から行っているＦＤＡ承認済みＰｈａｓｅＩ臨床研究の一部として、最大寸法が３〜６ｃｍの異なった値をとる胸部腫瘍を有する複数のボランティア患者に、電界プローブと温度プローブの両方が胸部組織内に挿入された適応マイクロ波フェーズドアレイを用いて治療を施した。４０分間のハイパーサーミア治療を患者に施し、約１週間後に乳房切除を行った。この臨床研究は、マイクロ波アプリケータに送られるパワーの測定を含み、これを使用して、送られたマイクロ波エネルギー照射量を計算したが、治療の所要時間を制御するためには使用しなかった。
【００４８】
Ｆｅｎｎに付与された米国特許第５８１０８８８号に開示されているように、電界プローブを適応フェーズドアレイ高速加速勾配サーチアルゴリズムと共に使用して、腫瘍部位にマイクロ波放射線を向けた。腫瘍内の侵襲性温度プローブによって感知される温度を、治療中のリアルタイムフィードバック信号として使用した。このフィードバック信号を使用して、可変パワー増幅器のマイクロ波出力パワーレベルを制御し、腫瘍部位での焦点温度を４３〜４６℃の範囲に設定して維持した。フェーズドアレイの２つのチャネルに送られるパワーおよび位相を、コンピュータ制御下でデジタルアナログコンバータを使用して適宜調節した。
【００４９】
胸部圧縮プレートは、低損失誘電体材料であり、マイクロ波場にほぼ透明なアクリル材料（プレキシガラス）から作成した。圧縮プレートは、片側に約５．５ｃｍの正方形カットアウト（アパーチャ）を含み、これが小さな超音波トランスデューサ（公称長さ４ｃｍ）に対処して、最小侵襲性プローブ（電界プローブおよび温度プローブ）の配置を助ける。カットアウトはまた、より良い空気流が皮膚を冷却できるようにする。
【００５０】
適応マイクロ波フェーズドアレイ治療を用いたこれら近年のマイクロ波ハイパーサーミア臨床試験から得られる結果に基づいて、本出願人は、４．５〜６．５ｃｍに圧縮された生体胸部組織において、以下に表１に列挙するように、１３８〜１９２ｋＪ（キロジュール、またはそれと等価なｋＷ秒）のマイクロ波エネルギー照射量が４３℃に関して２４．５分〜６７．１分の等価熱照射量を生成することを見出した。
【００５１】
【表１】
0004988121.tif 000002
【００５２】
したがって、総マイクロ波エネルギー照射量を用いて、必要な加熱時間を推定することができる。すなわち、本出願人は、侵襲性温度プローブの代わりに無侵襲性等価温度感知手段を用いることができ、かつ治療の所要時間を制御するために総マイクロ波エネルギー照射量を信頼可能に用いることができると判断した。表１で、平均熱照射量は４５．１分であり、平均総マイクロ波エネルギーは１６９．５ｋＪである。これら４つの試験では、最大エネルギー値（１９２．０ｋＪ）は平均値から１３％しかずれておらず、最小エネルギー値（１３８．０ｋＪ）は平均値から１４％しかずれていない。前述したようにこれらの試験で使用される胸部圧縮は血流を低減し、これは、治療に必要なマイクロ波エネルギーに対する血流の影響をなくする可能性が高く、これらの試験に必要なエネルギーの小さな変動を説明するのに役立つ場合がある。本出願人はまた、これら４つの試験の治療後のイメージングが通常、腫瘍に対する大きな損傷を示し、しかし皮膚、胸部脂肪、ならびに通常の腺組織、腺管組織、および結合組織に対する損傷をほとんど、または全く示さないことも見出した。
【００５３】
この方法の１つの好ましい実施形態によれば、治療の完了を判定するために導波管アプリケータに送られる総マイクロ波エネルギーが２５キロジュール〜２５０キロジュールである。癌性または前癌性組織を破壊するマイクロ波エネルギー照射量の総量は約１７５キロジュールである。しかし、ある条件下では、必要なマイクロ波エネルギー照射量が２５キロジュールと低い場合がある。
【００５４】
以下の表２に、４つの試験に関する胸部組織圧縮厚さを列挙する。最小圧縮厚さ（４．５ｃｍ）が、送られる最小エネルギー照射量（１３８ｋＪ）に対応し、これらはどちらも試験４で現れることに留意されたい。本出願人が見出し、以下に理論的に実証するように、圧縮厚さがより小さければ、癌性、前癌性、または良性病巣を防止する、または破壊する治療を効果的に行うのに必要なマイクロ波エネルギー照射量を（より大きな圧縮厚さに比べて）小さくすることができる。
【００５５】
【表２】
0004988121.tif 000003
【００５６】
これらの臨床研究から、各アプリケータに送られる適切な初期マイクロ波パワーレベル（Ｐ1、Ｐ2）、および処理すべき領域にエネルギーを合焦するための２つのアプリケータ間の適切なマイクロ波位相を選択することが重要であることが明らかになる。胸部圧縮実験から、４つの試験に関して表３に列挙するように以下のデータが得られた。
【００５７】
【表３】
0004988121.tif 000004
【００５８】
表１および３からわかるように、有意な熱照射量を達成するには各アプリケータに関して３０〜４０ワットの初期マイクロ波パワーで十分であった。さらに、アプリケータ間の初期相対マイクロ波位相は、−１０電気度〜−１８０電気度で変化し、明確な傾向に従わず、電界センサを用いてマイクロ波放射線を常に合焦させる必要があることが実証される。
【００５９】
それぞれ試験２および３での比較可能な圧縮厚さ６．５および６．０ｃｍに関し、治療の初めの数分間はマイクロ波パワーレベルを一定に保って腫瘍の線形温度上昇を求める。事実上、これはＳＡＲの測定値を提供する。３０ワットのパワーでは、腫瘍での１℃の温度上昇を達成するのに２．５分かかった。４０ワットのパワーでは、１℃の温度上昇を達成するのにわずか１．５分であった。
【００６０】
ハイパーサーミア治療中、皮膚温度を監視して、数分以上にわたって約４１℃を大きく超える温度に上昇しないようにする必要がある。皮膚に関する等価熱照射量を計算することができ（Ｓａｐａｒｅｔｏ他、Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｒａｄｉａｔｉｏｎ  Ｏｎｃｏｌｏｇｙ  Ｂｉｏｌｏｇｙ  Ｐｈｙｓｉｃｓ、Ｖｏｌ．１０、ｐｐ．７８７−８００、１９８４）、フィードバック信号として使用することができる。通常、数分以上にわたって等価熱照射量を送るのを回避する必要がある。本発明による高い皮膚温度の回避は、治療中にアプリケータに送られる個別のパワー（Ｐ1、Ｐ2）を手動または自動コンピュータ制御によって調節することによって達成される。
【００６１】
本出願人は、治療前および治療中に、ドップラー超音波を使用して腫瘍およびその周囲の胸部組織中の血流を測定して、マイクロ波エネルギー照射量を計画し、調節することができることを見出した。例えば、腫瘍血流量が減少したときには必要なエネルギー照射量がより低く、これは胸部を圧縮したとき、および／または腫瘍を治療温度まで加熱したときに起こる場合がある。あるいは、ニードルバイオプシから胸部腫瘍組織の水分含有量および誘電パラメータを測定し、それを用いて、治療前に必要なマイクロ波エネルギー照射量を求めることができる。例えば、腫瘍での水分含有量がより高く、かつ導電性がより高いと、必要なマイクロ波エネルギー照射量の量が低減する。上述の変数に加え、腫瘍のサイズが、必要なマイクロ波エネルギー照射量に影響を与える。より大きな腫瘍は、より小さな腫瘍よりも加熱が困難であり、大きなマイクロ波エネルギー照射量を必要とする。腫瘍の加熱性を査定するためにマイクロ波エネルギーの低照射量送達を含む初期治療計画セッションを行い、それに続いて、必要な全マイクロ波エネルギー照射量での完全な治療を行うことができる。
【００６２】
簡略マイクロ波放射理論
ハイパーサーミアアプリケータからのマイクロ波エネルギーは、身体近位領域で、アプリケータからの半径距離ｒの逆数として電界振幅が一部変化する球面波として放射される。さらに、この振幅は、身体組織の減衰定数αと、身体内部に進む距離（または深さ）ｄとの積の指数関数として減衰する。電界位相は、位相伝搬定数βと距離ｄの積に従った距離に線形に変化する。話を簡単にするため、本明細書では、アプリケータ放射線が平面波によって近似されるという仮定のもとで二重対向アプリケータを分析する。数学的には、平面波電界と組織内深さの関係が、Ｅ（ｄ）＝Ｅ0ｅｘｐ（−αｄ）ｅｘｐ（−ｉβｄ）によって与えられ、ここでＥ0は表面電界（一般に、振幅と位相角によって表される）であり、ｉは虚数である（Ｆｉｅｌｄ  ａｎｄ  Ｈａｎｄ、Ａｎ  Ｉｎｔｒｏｄｕｃｔｉｏｎ  ｔｏ  ｔｈｅ  Ｐｒａｃｔｉｃａｌ  Ａｓｐｅｃｔｓ  ｏｆ  Ｃｌｉｎｉｃａｌ  Ｈｙｐｅｒｔｈｅｒｍｉａ、Ｔａｙｌｏｒ  ＆  Ｆｒａｎｃｉｓ、Ｎｅｗ  Ｙｏｒｋ  ｐ．２６３，１９９０）。
【００６３】
マイクロ波周波数が９１５ＭＨｚの平面波電磁エネルギーは、腺管状または腺状胸部腫瘍など高水分含有組織では１ｃｍ当たり約３ｄＢの割合で減衰し、通常の胸部組織では１ｃｍ当たり約１ｄＢの割合で減衰する。したがって、単一放射アプリケータは、深い組織を照射するエネルギーよりも、表面身体組織に介入することによって吸収されるマイクロ波エネルギーを大きな割合で有し、表面組織にホットスポットを生成する可能性がある。空気または水を用いた皮膚表面冷却は、最大深さ約０．２５〜０．５ｃｍまでしか組織を保護しないので、ホットスポットを回避するためには、第１のアプリケータと同じマイクロ波放射線振幅を有する第２の位相コヒーレントアプリケータを導入する必要がある。第２の位相コヒーレントアプリケータは、理論上は、パワー（したがってエネルギー）を増大して、パワーを、単一アプリケータ（Ｆｉｅｌｄ  ａｎｄ  Ｈａｎｄ、ｐ．２９０，１９９０）の４倍深い組織まで送られるようにすることができる。
【００６４】
（フェーズドアレイと呼ばれる）２つ以上のアプリケータからの電磁放射線の位相特性は、様々な組織に送られるパワーの分配に顕著な影響を及ぼす場合がある。均質組織の相対比吸収率（ＳＡＲ）は、電界振幅の２乗｜Ｅ｜2で近似される。ＳＡＲは、所与の時間間隔にわたる温度の上昇に比例する。中心組織部位にマイクロ波放射線が合焦される簡略された場合での均質胸部組織を以下に詳述する。Ｆｅｎｎ等による論文（Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍ  ｏｎ  Ｅｌｅｃｔｒｏｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｃｏｍｐａｔｉｂｉｌｉｔｙ、Ｓｅｎｄａｉ、Ｊａｐａｎ、Ｖｏｌ．１０、Ｎｏ．２、Ｍａｙ  １７−１９、１９９４、ｐｐ．５６６−５６９）で述べられているように、胸部ファントム内部の複数のマイクロ波信号反射の効果は無視することができる。
【００６５】
均質な通常の胸部組織での波長（近似誘電率１２．５および導電率０．２１Ｓ／ｍ（Ｃｈａｕｄｈａｒｙ等，１９８４，Ｊｏｉｎｅｓ等，１９９４からの平均値））は、９１５ＭＨｚで約９．０ｃｍであり、マイクロ波損失は１ｄＢ／ｃｍである。減衰定数αは０．１１ｒａｄ／ｃｍであり、伝搬定数βは０．６９ｒａｄ／ｃｍである（４．５ｃｍのファントム厚さでは、左側で放射される単一アプリケータの電界が、表面でＥ0、中心位置（深さ２．２５ｃｍ）で−ｉ０．８Ｅ0（ここでｉは９０°位相シフトを表す）、右表面で−０．６Ｅ0である）。２つの位相コヒーレントアプリケータを組み合わせることで、両表面で電界値０．４Ｅ0、中心位置（深さ２．２５ｃｍ）で−ｉ１．６Ｅ0が生じる。したがって、胸部では、表面でのＳＡＲがかなり低く、中心ＳＡＲの１６分の１である。胸部組織の４．５ｃｍを介して進むマイクロ波場によって受ける１８０°位相シフトが、位相シフト０°で組織に入る場を一部打ち消す、または消す（ｎｕｌｌ）。中心焦点からずれたマイクロ波の破壊的干渉により、表面胸部組織でより低い温度が予想される。対向皮膚表面でのより低いＳＡＲの測定および強化が、マイクロ波エネルギーを胸部内深くに効果的に合焦する。
【００６６】
本発明による適応フェーズドアレイシステムは、共通の発振器１０５によって供給され、２つの電子的に調節可能な位相シフター１２０を含む２つのマイクロ波チャネルを使用して、電界フィードバックプローブ１７５にマイクロ波エネルギーを合焦する。本発明の適応フェーズドアレイシステムは、非適応フェーズドアレイに勝る大きな利点を有する。２つのチャネルを有する非適応フェーズドアレイは、理論上、２つの波が１８０°位相がずれているか、完全に同位相か、または一部位相がずれているかに応じて、それぞれゼロ（ｎｕｌｌ）、最大、または中間電界値を生成することができる。すなわち、本発明によれば、マイクロ波アプリケータに送られるマイクロ波位相を治療前および治療中に−１８０°〜１８０°で調節して、胸部組織内に合焦領域を生み出すことができる。
【００６７】
本発明による適応フェーズドアレイは、組織内に全散乱構造が存在する状態で電界を自動的に合焦するので、このタイプのアレイは、Ｔｕｒｎｅｒに付与された米国特許第４５８９４２３号に記載された手動調節または治療前計画制御フェーズドアレイよりも信頼可能であり深く合焦された加熱を提供するはずである。さらに、本発明による適応フェーズドアレイシステムは、腫瘍部位での電界を散乱する、または変化させる可能性がある侵襲性温度プローブを使用しない。
【００６８】
マイクロ波エネルギーの計算
電気エネルギー消費は通常、キロワット時の単位で表現される。数学的には、アプリケータによって送られるマイクロ波エネルギーＷに関する式は、
【００６９】
Ｗ＝ΔｔΣＰi                                                （１）
【００７０】
で与えられる（Ｖｉｔｒｏｇａｎ、  Ｅｌｅｍｅｎｔｓ  ｏｆ  Ｅｌｅｃｔｒｉｃ  ａｎｄ  Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｃｉｒｃｕｉｔｓ、  Ｒｉｎｅｈａｒｔ  Ｐｒｅｓｓ、  Ｓａｎ  Ｆｒａｎｃｉｓｃｏ、  ｐｐ．３１−３４、  １９７１）。上述の式では、Δｔは、マイクロ波パワーが測定される一定の間隔（単位は秒）を表し、和Σは、治療間隔全体にわたるものであり、第ｉの間隔でのパワーがＰiによって示される（単位はワット）。
【００７１】
マイクロ波エネルギーＷは、ワット秒の単位を有し、これはまたジュールとも表される。例えば、３つの連続する６０秒間隔で、マイクロ波パワーがそれぞれ３０ワット、５０ワット、６０ワットである場合、１８０秒で送られる総マイクロ波エネルギーは、Ｗ＝６０（３０＋５０＋６０）＝８４００ワット秒＝８４００ジュール＝８．４ｋＪと計算される。
【００７２】
二重対向アプリケータによって厚さ（Ｄで表される）が変化する均質な胸部組織の中心位置に堆積される単位時間当たりの合焦エネルギーＷ′（ここで、′はプライム符号）をより良く理解するために、以下の計算を考える。Ｐ1およびＰ2をそれぞれ２つのアプリケータに送られるパワーとする。各アプリケータによって放射される電界は、アプリケータに送られるパワーの平方根に比例する。対称性を仮定すると、放射される電界は、２つのアプリケータからの中心合焦位置で同相である。各アプリケータからの等しいパワー、すなわちＰ1＝Ｐ2＝Ｐ、および平面波照明を仮定すると、中心深さでの単位時間当たりの合焦エネルギーが、
【００７３】
Ｗ′（Ｄ）＝｜Ｅ｜2＝４Ｐｅｘｐ（−αＤ）                    （２）
【００７４】
と表される。式（２）を用いて、表４および７に示されるように、減衰定数０．１１ｒａｄ／ｃｍで厚さが４ｃｍ〜８ｃｍで変化する通常の胸部組織の中心深さにおける単位時間当たりの合焦９１５ＭＨｚエネルギーを計算した。
【００７５】
【表４】
0004988121.tif 000005
【００７６】
また、所与のパワーレベルに関し、焦点位置が皮膚に向かって移動すると共に焦点でより高いエネルギーが生じることも示すことができる。
【００７７】
等価熱照射量の計算
４３℃に関する累積または総等価熱照射量は、和として計算される（Ｓａｐａｒｅｔｏ等、Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｒａｄｉａｔｉｏｎ  Ｏｎｃｏｌｏｇｙ  Ｂｉｏｌｏｇｙ  Ｐｈｙｓｉｃｓ、  Ｖｏｌ．１０、  ｐｐ．７８７−８００、１９８４）。
【００７８】
ｔ43℃等価分＝ΔｔΣＲ(43-T)                                （３）
【００７９】
ここで、Σは、治療中の一連の温度測定値の和であり、Ｔは、一連の温度測定値（Ｔ1，Ｔ2，Ｔ3，・・・）であり、Δｔは、測定値の一定の時間間隔（単位は秒であり、分に変換される）であり、Ｒは、Ｔ＞４３℃では０．５、Ｔ＜４３℃では０．２５である。等価熱照射量計算は、胸部組織および皮膚に対する起こり得る熱的損傷を査定するのに有用である。
【００８０】
シミュレートされた胸部組織における詳細なマイクロ波比吸収率の計算
マイクロ波放射線に露出された通常の胸部組織、および腫瘍を有する通常の胸部組織における加熱パターンを推定するために、３元比吸収率（ＳＡＲ）加熱パターンを、有限差分時間領域理論およびコンピュータシミュレーションを用いて計算した（Ｔａｆｌｏｖｅ，  Ｃｏｍｐｕｔａｔｉｏｎａｌ  Ｅｌｅｃｔｒｏｄｙｎａｍｉｃｓ：  Ｔｈｅ  ｆｉｎｉｔｅ−ｄｉｆｆｅｒｅｎｃｅ  ｔｉｍｅ−ｄｏｍａｉｎ  ｍｅｔｈｏｄ、  Ａｒｔｅｃｈ  Ｈｏｕｓｅ，  Ｉｎｃ．、  Ｎｏｒｗｏｏｄ、  Ｍａｓｓａｃｈｕｓｅｔｔｓ、ｐ．６４２、１９９５）。図７に示すように、これらのシミュレーションは、９１５ＭＨｚで動作する二重対向ＴＥＭ−２導波管アプリケータ（Ｃｅｌｓｉｏｎ  Ｃｏｒｐ．、  Ｃｏｌｕｍｂｉａ、  Ｍａｒｙｌａｎｄ）をモデルすることによって行った。アプリケータをコヒーレントに組み合わせて、厚さ６ｃｍの均質な通常の（脂肪および腺の合わさった）胸部組織における中心位置に放射ビームを合焦した。アプリケータは、適応フェーズドアレイ胸部ハイパーサーミアシステムでの胸部圧縮のために使用されるプレートをシミュレートするプレキシガラスの薄いシートを介して放射するよう仮定されている。
【００８１】
各金属導波管を、高誘電率材料を用いた側壁に装着し、これを使用して、導波管アパーチャ内部で放射線を合致させ、成形する。導波管アプリケータは、図８におけるようにｙ方向に電界を位置合わせした状態に線形に偏向する。厚さ３ｍｍのプレキシガラスのフラットシートが各アプリケータに隣接し、導波管アパーチャに平行になっている。２つの対向するＴＥＭ−２アプリケータ間に、厚さ６ｃｍの均質な通常の胸部組織ファントムがある。残りの体積は、空気をモデルする立方体セルで充填する。
【００８２】
ＳＡＲ分散は、電界振幅を２乗し、組織の導電性を掛けることによって計算した。ＳＡＲはしばしば、最大ＳＡＲ値１００％に対するレベルで記述される（通常、有効加熱区域として５０％が指定される）。ＳＡＲは、単位時間あたりの初期温度上昇に比例し、血流および熱伝導効果は無視する。
【００８３】
ＳＡＲパターンを、均質通常胸部組織に関して図９〜１３に示されるように３つの主平面（ｘｙ、ｘｚ、ｙｚ）で計算した。均質通常胸部組織でのＳＡＲ側面（ｘｙ平面、ｚ＝０）パターン（７５％および５０％の等高線を描く）を図９に示す。パターンは通常、ベル形をしており、ＴＥＭ−２アプリケータ間に中心がある。図１０には、上面（ｘｚ平面、ｙ＝０）ＳＡＲパターン（７５％および５０％の等高線を描く）を示す。このパターンは、３つのローブ形楕円５０％ＳＡＲ領域によって取り囲まれた小さな楕円形の７５％ＳＡＲ領域を示す。７５％ＳＡＲのサイズが小さいのは、このタイプのアプリケータに関して放射された電界のモード形状のためである。図１１には、ＳＡＲパターン（７５％および５０％の等高線を描く）の端面（ｙｚ平面、ｘ＝０）を示す。このパターンは、ほぼ導波管アパーチャのサイズである３つのローブ形楕円５０％ＳＡＲ領域によって取り囲まれた小さな円形の７５％ＳＡＲ領域を示す。
【００８４】
図９〜１１に示される結果は、ＴＥＭ−２導波管アプリケータを用いた適応フェーズドアレイによって深い胸部組織の大きな部分を加熱することができ、その一方で表面組織が実質的に加熱されないことを示す。この大きな加熱領域に露出された高水分含有組織は、その周囲の通常胸部組織よりも優先的に加熱される。選択（優先）加熱を実証するために、球形であり直径１．５ｃｍの２つのシミュレート腫瘍（誘電率５８．６、導電率１．０５Ｓ／ｍ）を、５ｃｍスペーシングを有する通常の胸部組織内に埋め込んだ。上面に関するＦＤＴＤ計算を図１２に示す。この結果を図１０と比べると、ＳＡＲパターンが大幅に変更されており、２つの高水分含有腫瘍領域が選択的に加熱されることが明らかである。選択加熱の鋭さを示すために、ｘ＝０ｃｍでｚ軸に沿って計算されたＳＡＲパターンを図１３に示す。２つの腫瘍の位置に鋭いピークが見られ、ここでも周囲の通常胸部組織よりも高水分含有癌が選択的に加熱されることが実証される。繊維線種および嚢胞など良性胸部病巣に関しても同様の結果が予想される。
【００８５】
本発明を、本発明の好ましい実施形態に関して特に図示し、説明してきたが、頭記の特許請求の範囲によって定義された本発明の精神および範囲を逸脱することなく本明細書において形態および詳細に様々な変更を加えることができることを当業者には理解されたい。例えば、本明細書に記述したハイパーサーミアシステムは、胸部癌および良性胸部病巣の治療に関するものであるが、本発明を、前立腺、肝臓、肺、または卵巣などにおける他のタイプの癌、および良性前立腺肥大症（ＢＰＨ）など良性の疾病の治療に適用することもできる。また、より多数または少数のアレイアンテナアプリケータまたは単一アンテナアプリケータを使用して同様の結果を得ることができることも理解されたい。本明細書に記述した方法および技法のいくつかを、超音波ハイパーサーミアシステム、特にフィードバック制御用のエネルギー照射量の使用に適用することもできる。本発明を、放射線療法を改善するために使用する、あるいは熱感受性リポゾームを使用する標的薬剤送達および／または標的遺伝子療法送達のために使用することもできる。本発明はまた、工業用加熱のために使用されるものなど非医療ハイパーサーミアシステムにも利用可能である。
【図面の簡単な説明】
【図１】  女性の乳房の詳細な側面図である。
【図２】  乳房の腺管および腺組織における腺管癌および小葉癌の進行例を示す図である。
【図３】  ３つの異なる研究について、正常乳房組織および乳房腫瘍に対する誘電率および電気導電率の計測値を示す図である。Ｂ（Ｂｕｒｄｅｔｔｃ）と名付けられた研究は、乳房の皮膚を通して測定され、ＣとＪと名付けられた他の研究と違いがあることを説明している。
【図４】  乳房の脂肪質、腺／結合組織、良性線維腺腫および乳房癌の計測された水分含有量を示す図である。
【図５】  圧迫下で乳房を加熱する本発明によるシステムを示す図である。
【図６】  乳房が圧迫され、Ｅフィールドプローブが乳房の所望の焦点深さに挿入された状態でうつ伏せ位置の患者を示す図である。
【図７】  圧迫された乳房組織厚の関数として計算された焦点マイクロ波エネルギーを示す図である。
【図８】  乳房を加熱する時に使用される、コンピュータでシミュレーションされた２重対向マイクロ波導波路アプリケータの３次元視である。
【図９】  中心焦点を持つ均質な正常乳房組織における９１５ＭＨｚ特定吸収率（ＳＡＲ）加熱パターンの計算された側面図である。
【図１０】  中心焦点を持つ均質な正常乳房組織における９１５ＭＨｚＳＡＲ加熱パターンの計算された上面図である。
【図１１】  中心焦点を持つ均質な正常乳房組織における９１５ＭＨｚ特定吸収率（ＳＡＲ）加熱パターンの計算された端面図である。
【図１２】  ２つのシミュレートされた乳房腫瘍、それぞれが１．５ｃｍの直径を持ち、５ｃｍ離れて配置されている乳房腫瘍がある時の９１５ＭＨｚＳＡＲ加熱パターンの計算された上面図である。５０％ＳＡＲ境界は選択的加熱を示す腫瘍と整合している。
【図１３】  ２つのシミュレートされた乳房腫瘍、それぞれが１．５ｃｍの直径を持ち、５ｃｍ離れて配置されている乳房腫瘍がある時の（図１２の中心面を通した）９１５ＭＨｚＳＡＲ加熱パターンの計算された直線断面図である。ＳＡＲは、選択的加熱を示す腫瘍と整列する鋭いピークを持つ。
【図１】
0004988121.tif 000006
【図２】
0004988121.tif 000007
【図３】
0004988121.tif 000008
【図４】
0004988121.tif 000009
【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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