JP2010532212A - 統合化されたプロトンビームおよび治療磁気共鳴治療の方法 - Google Patents

Abstract

時間領域の放射ビームの治療標的への変調された適用のステップと、放射ビームのエネルギーピークに関して位相外れ適用期間の間に、変調された磁気共鳴（ＭＲ）信号の時間領域の適用を治療標的に提供するステップとを含む治療処置の方法。前記放射ビームがプロトンビームを含み得る。前記放射ビームがＸ線ビームを含み得る。前記磁気ＭＲ信号が電子磁気共鳴（ＥＭＲ）信号を含み得る。前記方法は前記治療標的に向けられた導電性トロイドによって前記ＭＲ信号を提供するステップを含み得る。

Description

（本発明の分野）
本発明は一般に、マイクロビームＸ線およびプロトン放射を、主として癌腫瘍処置のために実行する方法に関するが、核あるいは電子の磁気共鳴の電磁波の配列とインビボあるいはエクスビボで統合されて、そうでなければ所定の手順で要求されるＸ線あるいはプロトン放射のレベルを減少することによって、腫瘍内でのビーム効果を制限するものに関する。本発明はパーキンソン振せんの処置およびガンマナイフを有する他の用途に適用可能でもある。別の可能な効果的な用途は、プロトンビームが処置標的により効果的であるようなビームイオン移動である。

（本発明の背景）
手術、化学療法、および放射治療のようなものによる、悪性状態の伝統的な処置は多くの場合において、好ましい結果を示してきたが、一方ですべての場合に完璧に満足いくほどに効果的であることには失敗している。しかしながら、放射治療における歴史的かつ継続的な問題ならびに限界は、最大許容線量と許容できないレベルの標準組織の毒性が発生する線量との比として定義される、すなわち効果的な腫瘍制御のために要求される最小の線量を決定あるいは確立するための、いわゆる治療インデックスを最大化することであり続けた。この目的はしかしながら、中枢の神経系、肝臓の癌、および様々な形式の転移性腫瘍を含む様々な癌の処置において達成することが特に困難であることが証明されてきた。

毒性の一般的な問題にもかかわらず、脊髄および脳の転移性腫瘍の処置比率は、伝統的な外科手術技術およびプロトンビーム治療を用いては、数年で目に見えるほどには改善されてきていない。これは悪性のＣＮＳ腫瘍に発射され得る線量が、標準の脳あるいは脊髄の放射に対する最大許容量によって制限されることによる。最近、治療目的のＸ線のマイクロビーム放射、グリッド放射、および空間細分化の概念が現れてきた。これは様々な臨床環境で、例えば前立腺癌の処置において有用であることがわかった。３次元イメージングはマイクロビーム放射と組み合わせて採用されることで、プロトン処置が過去におけるよりも、より有利に向けられることを可能にする。Ｘ線も、伝統的なＸ線が電荷および質量を欠くことにより、対象の組織の表面あるいは表面近くにそのエネルギーを消散する結果になり、癌の場所を越えて望まれないエネルギーを散乱する傾向もよりあるので、皮膚あるいは組織表面の悪性腫瘍の処置における解決策として不足していた。このエネルギー配置の望まれないパターンはプロトンビーム治療における問題でもあり、健康な組織への不必要なダメージになり得、医者が癌を効果的に制御するために十分な放射を用いることをしばしば妨げ得る。

プロトンビーム戦略は、ドーパントの電子の殻の構造のために標的の組織によって吸収される標的の線量の総量を増す、造影剤を有する悪性な組織の処置あるいは投与を含み、この方法は一般にプロトン活性化治療として参照される。

最近、２方向にインターレースされたマイクロビーム放射治療（ＢＩＭＲＴ）（Ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ Ｉｍｐｌｅｍｅｎｔｉｎｇ Ｍｉｃｒｏｂｅａｍ Ｒａｄｉａｔｉｏｎ ＴｈｅｒａｐｙというタイトルのＤｉｌｍａｎｉａｎらに発行された特許文献１（２００７）を参照）の概念が従来技術に現れた。Ｄｉｌｍａｎｉａｎの教示は、プロトンあるいはＸ線マイクロビームの交差のあるいは非交差の配列の使用、すなわち２つの空間的に別個のマイクロビーム進路の使用、好ましくは第３のマイクロビーム進路との併用の教示である。第１および第２のマイクロビーム進路は互いにインターリーブされ得、その一方で第３のマイクロビーム進路は第１および第２の進路に対して角度をなして回転され、横に移される。Ｄｉｌｍａｎｉａｎの教示および本発明者に知られた他の従来技術はしかしながらなお、電磁放射の単一形態の使用のものであり、しかしながら対象の腫瘍の「標的にする」ことをアシストするコントラストの使用の有り無しにかかわらず、互いに共同運転するビームあるいはマイクロビームの数は大きい。

米国特許第７，１９４，０６３号明細書

本発明は、様々な形式の既知のＸ線およびプロトンビーム治療を有する、核あるいは電子が共鳴する電磁共鳴のインビボかあるいはエクスビボかのどちらかでの（腫瘍接触に先立っての）同時使用の観点で、上記および他の既知の従来技術からの逸脱である。

（本発明の概要）
本発明は核あるいは電子の磁気共鳴信号および標準のプロトンあるいはＸ線放射治療を有する、悪性組織の同時処置に関する。

Ｘ線およびプロトンビーム治療の効果性を、その毒性を減少することで改善することが本発明の１つの目的である。

ガンマナイフ手術の有用性および効果性を高めることが別の目的である。

本発明の上記およびさらに別の目的ならびに利点が、ここにこれから示される以降の図の簡単な記載、本発明の詳細な記載、およびここに添付される特許請求の範囲から明らかになる。

図１は二重の散乱形式のプロトンビーム発射システムの概略図である。 図２は図１に示された形式のシステムのプロトンビーム治療に治療磁気共鳴（ＴＭＲ）を結合する本発明の方法を示す概略図である。 図３は図１のシステムの線量制御アセンブリーのフローダイヤグラムの図であり、ＴＭＲ信号の適用の、プロトンビームからの位相のずれを示す。 図４は図１から図３に示されているシステムの放射制御のフローダイヤグラムの図である。 図５は図２のものの代替的な実施形態の概略図であり、そこではＴＭＲが、その磁場パターンを電気的なエネルギーに伝え、プロトンビームに磁気双極子スピンを伝え、結果としてプロトン源のプロトンへの磁気双極子モーメントを生成するために、エクスビボで適用される。 図６は本発明の方法のさらなる実施形態であり、そこではＴＭＲが同軸の導波管に適用され、導波管の中でプロトンビームがその軸のガイドを介して発射され、こうして、治療の等角点に発射されるプロトンに磁気的なスピンが伝えられる。 図７は図３の左下に示される波を発生させるのに用いられる、システムの電子磁気共鳴（ＥＭＲ）部分を備えるＴＭＲを示すブロックダイヤグラムの図である。 図８は治療処置の等角点に適用され得るモジュールのブロックダイヤグラムの図である。 図９と図１０はそれぞれ、健康な組織の共鳴ピークの波形である。 図９と図１０はそれぞれ、健康な組織の共鳴ピークの波形である。 図１１と図１２はそれぞれ、本明細書の処置を必要とするような異常組織の信号およびスペクトル波形である。 図１１と図１２はそれぞれ、本明細書の処置を必要とするような異常組織の信号およびスペクトル波形である。 図１３と図１４はそれぞれ、治療標的への処置波の発射を示す信号およびＥＭＲピークスペクトルのダイヤグラムである。 図１３と図１４はそれぞれ、治療標的への処置波の発射を示す信号およびＥＭＲピークスペクトルのダイヤグラムである。 図１５はＥＭＲの組織インピーダンス測定アセンブリーのブロックダイヤグラムの図である。 図１６はＲＦインターフェイスを有するＥＭＲ患者処置アセンブリーのブロックダイヤグラムの図である。 図１７はＥＭＲアセンブリーのＰＣからＲＦへのインターフェイスの図である。 図１８は、電気的に充電された円錐形の導波管が、プロトン源から放射されたプロトンの速度を減じたり進路を変更するために用いられる、本発明のさらなる実施形態の概略図である。 図１９は、同軸の導波管が、放射されたプロトンの速度を電気的に減じたり進路を変更するために用いられる、図１８の実施形態と同様の原理を用いた実施形態である。 図２０は、電子ビームの周波数、方向、およびエネルギーを反映する螺旋形の形状を有するＥ×Ｂベクトルを提供し、プロトンビームの速度を減じ、その磁気的な特性を修正するために、電子ビームが源のビームの角度に対してある角度で提供される、本発明のさらなる実施形態の概略図である。 図２１は、プロトンビームの速度および進路を修正するための縦方向のキャパシターを用いる実施形態である。 図２２は、ＥＭＲおよびプロトンビームアセンブリーが反対方向から標的に向けられる、さらなる実施形態を示す。

（本発明の詳細な説明）
図１の概略図を参照して、散乱法形式の典型的な従来技術のプロトンビーム発射システム２１が示されている。この形式のシステムは、少なくとも２００１年以降は知られているが、プロトン源２０（本発明の背景を参照）、正確なプロファイルモニター２２、バイナリー形式の第１の散乱面２４、第２の散乱エレメント２６、第１の線量モニター２８、リッジフィルター３０、およびレンジシフター３２を含む。想像線は第２のエレメント２６、第１の線量モニター２８、およびリッジフィルター３０の空間的な調整可能性を示す。プロトンビーム散乱の目的は、ビーム２０を横断面内で広げ、治療標的エリアすなわち等角点３４を広くすることである。システム全体の軸は放射軸３６と同様である。第１の散乱面２４の厚みおよび第２のエレメント２６の材料は、システムによって発射される、典型的には１２５から２５０Ｍｅｖの範囲内にあるそれぞれのエネルギーを制御する。レンジシフター３２の次に、ビーム平坦性をモニターして標的５０の等角点３４において均一なエネルギーを得るための平坦性モニター３８が続く。図２を参照。典型的に、最大使用可能放射場は直径２０ｃｍの円形領域であり、約３０ｇ／ｃｍ^２の最大深さを有する。そのようなエネルギー調整を達成するために、リッジフィルター３０が、０から約１２５ｍｍ水当量の範囲で各々１ｍｍのステップサイズで処置深さにおけるシフトを達成するように用いられる。リッジフィルター３０は、異なる厚みのバーを通過するプロトンが異なる処置深さにおいてブラッグピークを生成するように、金属バーの配列を用いている。

平坦性モニター３８の次にはコリメーター４０、エネルギーモニター４２、ボルス４４（レンジ補償器）、および患者コリメーター４６が続く。コリメーター４０および４６の機能は、横の面における最大プロトンエネルギーを、処置される腫瘍あるいは組織の構成に最良に適合するように向けることである。

概略図的に図２に示されているものは図１のアセンブリー２１全体であり、これはプロトンビーム源２０、放射軸３６、等角点３４および処置標的５０を含んでいる。図２の左下に横に示されているものが、治療標的５０に向けられた治療磁気共鳴（ＴＭＲ）信号アセンブリー５３である。この入力が、本発明者の前記の米国出願第１０／８５６，６５２号内で教示される電子磁気共鳴（ＥＭＲ）あるいはより伝統的な形式の核磁気共鳴（ＮＭＲ）の両方を含み得ることは、理解される。図２の概略図にトロイダルコイル５２が示されており、電子は（以下でさらに十分に示されるように）時間領域基準でこのトロイダルコイルを通り過ぎ、これによってトロイドの軸に沿って時間領域および空間的な磁気信号を発生し、標的５０において出力Ｂ（ｆ（ｔ））を生成する。システム２１のプロトン出力２０Ａと、コイル５２のＥＭＲ信号出力５４との間の時間領域の関係が、図３のブロックダイヤグラム図に示される。そこから、本発明の顕著な局面が、ＴＭＲコイル５２の結果としての磁気信号５４の位相からオフセットされた時間領域の位相で、低減されたエネルギーのプロトンビーム２０Ａを提供することであることは、認識され得る。これは図３に示されるそれぞれの正弦パターンによって表わされ得、ここではプロトンビーム２０ＡのエネルギーピークがＴＭＲアセンブリー５３の磁気信号出力５４の位相から１８０度ずれた位相であり、結果としては、低減されたプロトンビームエネルギーがＴＭＲアセンブリー５３の負の期間あるいは停止期間中に用いられ得る。そして、ＴＭＲの本来の治療効果に起因して、逆も同様である（以下でおよび本発明者の前記の係属中の出願においてより十分に議論される）。プロトンエネルギーの低減されたレベルは、もし処置モードであればＸ線エネルギーと同様に、匹敵する治療結果あるいは改善された治療結果を達成するためにこのように要求され、追加の利点は標的領域における健康な組織へのダメージの低減である。

認識され得るように、プロトンあるいはＸ線ビーム２０Ａの両方の多くの他の波形およびそれらの組み合わせ、あるいは１つの物理療法処置の信号から相対的に他の処置の信号への間の多くの他の間欠期間が、実験で当業者に明らかになる。

図３は図１の線量制御アセンブリーのフローダイヤグラムである。

図４に、図１から３を参照して示され記載されたシステムに対する典型的な放射制御センターが示されている。そこから、治療に先立って、図４に示されたプロセスフローに従って装置の放射パラメーターがセットされることが認識され得る。さらに具体的には、医用イメージデータベースは、先立つあるいは同時の磁気イマジニング（ＭＲＩ）、コンピュータートモグラフィ（ＴＣ）、Ｘ線イメージング、リアルタイムデジタルラジオグラフィ（ＤＲ）、および処置計画機能からのイメージを含む。それはガンマナイフおよび定位的なイメージングも含み得る。放射データベースは計画データ、および加速器の放射の使用パラメーターを制御する。図４のフローダイヤグラムから、本発明を従来技術のものに統合するのに必要な制御が現代の電子技術および制御技術の観点から比較的明瞭であることは、容易に認識され得る。ＴＭＲアセンブリー５１のブロックダイヤグラムが図７に示され、以下に記載される。組織内においてより多くのイオン移動を生成することによって、組織はより少ないパワーでより多くのビームエネルギーを吸収することができる。ガンマナイフ適用はナイフレスの脳手術を可能にし、１４４個のフォーカス穴を有するヘルメットを含み、その穴の中で３Ｄ定位イマジニングによって決められた中心点でＸ線あるいはプロトンビームが収束する。各ビームはそれ自体は弱いが、収束する場所では腫瘍を消滅させるに十分なほどに熱い。３Ｄイメージングは熱い収束点が腫瘍の輪郭をたどるのを可能にする。現在の技術に記載されているものと同じ、Ｘ線あるいはプロトンビームの様々な角度を用いて、これらのビームにＴＭＲを適用したり、あるいは定位的な３Ｄイメージングを用いてＴＭＲビームを導くことが可能である。

図５に本発明（図２に示されたものの代替的な方法）の別の実施形態５５が示されており、そこにはＴＭＲ発生器５３Ｂによって発生させられたＴＭＲ波５６が示されている。ここで、ＴＭＲ波５６はプロトンビーム２０とエクスビボで相互干渉し、ビームを、ビーム２０の電気的な特性と波５６の磁気的な特性との間のＥ×Ｂベクトルの相互干渉の効力によってそこに引き起こされるＴＭＲ波５６の特質を有するビーム２０Ｂに修正する。このプロセスは、低減されたエネルギーのプロトンあるいはＸ線入力２０の使用を可能にし、一方で、電子磁気共鳴治療あるいは核磁気共鳴治療の本来の治療利点に起因して、組織５１の標的５０において匹敵する治療結果あるいは改善された治療結果を達成しているものと考えられる。

図６に、本発明によるシステムおよび方法のさらなる実施形態６０が示されており、そこではＴＭＲ発生器５３Ｃが外側の同軸の導波管６４に磁気的な北すなわち正の出力６２を提供し、内側の同軸の導波管６８に負すなわち磁気的な南の出力６６を提供する。その結果、外側の同軸の導波管６４と内側の同軸の導波管６８との間の環状のスペース６９に、振動する放射状の磁場が存在し、再び結果として、図５の実施形態の場合と同様に、領域６９のＴＭＲ場の磁気的な特性とプロトンビーム２０の電気的な特性との間に交差するベクトルの相互干渉が存在し、異なるビーム２０Ｃを生成する。同様に、プロトンの本来の磁気双極子モーメントは内側の同軸の導波管と外側の同軸の導波管との間の環状のエリア６９に生成される場による影響を受け、こうしてＥＭＲ治療あるいはＮＭＲ治療の治療特性の一部をプロトンビームに伝え、源２０における要求される入力エネルギーを低減する。

図７にＥＭＲシステム１２４の主要な構成要素のサブシステムが示されており、これらは、ローカル処置コントロール１３２、ディスプレイ１３４、ステータスＬＥＤ１３５、データを記録する目的で用いられるメモリー１５０、およびＤＣ−ＤＣコンバーター１５２を有するマイクロコントローラー１４９を含んでいる。気付かれ得るように、コンバーター１５２の出力はパルスジェネレーターならびに電流および電圧の制限手段を含むレベルシフト手段１５４に入る。前記手段１５４の出力は、皮膚および組織の測定に関連した電圧および電流の同時検知のために手段１５６に提供される。その出力は、ラジオインターフェイスユニット１２４を介してＰＣ１１２とともに動作する前記マイクロコントローラー１４９に提供される。システム１２４はバッテリーパック１５８およびその充電器１６０も含む。

プローブ（あるいは誘導コイル）５３および５５への入力は前記のデュアルな電圧および電流検知手段１５６を介して提供される。磁気共鳴変動が測定されるエリアが２つあることが気付かれる。第１は誘導コイル５２を介してであり、第２は処置測定プローブ５３を介してである。より多く位相がずれると（異常あるいは電子エネルギーのロス）、測定される振幅はより小さくなり、そこを通過する電磁束はより大きくなる。図１１、１２を参照。

図８に刺激モジュール１０４および、より具体的には、過電圧および過電流のソフトウェアモニタリング手段１６２、関連する電極あるいは誘導コイルモニタリング手段１６４、およびラジオインターフェイスユニット１２４から受信されたデータを処理するための関連するＲＦ手段１６６、およびローカル処置コントロール１３２からのデータを処理するための手段１６８が示されている。

プローブ５３／５５およびパッド１１６に関連する電極、すなわちワイヤを介して接続された２つの電極であって、その２つの電極のうちの１つの電極がリニアな電位差計に提供されている、２つの電極が処置される組織５０に提供されるエネルギーの強度を調整あるいは選択するために用いられることが、認識される。複数の安全上の特徴が、視覚かつ／または聴覚の警告手段、振幅制限手段（ブロック１５６毎）、振幅オーバーライド手段、振幅ランプバック手段、および患者コントロール手段を含み、本システムに組み込まれる。そこでは機能マネージメントユニット１０１からシステム５１に送信されたデータは刺激周波数、刺激デューティサイクル、および他の患者閾値情報（患者履歴に基づく）を含み、その結果、患者側の強度設定を最適化する。ＰＴＵとＦＭＵとの間に伝達されるデータは、皮膚電圧、電磁束および皮膚と電圧電流との間の電流位相（図１５を参照）、組織電圧および電流、組織電圧と電磁束および電流との間の位相、ならびに刺激のオン／オフ状態（図１６を参照）を含む。ＴＭＲシステム５１はＥＭＲあるいはＮＭＲシステムであり得ることが気付かれる。

重要なことに、ローカルコントローラー（図１７参照）は、ＥＭＲシステムが用いられる場合、様々なＡＩアルゴリズムを用いる。すなわちＥＭＲシステムのＬＣチューニングは様々なアルゴリズムを用い、処置の第１番目の基準として損傷組織のいわゆる反転波形で始め、これはロバストな確率論モデルによって引き継がれ、ＦＭＵ１０１が洗練された処置あるいは補正信号を提供できるように適切な刺激プロファイルを発生させる。ここでは少なくとも３つのモデルあるいはアルゴリズムが意図され、これらは以下を含んでいる
− シーケンシャルで、適応性の自己学習方法およびインプリメンテーション（１対の単一電極に対して）、
− ブロック適応性の自己学習方法およびインプリメンテーション（１つの電極配列に対して）、
− １次元および多次元のニューラルネットワークベースのコントローラーアルゴリズム、
− シーケンシャルデータ自動復帰方法およびインプリメンテーション（１対の単一電極に対して）、
− ブロックデータの自動復帰方法およびインプリメンテーション（１つの電極配列に対して）。

加えて、ＦＭＵの測定モジュールのフィルタリングは、波形のリップルとして典型的に現れるエラー信号を除去し、その結果自己学習の複数電極のＰＴＵからの補正あるいは処置信号の発生を可能にし、その結果痛みの抹消および究極には対象の状態の長期間処置における高効率性を有する。

溝間の波形相関を発生させるためにアルゴリズムの組み合わせが用いられ得、組織損傷、処置プロファイル、およびそれに関連するピーク共鳴のモデリングに対する、モデル分析および学習カーブの促進の収束を保証する。

要約すると、ＥＭＲ技術は処置信号において１ヘルツから１Ｇヘルツの周波数、および０．１から１０テスラを用いており、処置される組織の測定される波形の位相外れの共鳴ピークを増加、減少、平坦化、または無効化する。同様に、測定モジュールによって得られた異常な組織信号を処置するために適用される補正あるいは処置信号が、自己学習の複数電極ＰＴＵによって知能的に発展させられる。自己学習の複数電極のＰＴＵにおいて、組織プロファイル、ピーク共鳴コード、および医用状態の配列における効果的治療のためのこの情報の使用を最適化するのに必要なモデルの収束および効率的な発展を保証するために、様々な発見アルゴリズムが用いられる。

組織プロファイルおよびピーク共鳴コードのライブラリーは、各患者に対するプロファイルおよびＥＭＲ共鳴コードの別個のライブラリーの発展の中でシステムにおいて用いられ得、また、反転波形の発生（以下の図１３、１４の議論を参照）あるいは処置目的で用いられ得る、多くの形式の健康な組織のベースラインあるいは電磁気的な構造としてもシステムに用いられ得る。それゆえに、組織プロファイルおよびピーク共鳴コードの履歴ライブラリーは確率論的なモデルに統合され得、上述のように、洗練された処置あるいは補正信号を可能にするために適切な刺激プロファイルを発生させ得る。ここにおいて単純な低次のローパスフィルタープロセスが、信号リップルを削除するために、始点を構成する。

次のステップは典型的に、図１１および図１２に示されるパターンとは反対の磁気単一パターンの発生である、反転波形あるいは反転ＥＭＲスペクトルの発生である。この反転パターンの適用は、異常組織の「病気」信号上に課されたパルス幅変調（ＰＷＭ）プロセスを有し、図１３に示される。その結果、システムは、前記組織信号の位相外れの共鳴の波形とは実質的に反転したＥＭＲピークスペクトルの波形を発生させその波形を上記組織に適用させ、その結果異常に関連する信号のＥＭＲピークを増加したり無効にする。図１４を参照。

ＴＭＲシステムの要素は以下のように要約される。（ａ）約０．１ガウスと約１０テスラとの間の強度を有し、約１Ｈｚと約１ＧＨｚとの間のＲＦスペクトルを横切る磁場を変調する手段、（ｂ）前記組織を前記変調された磁場にさらす手段、（ｃ）結果として生じる、前記組織によって放射される信号の電子磁気共鳴（ＥＭＲ）ピークを測定する手段であって、前記ＥＭＲピークの各々のピークが同相のＥＭＲか異相のＥＭＲかのいずれかを表現している、手段、および（ｄ）前記ＥＭＲ組織信号の前記位相外れの共鳴の波形とは実質的に反転した波形を発生させその波形を前記組織に適用する手段であって、その結果前記組織の前記異常に関連する前記信号の異常なＥＭＲピークを増加、減少、または無効化する手段。

図１８に、静電気で充電された円錐形の導波管７２が用いられる、本発明のさらなる実施形態７０が示されており、その効果は、プロトンビーム２０の速度を減ずることである。その変形において、正弦の、交互性の、あるいは間欠の電気信号が、プロトンあるいはＸ線２０の電気双極子モーメントに影響を与えて、修正された処置波２０Ｄを生成するために、導波管７２に適用され得る。

図１９に図１８の実施形態の変形が示されており、そこではしかしながら、電場あるいは波形が内側の導波管８２と外側の導波管８４との間に適用され、それぞれの導波管の間の環状の溝８６内に振動する電場を生成し、これは次に、放射ビーム２０のプロトンの電気双極子モーメントの修正を引き起し、標的５０にコリメーター４６Ｅを介して適用される電気的に修正されたビーム２０Ｅを生成する。

ビーム２０の電気双極子モーメントを変更する別の戦略が図２０の実施形態９０に示されている。そこでは、電気信号９２がシステムの放射軸３６に対して横断的にあるいはある角度で通る。

図１９および図２０の実施形態のさらなる変形が図２１の実施形態１００に示されており、そこでは振動する信号１０２が円筒状の導波管１０４に適用される。あるいはそれとは代替の実施形態では、図２１は、それの反対のプレート１０５と１０７との間の場の強度が時間および空間の関数として、修正されたビーム２０Ｇを生成するために患者の治療ニーズによって指図され得るように変化するＡＣキャパシターの縦方向の断面図とも考えられ得る。

図２２に、２つの同軸のガイドを１８０度で互いに向けて用い得、１つのプロトンおよび１つのＴＭＲが中間の病巣で互いをねらう実施形態２００が示されている。

本発明の好ましい実施形態（図２）が示され記載されてきたが、本発明は本明細書に特に示され記載されたものとは別の方法で具体化され得ること、および前記の実施形態内において、本明細書で上述された本発明の基礎となる考えあるいは原理から逸脱することなく、ある変化が部分の形態および構成においてなされ得ることが認識されるべきである。

Claims (10)

1. （ａ）時間領域の放射ビームの治療標的への変調された適用のステップと、
   （ｂ）該放射ビームのエネルギーピークに関して位相外れの適用期間の間における、変調された磁気共鳴（ＭＲ）信号の該治療標的への時間領域の適用のステップと
   を含む治療処置の方法。
2. 前記放射ビームがプロトンビームを含む、請求項１に記載の方法。
3. 前記放射ビームがＸ線ビームを含む、請求項１に記載の方法。
4. 前記磁気ＭＲ信号が電子磁気共鳴（ＥＭＲ）信号を含む、請求項１に記載の方法。
5. 前記ＭＲ信号が核磁気共鳴信号を含む、請求項２に記載の方法。
6. 前記治療標的に向けられた導電性トロイドによって前記ＭＲ信号を提供するステップをさらに含む、請求項１に記載の方法。
7. 前記ＭＲ信号が、前記標的組織の位相外れのＭＲ応答の波形と実質的に反転した波形を定義し、その結果組織異常に関連する該位相外れの応答の異常なＭＲピークを増加、減少、または無効化する、請求項１に記載の方法。
8. 前記ＭＲ信号が電子磁気共鳴（ＥＭＲ）を含む、請求項７に記載の方法。
9. 前記ＭＲ信号が、前記標的組織の位相外れのＭＲ応答の波形と実質的に反転した波形を定義し、その結果組織異常に関連する該位相外れの応答の異常なＭＲピークを増加、減少、または無効化する、請求項２に記載の方法。
10. 前記ＭＲ信号が電子磁気共鳴（ＥＭＲ）を含む、請求項９に記載の方法。

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