JPH09506282A - 腫瘍の熱療法のためのコバルトパラジウムのシード - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 癌化組織を治療するためのＣｏＰｄサーモシードである。合金成分はキュリー点温度が治療温度範囲に落ち着くように選定される。その磁化対温度の特性は、キュリー遷移まで実施する勾配を示し、この合金で作られたサーモシードはＭ−Ｔ曲線の最大位置付近で最適化される。

Description

【発明の詳細な説明】 腫瘍の熱療法のためのコバルトパラジウムのシード 発明の背景 １．発明の分野 本発明は一般に高体温（ｈｙｐｅｒｔｈｅｒｍｉａ）熱療法によって癌化組織 を治療する装置および方法に係わり、更に詳しくは所定の周波数および磁界強度 の振動磁界を当てられたときに、そのシード（ｓｅｅｄ）が移植されている周辺 組織を制御状態のもとで加熱するようになす、組合わされた特性を示す改良した 熱シードすなわちサーモシード（ｔｈｅｒｍｏｓｅｅｄ）に関する。 ２．従来技術の説明 ラジオロジック クリニックス オブ ノース アメリカ誌、１９８９年５月 発行、第２７巻、第３号に発表された「強磁性のサーモシードによる高体温の実 際の状況」と題する論文において、イワン・エー・ブレゾビッチ氏およびルビー ・エフ・メレディス氏（両名ともその後米国アラバマ州バーミンガムのアラバマ ユニバーシティーに勤務）は、強磁性合金線材の小片を組織内部に間入的（ｉｎ ｔｅｒｓｔｉｔｉａｌｌｙ）に移植した後、それに外部から所定の周波数および 磁界強度の振動磁界を当てて、体内の該小片すなわちサーモシードの誘導加熱を 生じるようにして行う腫瘍治療の学術論文を掲載した。この論文は、適当なキュ リー点を有する強磁性材料を選択することにより、サーモシードの温度が非磁性 となるキュリー点に接近することでそのシードが自己調整するようになすことを 指摘している。このブレゾビッチ氏他の論文は、鉄、ニッケル、コバルトなどの 強磁性元素は治療範囲を遥かに超える高いキュリー点を有しており、このキュリ ー点は非磁性元素を強磁性基金属に混合させることで低下できることを更に指摘 している。パラジウム、銅およびけい素を混合されたニッケル、ならびにプラチ ナを混合された鉄が示唆されている。 コーニング グラス ワークス（Ｃｏｒｎｉｎｇ Ｇｌａｓｓ Ｗｏｒｋｓ） に譲渡された「癌治療のための無線周波数による誘導高体温」と題する米国特許 第４３２３０５６号は、或る寸法、組成、濃度および磁気特性を有する磁界感応 結晶が癌化組織の内部に注入された後、その部位に高周波磁界を当ててヒステリ シス加熱を行い、結果として高体温とする方法を記載している。特に、その特許 はマトリックスとして使用される或る種の有機プラスチック材に鉄含有結晶を組 み入れての使用を開示している。 調査によれば、鉄およびニッケル合金は広く研究され、癌治療におけるサーモ シードとしての候補であるが、コバルト合金は多くの理由で十分に注目されてい なかった。第１に、コバルトのキュリー温度は、ニッケルや鉄のキュリー温度が それぞれ３５８°Ｃおよび７７０°Ｃであるのに比べて、１１３０°Ｃである。 これは、何故ニッケルの二元素合金の研究に多くの注目が注がれるのかを説明す るものと考えられる。磁性合金の金属学的理論によれば、強磁性元素に非磁性添 加物を加えると、その材料の磁化（透磁率）は低下し、同様にキュリー点も低下 する。したがって、低キュリー点の金属との合金はかなり磁気特性を弱化され、 相応にサーモシードとしてはキュリー点より低い温度での熱出力が弱化されるこ とになる。ニッケルは初期キュリー点が最も低いので、治療範囲となるようにキ ュリー温度を変化させるために添加されねばならない非磁性不純物の量は少なく て済む。したがって、この理論にしたがえば、ニッケル合金が鉄またはコバルト よりも良好な透磁率を保持することになる。 キュリー点の低下および透磁率の衰微に加えて、強磁性元素に非磁性添加物質 を加えるとキュリー遷移温度を数度から数十度に広げる傾向を示す。１９３８年 、フランス国の科学者であるビクトル マリアン（Ｖｉｃｔｏｒ Ｍａｒｉａｎ ）はニッケル合金の数多い分析を行い、その多くの合金は強磁性成分が数パーセ ントに減少されたときに５０°Ｃから１００°Ｃの遷移を有しているのを発見し た。これは、たった７％のけい素がそのニッケルとの合金のキュリー点を治療範 囲に含まれている５０°Ｃまで下げるとともに、明確な鋭いキュリー遷移を維持 しているので、それまで他の研究者たちが、ニッケル・けい素合金をサーモシー ドとして実験してきたかの理由であると考えられる。 コバルト・パラジウム（ＣｏＰｄ）合金はパラジウム原子の極性化によって二 元素磁性合金の標準パターンに合致しないことを見出した。僅かに５％のＣｏが 存在する場合であっても、その合金の磁性遷移はたった２°Ｃ〜３°Ｃ台であり 、十分な磁化、それ故に熱出力は遷移領域に達するまで保持される。しかしなが ら、ＣｏＰｄ材料の透磁率はサーモシードとして使用するための調査を受けた他 の幾つかの材料ほど強くない。 実施した実験ではＣｏＰｄ合金の磁化が温度に対してプロットされ、興味を引 く、むしろ予想外の結果を示した。特に、この合金の透磁率はキュリー点より低 い範囲で加熱によりキュリー遷移に達するまで増大するのが見出された。この結 果、その合金で作られた移植体すなわちインプラントおよび外部の磁界発生装置 は、キュリー遷移点に達するまで、シードは加熱されて増大する出力を放射する ように設計できる。Ｍ対Ｔ曲線でのこの局部的なピークの近くでインプラントを 最適化することで、キュリー遷移の数度以内に最高出力を有する非常に有効なオ ンオフスイッチが構成できる。この性能はニッケル・銅のような他の合金では不 可能であり、そのＭ対Ｔ曲線は温度と共に連続的に低下する。 組織の加熱にサーモシードを使用することは、小さな（約０．５ｍｍの半径、 １ｃｍ以上の長さ）の強磁性シードの配列を直接に組織内部に移植することを必 要とする。シードが交流磁界内に位置されると、熱が発生する。振動は治療後も 体内に残され、移植後にそれらを取出すために更に傷を与える処置をする必要は ないようにされる。サーモシードは体内に残されるという事実が与えられると、 使用された強磁性合金の潜在的な毒性を考慮することが必要である。ニッケルの 毒性は十分に立証されている。人によってはニッケルに触れた結果として厳しい アレルギー反応が生じ得るのであり、また赤血球の細胞膜とニッケル粒子面との 間のはっきりした直接的な相互作用によって人の赤血球の溶血が生じ得る。銅の 毒性の存在も多少まれであるが問題である。激しい銅の毒性は、厳しい血管内で の溶血を生じて、黄疸および激しい腎疾患を引き起こす。 ＣｏＰｄ合金は過去において移植可能な物質とされ、特に歯の補綴において移 植可能とされており、その材料の長期の毒性評価が行われて、このような二元素 合金がニッケル・銅合金に比べて細胞毒性が非常に弱いことが示された。 したがって本発明の主目的は腫瘍治療に使用する新規なサーモシードを提供す ることである。 本発明の他の目的は、振動磁界を当てられることで誘導加熱されたときにキュ リー点の温度に達するまでは温度によって磁化の高まる特性を示す強磁性合金で 作られたサーモシードを提供することである。 本発明の更に他の目的は、体液中で容易に腐食せず、比較的無毒の合金で構成 された誘導加熱されるサーモシードを提供することである。 本発明の更に他の目的は、合金中のパラジウムの含有量がキュリー遷移範囲を 過度に広げずにキュリー点を治療温度範囲に設定するような含有量とされたコバ ルト・パラジウム合金で形成されたサーモシードを提供することである。 発明の概要 本発明の前述した特徴、目的および利点は、治療すべき組織内部に移植できる ような予め定めた半径および長さ寸法を有する概ね円筒形の強磁性部材であって 、約４１．５°Ｃから１００°Ｃまでの治療温度範囲にキュリー点を示し、また 振動磁界を当てることで強磁性部材が加熱されることによってキュリー遷移領域 に達するまで増大する磁化対温度特性を更に示す磁性部材を提供することで達成 される。治療温度範囲は関係する、またその治療を行う組織の性質によって変化 する。前立腺腫瘍の治療においてはこの範囲は約４２°Ｃから６５°Ｃまでとさ れるのに対して、発作を起こす脳組織の一部分の切除では、脳組織の血管新生の ためにこの範囲は１００°Ｃまで広げられる。 前述の条件に合致する強磁性材料は、コバルトの原子濃度が８．５％〜１１． ０％であるコバルト・パラジウム二元素合金である。 円筒形サーモシードが発生する熱の割合は、当てられる磁界の強度および周波 数、合金の透磁率、およびその半径によって変わる。一般的に述べれば、熱発生 率はパラメータのいずれが増大しても増大する。熱出力は当てられる磁界に対す るインプラントの配向で変化することも見出された。当てられる磁界の直角成分 は熱発生にほとんど加担せず、したがって腫瘍組織内部にシードを移植する場合 にはそのシードが当てられる磁界と平行になるように配向することに努める。サ ーモシードの半径に達するが、移植時に組織に与える過大な傷は考慮することが 重要である。 図面の説明 第１図は合金中のコバルト重量パーセントの関数としてＣｏＰｄ合金のキュリ ー点を示すプロット。 第２図は第１図の曲線の一部分の拡大図。 第３図はＣｏＰｄ合金の二相状態図。 第４図はＮｉＣｕ合金の二相状態図。 第５（ａ）図および第５（ｂ）図は周辺から中心へ向かう円筒形サーモシード の半径の関数としてH磁界のプロフィルおよび電流密度プロフィルの変化をそれ ぞれ示すプロット。 第６図は誘導加熱される円筒形シードの半径の関数としての単位体積当たりの 発生出力値対誘導数のプロット。 第７図は一定のＨ−ｆでの出力値対磁界周波数のプロット。 第８（ａ）図はＢ＝ａ（ｔａｎ-1（Ｈ／ｂ））＋ｃＨの式に合致する曲線を有 するＣｏＰｄ高体温治療合金に対するＢ−Ｈのプロット。 第８（ｂ）図は第８（ａ）図の曲線から導き出されたμ対Ｈのプロット。 第９図は線形および非線形のＨ磁界の減衰を比較する１００ｋＨｚ、４０００ Ａ／ｍの磁界で加熱されるときの磁界強度対ＣｏＰｄ円筒形合金の半径のプロッ ト。 第１０図は第９図のＣｏＰｄ合金に関する線形および非線形モデリングの相対 的な透磁率対半径の対比のプロット。 第１１図はＣｏＰｄ合金に関する出力対周波数のプロット。 第１２図はキュリー遷移より低いことを特徴とする上昇するＭ対Ｔを示すＣｏ Ｐｄに関する磁化対温度のプロット。 第１３図はＮｉＣｕ合金に関する磁化対温度のプロット。 好ましい実施例の説明 本明細書は癌の治療に高体温を使用した効果を記載する。高体温治療は生体組 織の温度が４１．５°Ｃを超えて上昇したときに結果として行われるのであり、 生体本来の温度調整を否定する。腫瘍を通って流れる血流量は正常組織を通って 流れる血流量よりも典型的に少ない。この結果、癌部位に熱を加えると、腫瘍は 熱シンクとして作用する。すなわち、腫瘍は周囲の正常組織よりも熱を大量に吸 収するので、温度の急速な、しかもより高い上昇を経験する。高体温治療はこの 原理および悪性細胞は正常細胞ほど熱に耐えることができないという事実に基づ く。細胞が再生する度合いは、治療のみならず細胞の感応性によっても阻害され る。悪性細胞の再生は熱に対する細胞内部の反応によって阻止される。結果的に 生じる腫瘍内部の血管の損傷はその領域を酸性にして栄養分を奪い、これが損傷 修復を更に困難にする。 全ての高体温装置に共通した問題は熱耐性を生じることであり、１回目の熱衝 撃の後に幾分かの生き残っている細胞は熱に対する一層の抵抗力を有するように なり、しばしば熱衝撃蛋白質と称する或る種の蛋白質の合成を増大することにな る。熱耐性の程度は治療後の時間と共に低下し、これは細胞がプリショック（ｐ ｒｅｓｃｈｏｃｋ）に敏感になるまでに治療後１００時間もの長い時間がかかる 。熱耐性の低下速度は、細胞がより高い温度を作用され、および（または）速い 速度で温度上昇され、および（または）長い時間にわたり熱に曝されるときに、 観察される。 癌化組織を高温に曝すためにサーモシードを使用することは、長期間の周期的 な治療をもたらす。これにおいて、サーモシードは癌化組織に永久的に移植され 、患者は熱耐性を最少限に抑える間隔でサーモシードを作用させるようにスケジ ュールを組むことができる。組織を加熱するためのサーモシードの使用は、小さ な、典型的には１ｍｍ径で長さが１〜２ｃｍの強磁性合金部材を治療すべき組織 内部に直接に移植することを必要とする。このシードは交流磁界の中に置かれる とシード温度が上昇し、熱が癌化組織へ伝達される。 本発明によれば、サーモシードはＣｏＰｄ合金で形成され、外部磁界が皮膚を 通して移植したサーモシードに作用するときに、温度はその治療温度範囲に落ち 着くように、特に温度上昇を自己調整するようになされる。 高体温治療での使用をもたらすＣｏＰｄ強磁性合金の組成は、合金のキュリー 温度の遷移によって決定される。第１図はＣｏＰｄ合金によるキュリー点を合金 中のコバルトの重量パーセントの関数として示している。第２図は、誘導サーモ シードとしての応用を考える場合に第１図の曲線の関心を引く領域の拡大図であ る。このプロットから、４０°Ｃ〜１００°Ｃの温度範囲にキュリー温度を有す る合金は、たったの約２重量％だけコバルトの重量パーセントを調整する、すな わち合金中のコバルトを約５重量％から７重量％へ調整することで、達成できる ことが分かるであろう。これにおいて第２図のプロットは真に線形であり、感応 性を約１°Ｃ／０．０３３重量％として計算することができる。これは、これま で使用されていたＮｉＣｕ合金よりもほぼ３倍も組成上の感応性が高い。 サーモシードを形成するＣｏＰｄ合金は従来の合金化工程で製造できる。コバ ルトおよびパラジウムのペレットまたは粉末は、炭素アーク炉において不活性ガ ス（窒素またはアルゴン）のもとでアークにより溶融できる。この工程で、合金 は水冷される銅プレート上にてアークで溶融され、その後再溶融されて円筒形の モールド成形体に鋳造される。 特定のキュリー点を生むために必要な組成上の精度は、正確なキュリー温度の ためにはアークによる溶融は困難となる。強烈な熱の発生は金属粉末を溶融部か ら放出する傾向を示し、同様に高温アークによる金属の蒸発は組成を更に変化さ せてしまう。パラジウムは液相で高い蒸気圧を有し、これはそのような溶融時に Ｃｏよりも多量のＰｄを蒸発させることになり、これにより予期されるよりも一 貫して高いＣｏを組成にもたらす。 誘導溶融技術はより均一で予測できる合金を生じることを見出した。この工程 において、ＣｏおよびＰｄの金属ペレットまたは粉末は不活性ガスのもとに密閉 される坩堝の中に置かれ、誘導コイルを使用して溶融される。包囲されることで 粉末は飛散せず、散乱せず、その上この容器は蒸発も最少限にするようにＰｄの 蒸気圧より高い圧力をかけることができる。インゴットが形成される坩堝は、イ ンゴットが円筒形となるように成形される。 合金化されたインゴットシリンダは、引き抜き線材の径が典型的に６．３５ｍ ｍ（１／４インチ）〜１２．７ｍｍ（１／２インチ）であるので機械的にスエー ジ加工され、所望径の線材に引き抜き加工される。意図する限定はなく、直径は ０．８ｍｍ〜１．２ｍｍの範囲とされる。サーモシードを作るために長さを切断 される線材に合金インゴットを冷間加工するこの加工は、オリジナルの円筒形イ ンゴットに不均質性が存在していないかの配慮を生じる。第３図を参照すれば、 ＣｏＰｄ合金の二相状態図が示されている。この状態図では、９４重量％のＰｄ 合金に関して１４５０°Ｃ付近に小さな間隙（ＬＳ間隙）が液相線と固相線との 間に存在するのが見られる。これらの線の上側では、合金は完全な液相状態で存 在する。線の下側では、固体である。線の間は、液体と固体とが共存する。この 領域を冷却することで、ＣｏＰｄ合金組成が与えられる。最初に凝固する合金は パラジウムに富むが、最後に凝固する合金はコバルトに富む。先に述べたが、組 成におけるたった０．０３３重量％の変化がキュリー点を１°Ｃも変化させるの で、したがってこの間隙は磁気遷移特性に影響するのに十分大きい。ＮｉＣｕの 同様な状態図が第４図に比較のために示されている。ここでは、ＬＳ間隙は非常 に大きいが、その合金の組成上の感応性は１°Ｃ当たりわずかに０．１０重量％ であり、これはＣｏＰｄ合金よりもほぼ３倍の感応性である。 材料組成の変化は線材が小径となるように引き抜かれるときに悪化する。した がって、それらが完全に均質化された後に合金の冷間加工を開始するのが有利で あると見出された。溶融点より僅かに低い１０００°Ｃ〜１１００°Ｃでの１時 間にわたる高温焼鈍は、ＣｏＰｄにとって十分であることが立証されている。冷 間加工で急速硬化した金属は、線材引き抜き工程でも焼鈍が行われる。 線材が完全に引き抜かれて適当長さ、すなわち１〜２ｃｍに切断された後、こ のシードは最終熱処理を行われて、冷間加工後の再結晶および粒成長を可能にさ れる。この焼鈍段階は不活性ガスのもとで単一ゾーン炉内で行われる。合金はそ の後炉内で冷却され、大気解放の環境に曝されての酸化を防止される。冷却速度 は、金属特性に影響するような局部的熱応力を金属に生じるほどの高速でなけれ ば、無関係であることが見出されている。 サーモシードの製造方法を説明したが、これによって強磁性合金シリンダが振 動磁界を当てられたときに熱を発生するメカニズムは、この合金の磁気特性が加 熱に作用することの背景を提供すべく、与えられる。強磁性シリンダの加熱をモ デル化した分析解法は比較的複雑であるので、透磁率は不変で、当てられた磁界 によらないと仮定することで限定する。この導出は、シリンダ内部の磁界の減衰 を与えるため、組をなすベッセル関数に頼る。強磁性シリンダによる当てられる Ｈ磁界の減衰は渦電流加熱を生じる。第５（ａ）図および第５（ｂ）図に示すよ うに、誘導された渦電流密度は半径に対するＨ磁界の勾配に直接に依存する。第 ５（ｂ）図の電流密度曲線に生じる最大値は第５（ａ）図に示したこの範囲にわ たるほぼ一定した磁界減衰と矛盾するように見える。この最大値はシリンダの周 囲面積または横断面積も減少することで生じ、またこの範囲の誘導電流はほぼ一 定であるが電流密度は僅かに増大することで生じる。Ｈ磁界はＲ＝０において０ でないが、電流密度はシリンダの中心で０でなければならないことを注目すべき である。 Ｈ磁界の減衰プロフィルの形状は、したがって渦電流のプロフィルの形状は、 シリンダの放出した出力値を決定する。シヌソイダル磁界を当てられた長いシリ ンダでは、単位長さ当たりの出力値は次式、すなわち で計算できる。 ここで、変数Ｘ、すなわち誘導数は、ベル関数（ｂｅｒ関数）およびベイ関数（ ｂｅｉ関数）がケルビンの式のベッセル関数であるならば次のように定義される 。 Ｘ＝ｒ・√ω・μ_o・μ_r・σ Ｘ＜＜１であると仮定するならば、出力式は次のようになる。 また、Ｘ＞＞１であるならば、出力式は次のようになる。 これらの式の対誘導数すなわちπＲで単位体積当たりの出力を割って正規化した 値の比較が第６図に示されている。最大値はＸ＝２．５でプロットに生じており 、材料の単位体積当たりの最適出力カップリングは恐らくこの位置である。第６ 図は誘導加熱される円筒形シードに関する単位体積当たりの出力発生値対誘導数 （半径の関数）を示している。曲線Ａは真の分析解法を与えるが、曲線ＢはＸが １よりも格段に小さいと仮定したときの概算値であり、曲線ＣはＸが１よりも格 段に大きいと仮定したときの概算値である。特定の材料に関して、誘導数は導電 性および透磁率によって決定され、制御できる変数として作動周波数およびシリ ンダ半径を導き出す。 前述の分析は１つの重要な要素、すなわちＸの値を減少するために変化される 作動周波数を考慮していない。４．８５×１０⁸ａｍｐ／ｍｍ・秒のＨ−ｆ積の 上限が人の患者の安全許容値として設定された。この制限は、患者の体内で加熱 する渦電流の誘導、および大きな直径の患者のための皮膚表面での熱発生によっ て生まれた。この関係は周波数の変化が当てられる磁界の反転変化に伴うことを 示している。このＨ−ｆ積を変数として保持することで、最適化の分析はかなり 変化する。 第７図は典型的な材料定数を有する１ｍｍ径のシリンダに関する一定Ｈ−ｆに おける出力対磁界周波数を示すプロットである。サーモシードシリンダに関して 半径（したがって体積）を一定に保持すること、および導電性および透磁率の典 型的な値を使用することにより（ρ＝２．４×１０⁶Ω^-1ｍ^-1、μ_r＝１５）、一 定Ｈ−ｆ積に関する単位長さ当たりの出力対周波数のプロットは、出力に最大値 を示さない。出力発生値はＨ²に比例するので、出力は周波数の減少およびＨの 増大で増大する。 上述の分析は、それでの作業のためにインプラント寸法の制限すなわち範囲を 与えられると、一定Ｈ−ｆ積における最低周波数が円筒形サーモシードの最高出 力を発生することを示している。この分析はμが当てられる磁界強度で変化しな いと線形性を仮定することで制限される。 これまでの導出および分析はすべて透磁率に関して不変モデルに基づいている 。しかしながら、既に示したように、これは強磁性材料では一般に正当でなく、 サーモシードとして使用される弱磁性合金ではかなりの最適化誤差が生じる。非 線形に関する修正方法の１つは、当てられる磁界範囲での全ての磁界強度で透磁 率を決定することである。第８（ａ）図は室温でのＣｏＰｄ高体温治療合金のＢ −Ｈプロットであり、曲線は式Ｂ＝ａ（ｔａｎ^-1（Ｈ／ｂ））＋ｃＨに合致する 曲線を有し、ここでａ，ｂおよびｃは定数である。続く式Ｂ（Ｈ）は次式、すな わち μ_r（Ｈ）＝ Ｂ（Ｈ）／μ_oＨ を使用して関連する透磁率を概算するのに使用でき、第８（ｂ）図に示されてい る。関連する透磁率は、４×１０⁸のＨ−ｆ積に関して１００および５０ｋＨｚ で使用される最大磁界にそれぞれ相当する４０００〜８０００Ａ／ｍの磁界強度 において十分低下すること、が見られる。 非線形の渦電流加熱の分析は、Ｈ磁界プロフィルの計算、最新透磁率の値の引 き渡し、およびこれを解法によって収束するまで繰返す段階を含む反復法により 概算できる。Ｈ磁界のプロフィル数値は半径の関数として電流密度を見出すのに 使用され、また全出力を推測するために積分される。非線形概算および線形解に おけるＣｏＰｄシリンダでのＨ磁界および相対透磁率プロフィルの比較が第８図 および第９図に示されている。非線形分析はシリンダを通るＨ磁界の減衰に明確 な変化を示しており、したがって電流密度および出力の変化を予測する。第９図 は線形および非線形の解に関するシリンダの磁界依存透磁率を示しており、線形 値は当てられた磁界強度に相当する。この非線形分析は、１ｍｍ径のサーモシー ドをモデル化した第７（ａ）図のＣｏＰｄデータによれば、線形の場合よりもイ ンプラントの出力が１０％実施するのを予測する。 第９図および第１０図から各種周波数で反復法を使用した、４×１０⁸ａｍｐ ／ｍ・秒の一定なＨ−ｆ積に関する分析は、第１１図のプロットに示されるよう に加熱のための最適周波数のあることを示している。出力は依然としてＨ²に従 属するが、高磁界（第８（ｂ）図参照）での相対透磁率の減少はこの影響をオフ セットしている。周波数の最適化のより完全な分析は、１つのＢ−Ｈ波からのデ ータだけでなく、関心を引く範囲内で多くの磁界強度においてＢ−Ｈ曲線からの データ点を使用する。 ＣｏＰｄ合金の分析は、磁気特性に依存する温度を考慮しないことに注目する ことが重要である。インプラントの最適化は最も有効な加熱を遷移点付近で与え ねばならない。ＣｏＰｄ合金に関する磁化対温度をプロットした実験データは興 味を引く、予期しなかった結果を示している。５５°ＣにおけるＣｏＰｄの磁化 対温度のプロットを示す第１２図を参照すれば、キュリー点に近づくにつれて透 磁率に鋭い上昇を示している。これにおいて合金の透磁率はキュリー点より僅か に低い温度範囲で温度とともに増大し、インプラントおよび加熱装置はキュリー 遷移点に達するまで加熱される際に一層の出力を放出するように設計できる。Ｍ −Ｔ曲線のこの局部的ピーク付近でインプラントを最適化することで、高効率の オンオフスイッチ特性が得られ、最大出力は遷移時の数度の温度範囲内とされる 。これは当てられる磁界範囲に関してのピーク温度における合金のＢ−Ｈ曲線を 必要とする。このような最適化は、比較のためにＭ対Ｔ曲線を第１３図に示して いるＮｉＣｕ合金では不可能である。キュリー温度に達するまでＨ対Ｔを高めた 特性は、移植可能なサーモシードとしてＣｏＰｄを優れた候補にする。ＣｏＰｄ の他の利点は耐食性である。生体外でのこの合金の研究は標準的な電気化学腐食 容器を使用してほ乳類のリンゲル液中で行われた。この装置はこれと同時に溶液 と試料電極との間の電位を測定され、調整されて、その特定溶液中での材料の電 気腐食の電位および腐食電流を正確に分析できるようになされた。シミュレート された身体環境に相当する体温（３７°Ｃ）およびほぼ正常なｐＨの６．５〜７ ．０で最初の試験が行われ、ＣｏＰｄ合金に関して０．０３０ｍｍ／１年間の腐 食速度を得た。これはＮｉＣｕの０．０５０８ｍｍ／１年間に比較される。これ らの数値は１年間の腐食で表面から失われた深さを反映し、試料全面で均一であ っ た。強磁性ＣｏＰｄ合金は極端に腐食速度が遅いので、また毒性が最少限である ので、体内に良好に適用でき、この合金は長期間の移植用に優れた候補となる。 本発明は特許要件にしたがって、また当業者にはこの新規な原理を適用し、構 成し、必要に応じてこの特別な要素を使用できるようにする情報を与えるために 、本明細書でかなり詳細に記載された。しかしながら、本発明は特別異なる形式 および装置で実施できること、および組成の細部および作動手順の両方に対して 様様な変更が本発明の範囲から逸脱せずになし得ることが理解されねばならない 。

【手続補正書】特許法第１８４条の７第１項 【提出日】１９９５年３月３０日 【補正内容】 １．腫瘍組織を治療するための移植可能な強磁性サーモシードであって、 予め定めた半径および長さ寸法を有し、治療温度範囲にキュリー点温度を示し 、前記キュリー点温度に達するまで温度とともに磁化が増大する特性を示してお り、振動磁界を当てることで誘導熱を発生するようになされた概ね円筒形の強磁 性部材を含む移植可能な強磁性サーモシード。 ２．前記強磁性部材がコバルト・パラジウム合金である請求項１記載の移植可 能な強磁性サーモシード。 ３．前記合金が二元素合金であり、コバルトの重量％が４％〜７％の範囲内で ある請求項２記載の移植可能な強磁性サーモシード。 ４．腫瘍組織を治療するための移植可能な強磁性サーモシードであって、 予め定めた長さおよび半径を有し、コバルトの原子濃度がキュリー点温度を約 ４２°Ｃから約１００°Ｃの範囲内に設定するようになされたコバルト・パラジ ウム合金で作られ、振動磁界を当てることで誘導熱を発生するようになされた概 ね円筒形の強磁性部材を含む移植可能な強磁性サーモシード。 ５．前記予め定めた半径が０．２ｍｍ〜２．０ｍｍの範囲内であり、前記予め 定めた長さが５ｍｍ〜５０ｍｍの範囲内である請求項４記載の移植可能な強磁性 サーモシード。 ６．前記合金が前記キュリー点温度に達するまで温度と共に磁化が増大する特 性を示す請求項４記載の移植可能な強磁性サーモシード。 ７．患者の体内の癌化組織を熱治療する方法であって、 （ａ）予め定めた半径および長さ寸法を有し、コバルトの重量％がキュリー点 温度を治療温度範囲内に設定するようになされたコバルト・パラジウム合金で作 られ、前記キュリー点温度に達するまで温度と共に増大する磁化を示す複数の円 筒形の強磁性部材を準備する段階、 （ｂ）前記癌化組織内部に規則的に間隔を隔てた位置に前記部材を移植する段 階、 （ｃ）前記部材の前記長さ寸法にほぼ平行に整合して患者の体外から振動磁界 を当てる段階であって、合金のキュリー点に達するまで、前記振動磁界の周波数 および磁界強度が連続的に増大する熱エネルギーを前記移植部材から周囲組織へ 伝導によって発生するようになす振動磁界を当てる段階、 を含む方法。 ８．前記振動磁界の周波数が５０ｋＨｚ〜２００ｋＨｚの範囲内である請求項 ７記載の方法。 ９．前記キュリー点温度が４０°Ｃ〜１００°Ｃの範囲内である請求項７記載 の方法。 10．合金が二元素合金であり、コバルトの重量％が約４％〜約７％の範囲内で ある請求項７記載の方法。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．腫瘍組織を治療するための移植可能な強磁性サーモシードであって、 予め定めた半径および長さ寸法を有し、治療温度範囲にキュリー点温度を示し 、前記キュリー点温度に達するまで温度とともに磁化が増大する特性を示してお り、振動磁界を当てることで誘導熱を発生する概ね円筒形の強磁性部材を含む移 植可能な強磁性サーモシード。 ２．前記強磁性部材がコバルト・パラジウム合金である請求項１記載の移植可 能な強磁性サーモシード。 ３．前記合金が二元素合金であり、コバルトの重量％が４％〜７％の範囲内で ある請求項２記載の移植可能な強磁性サーモシード。 ４．腫瘍組織を治療するための移植可能な強磁性サーモシードであって、 予め定めた長さおよび半径を有し、コバルトの原子濃度がキュリー点温度を約 ４２°Ｃから約１００°Ｃの範囲内に設定するようになされたコバルト・パラジ ウム合金で作られ、振動磁界を当てることで誘導熱を発生する概ね円筒形の強磁 性部材を含む移植可能な強磁性サーモシード。 ５．前記予め定めた半径が０．２ｍｍ〜２．０ｍｍの範囲内であり、前記予め 定めた長さが５ｍｍ〜５０ｍｍの範囲内である請求項４記載の移植可能な強磁性 サーモシード。 ６．前記合金が前記キュリー点温度に達するまで温度と共に磁化が増大する特 性を示す請求項４記載の移植可能な強磁性サーモシード。 ７．患者の体内の癌化組織を熱治療する方法であって、 （ａ）予め定めた半径および長さ寸法を有し、コバルトの重量％がキュリー点 温度を治療温度範囲内に設定するようになされたコバルト・パラジウム合金で作 られ、前記キュリー点温度に達するまで温度と共に増大する磁化を示す複数の円 筒形の強磁性部材を準備する段階、 （ｂ）前記癌化組織内部に規則的に間隔を隔てた位置に前記部材を移植する段 階、 （ｃ）前記部材の前記長さ寸法にほぼ平行に整合して患者の体外から振動磁界 を当てる段階であって、前記振動磁界の周波数および磁界強度が前記移植部材の 誘導加熱を発生させ、前記移植部材からの伝導によって周囲の組織を加熱するよ うになす振動磁界を当てる段階、 を含む方法。 ８．前記振動磁界の周波数が５０ｋＨｚ〜２００ｋＨｚの範囲内である請求項 ７記載の方法。 ９．前記キュリー点温度が４０°Ｃ〜１００°Ｃの範囲内である請求項７記載 の方法。 10．合金が二元素合金であり、コバルトの重量％が約４％〜約７％の範囲内で ある請求項７記載の方法。