JP2008507996A - 誘導型放射線療法又は手術を用いて患者の肺を治療するシステム及び方法 - Google Patents

Abstract

患者の肺を治療するシステム及び方法。この方法の一実施形態は、標的に関連してリード線無しマーカを患者の肺の中に位置決めするステップと、マーカの位置データを収集するステップとを有する。この方法は、収集した位置データに基づいて外部座標系中でのマーカの存在場所を突き止めるステップと、マーカの動きに応答する客観的出力を外部座標系中に出すステップとを更に有する。客観的出力は、臨床的に許容できる追跡誤差範囲内で標的の存在場所をリアルタイムで適切に追跡する周波数（周期性）で提供される。加うるに、客観的出力は又、マーカの存在場所を突き止めるために用いられる位置データの収集と少なくとも実質的に同時に提供されるのがよい。

Description

本発明は一般に、患者の肺の中の標的の存在場所を正確に突き止め、この標的を追跡するシステム及び方法に関する。

〔関連出願の参照〕
本願は、２００４年６月２４日に出願された米国仮特許出願第６０／５８２，７３３号の権益主張出願であり、この米国仮特許出願を参照により引用し、その記載内容全体を本明細書の一部とする。

肺癌は、肺の細胞で始まる病気である。一般に、肺癌には２つの主要なカテゴリ、即ち、非小細胞肺癌と小細胞肺癌がある。非小細胞肺癌は、手術、放射線及び（又は）化学療法を用いて治療できる。肺癌は、人によって様々なので、全ての患者に有効な単一の治療法は無い場合がある。肺癌を治療する典型的な手術としては、肺葉切除術（肺の葉全体を除去する）、肺切除術（肺全体を切除する）及び楔（けつ）状又は区域切除術（肺の僅かな部分を切除する）が挙げられる。手術は、癌が両方の肺、胸部の他の構造、リンパ節又は他の器官に広がっていれば一般的には利用されない。または、手術は、除去が可能ではない肺の中央の場所に位置する腫瘍を治療するには用いられず、又、小細胞肺癌の場合にも用いられない。したがって、手術は、多くの患者にとって実施可能なオプションではない。また、手術による治療を行うと、その結果として、麻酔と関連した合併症又は感染が生じる場合があり、しかも、手術による治療は、長くて有痛性の回復期間が必要な場合がある。

放射線療法は、肺癌、脳腫瘍及び他の多くのタイプの限局性癌を治療する上で効果があって成功率の高い方法になっている。放射線療法は、手術により除去することができない中央に位置する腫瘍及び（又は）小細胞癌に特に有用である。放射線治療は、治癒が可能ではない場合、治癒的処理又は緩和（姑息的）療法として利用できる。加うるに、手術及び化学療法を放射線療法と組み合わせて利用できる。

放射線療法の手順は一般に、（ａ）放射線のパラメータ（例えば、線量、形状等）を決定する計画プロセス、（ｂ）標的を放射線ビームに対して所望の場所に位置決めする患者準備プロセス、（ｃ）癌を照射する放射線セッション及び（ｄ）放射線セッションをの効果を評価する認定プロセスを含む。多くの放射線治療手順は、約５〜４５日の期間にわたる数回の放射線セッションを有する。放射線治療における最近の技術進歩として、例えば、三次元原体外部ビーム照射、強度変調放射線治療（ＩＭＲＴ）、定位放射線外科療法及び近接照射療法（密封小線源治療）が、癌にとって有効な治療となっている。これら新たな種類の治療は、非常に高い線量の放射線を腫瘍に送り出すことができるので、これまでの放射線療法よりも効果が高い場合が多い。

放射線療法による限局性癌の治療を一段と向上させるため、放射線の線量を増大させることが望ましい。というのは、線量が高いと、大抵の癌を破壊する上で効果が高いからである。しかしながら、放射線量を増大させると、健常な組織への合併症発症の恐れも増大する。したがって、放射線療法の効果は、腫瘍に送り出される放射線の総線量と腫瘍の隣りの通常の組織に送り出される放射線の線量の両方に依存している。腫瘍の隣りの通常の組織を保護するため、放射線は、健常な組織の照射を回避するために標的周りの狭い治療マージン又はボリュームに合わせて処方されるべきである。例えば、肺癌に関する治療マージンは、健常な肺組織の照射を回避するよう選択されるべきである。したがって、腫瘍に送り出される放射線量を増大させることが望ましいだけでなく、照射を受ける健常な組織の量及びかかる健常な組織に送り出される放射線の線量を減少させることが望ましい。

放射線治療の１つの問題は、放射線セッション中か放射線セッション相互間かのいずれかにおいて患者の体内の標的の移動を補償することにある。これは、中央に位置する腫瘍の場合に特に当てはまる。例えば、肺内の腫瘍は、呼吸機能や心機能（例えば、心拍や血管系の狭窄／拡張）のために放射線セッション中、相当な距離移動する。かかる移動を補償するため、治療マージンは、一般に望ましいレベルよりも大きく、その結果、腫瘍は、治療ボリュームから出ないようになる。これは、広い治療マージンにより、より多くの通常の組織が照射される場合があるので、望ましい解決策とは言えない。

放射線治療におけるもう１つの課題は、腫瘍を放射線ビームのアイソセンタと正確に位置合わせすることにある。現行の準備手順では、一般に、放射線投与装置用の視覚的位置合わせガイドにより外部基準マークを患者の上に位置合わせする。例えば、まず最初にイメージング（画像化）システム（例えば、Ｘ線、コンピュータ断層撮影法（ＣＴ）、磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）又は超音波システム）を用いて患者の体内の腫瘍を識別又は確認し、次に、体内の腫瘍の適当な存在場所を患者の外部に設けられた２つ又は３つ以上の位置合わせ点に位置合わせする。準備中、外部マークを放射線投与装置の座標系に位置合わせして治療対象の標的を放射線ビームのビームアイソセンタ（これを本明細書では、器械アイソセンタともいう）のところで患者の体内に位置決めする。外部マークを用いる従来型準備手順は、一般に不適当である。というのは、標的は、患者計画手順と治療セッションとの間及び（又は）治療セッション中、外部マークに対して移動する場合があるからである。したがって、標的は、外部マークが標的を器械アイソセンタに位置決めするためのこれらの所定の場所に位置している場合であっても、器械アイソセンタからオフセットしている場合がある。かかるオフセットを軽減し又は無くすことが望ましい。というのは、標的と放射線ビームとの間に初期の位置合わせ不良があると、通常の組織を照射することになるからである。さらに、標的が呼吸又は心機能のために治療中移動する場合、初期位置合わせ不良により、通常の組織の照射具合が一段と悪化する可能性が多分にある。かくして、放射線治療準備の際の日毎の変化や瞬間瞬間の変化及び標的の移動は、患者に投与される放射線量を増大させる上で大きな問題を提起している。

本発明の一特徴によれば、患者の肺の中の標的を治療する方法であって、
リード線無しマーカを前記標的に関連して前記患者の前記肺の中に位置決めするステップと、
前記マーカの位置データを収集するステップと、
前記収集した位置データに基づいて外部座標系内における前記マーカの存在場所を突き止めるステップと、
（ａ）前記マーカの動きに応答し、（ｂ）臨床的に許容できる追跡誤差範囲内で前記標的の前記存在場所をリアルタイムで追跡する頻度で提供される客観的出力を前記外部座標系中に提供するステップとを有する、方法が提供される。

本発明の別の特徴によれば、放射線ビームを用いる放射線治療において、患者の肺の中の標的を治療する方法であって、
磁気マーカを前記患者の前記肺の近くに且つ（或いは）前記患者の前記肺の中に前記標的に関連して配置するステップを有し、前記磁気マーカは、ワイヤレスで送られた励振エネルギーによってエネルギーを与えられ、前記励振エネルギーに応答して磁気ロケーション信号をワイヤレスで送るよう構成された回路を含むトランスポンダを有し、
前記放射線ビームの座標系に対する前記磁気マーカの存在場所を突き止め、前記座標系中の前記磁気マーカの前記存在場所に応じて前記患者を移動させることにより前記標的を前記放射線ビームの前記座標系中の所望の位置に位置決めするステップを有し、前記磁気マーカの存在場所を突き止める前記ステップは、（ａ）パルス化磁界をワイヤレスで送り出して前記磁気マーカにエネルギーを与えるステップと、（ｂ）前記磁気マーカからのパルス化ロケーション信号を前記患者の外部の場所にワイヤレスで送るステップと、（ｃ）前記パルス化ロケーション信号を前記患者の外部に設けられたセンサで検出するステップと、（ｄ）前記座標系中の前記磁気マーカの前記存在場所を周期的に計算するステップとを含み、
前記磁気マーカの前記計算された存在場所により前記標的が前記座標系中の前記所望の位置にあることが分かると、前記患者に前記放射線ビームを照射するステップを有する、方法が提供される。

本発明の更に別の特徴によれば、患者の肺の中の標的を追跡する方法であって、
磁気マーカを前記患者の前記肺の近くに且つ（或いは）前記患者の前記肺の中に前記標的に関連して配置するステップを有し、前記磁気マーカは、ワイヤレスで送られた励振エネルギーによってエネルギーを与えられ、前記励振エネルギーに応答して磁気ロケーション信号をワイヤレスで送るよう構成された回路を含むトランスポンダを有し、
磁界をワイヤレスで送り出して前記磁気マーカにエネルギーを与えるステップと、
前記磁気マーカからのロケーション信号を前記患者の外部の場所にワイヤレスで送るステップと、
前記ロケーション信号を前記患者の外部に設けられたセンサで検出するステップと、
前記座標系中の前記磁気マーカの前記存在場所を周期的に計算するステップとを有する、方法が提供される。

本発明の更に別の特徴によれば、マーカを患者の肺の中に配備する装置であって、
前記患者の前記肺の中の通路に通されるよう形作られている遠位部分を備えた細長い本体と、
トランスポンダを備えていて、前記本体の前記遠位部分で放出自在に支持されたリード線無しマーカと、
前記遠位部分のところに設けられた配備機構体とを有し、前記配備機構体は、前記マーカを前記本体の前記遠位部分から放出するよう構成されている、装置が提供される。

本発明の更に別の特徴によれば、患者の肺の中に配置されるマーカであって、
所在が突き止められるよう形作られたマーカ部分と、
前記マーカ部分に取り付けられたアンカとを有し、前記アンカは、第１の寸法を持つ収納位置と前記第１の寸法よりも大きな第２の寸法を持つ配備位置との間で動く拡張可能な部材を有する、マーカが提供される。

本発明の更に別の特徴によれば、患者の体内に植え込み可能なマーカであって、
カプセルを有し、
前記カプセル内に設けられたトランスポンダを有し、前記トランスポンダは、ワイヤレスで送られた励振エネルギーによってエネルギーを与えられ、前記励振エネルギーに応答して磁気ロケーション信号をワイヤレスで送るよう構成された回路を含み、
前記カプセルに取り付けられたアンカを有し、前記アンカは、第１の寸法を持つ収納位置と前記第１の寸法よりも大きな第２の寸法を持つ配備位置との間で動く拡張可能な部材を有する、マーカが提供される。

図中、同一の参照符号は、互いに類似した要素又はコンポーネントを示している。図中の要素の寸法及び相対位置は、必ずしも縮尺通りには作成されていない。例えば、種々の要素の形状及び角度は、縮尺通りには示されておらず、これら要素のうちの幾つかは、図面を分かりやすくするために恣意的に拡大されたり配置されている。さらに、記載されている要素の特定の形状は、特定の要素の実際の形状に関する情報を備えることを意図しておらず、図面を分かりやすくするために選択されているに過ぎない。

以下の説明において、本発明の種々の実施形態の完全な理解を提供するよう或る特定の細部が記載されている。しかしながら、当業者であれば、本発明は、これら特定の細部のうち１つ又は２つ以上を備えていない状態で又は他の方法、コンポーネント、材料等を用いて実施できることは理解されよう。他の場合、標的所在突き止め及び追跡システムと関連した周知の構造体は、本発明の実施形態の説明を不必要にぼかさないようにするために図示されておらず又は詳細には説明されていない。

文脈上別段の必要がなければ、原文明細書及び添付の特許請求の範囲全体を通じ、“comprise”（訳文では、「〜を有する」又は「〜を含む」と訳し、場合によっては「〜から成る」と訳している場合がある）という用語及びその派生語、例えば、“comprises”及び“comprising”は、オープンで包括的な意味に、即ち、「〜を含むが、〜には限定されない」として解釈されるべきである。

本明細書全体を通じ「一実施形態」又は「実施形態」という用語は、実施形態と関連して説明される特定の特徴、構造又は特性が本発明の少なくとも一実施形態に含まれることを意味している。かくして、明細書全体にわたり種々の場所で「一実施形態では」又は「実施形態では」という表現が見えても、これらは、必ずしも全てが同一の実施形態を意味しているわけではない。さらに、特定の特徴、構造又は特性を１つ又は２つ以上の実施形態において任意適当なやり方で組み合わせることができる。

本明細書において記載された見出しは、便宜上のものであるに過ぎず、特許請求の範囲に記載された本発明の範囲又は意味を説明しているわけではない。

Ａ．概観
図１〜図２８は、本発明の実施形態により患者の肺の中にある標的の存在場所を突き止め、これを追跡してモニタするためのシステム及び幾つかのコンポーネントを示している。システム及びコンポーネントは、標的をより効果的に治療するよう放射線療法を誘導する。図１〜図２８を参照して以下に説明するコンポーネントのうちの幾つかも又、本発明の他の特徴に従って体の他の部分内の標的を治療するのに利用できる。加うるに、種々の図全体を通じ、同一の参照符号は、同一のコンポーネント及び特徴を示している。

本発明の一特徴は、患者の肺を治療する方法に関する。かかる方法の一実施形態は、標的に関連してリード線無しマーカを患者の肺の中に位置決めするステップと、マーカの位置データを収集するステップとを有する。この方法は、収集した位置データに基づいて外部座標系中でのマーカの存在場所を突き止めるステップと、マーカの動きに応答する客観的出力を外部座標系中に出すステップとを更に有する。客観的出力は、臨床的に許容できる追跡誤差範囲内で標的の存在場所をリアルタイムで適切に追跡する周波数（周期性）で提供される。加うるに、客観的出力は又、マーカの存在場所を突き止めるために用いられる位置データの収集と少なくとも実質的に同時に提供されるのがよい。

かかる方法の別の実施形態は、磁気マーカを患者の肺の近くに且つ（或いは）患者の肺の中に標的に関連して配置するステップと、放射線ビームの座標系に対する磁気マーカの存在場所を突き止め、座標系中の磁気マーカの存在場所に応じて患者を移動させることにより標的を放射線ビームの座標系中の所望の位置に位置決めするステップとを有する。磁気マーカは、ワイヤレスで送られた励振エネルギーによってエネルギーを与えられ、励振エネルギーに応答して磁気ロケーション信号をワイヤレスで送るよう構成された回路を含むトランスポンダを有する。磁気マーカの存在場所を突き止めるには、（ａ）パルス化磁界をワイヤレスで送り出して磁気マーカにエネルギーを与えるステップと、（ｂ）磁気マーカからのパルス化ロケーション信号を患者の外部の場所にワイヤレスで送るステップと、（ｃ）パルス化ロケーション信号を患者の外部に設けられたセンサで検出するステップと、（ｄ）座標系中の磁気マーカの存在場所を周期的に計算するステップとを含む。この方法は、磁気マーカの計算された存在場所により標的が座標系中の所望の位置にあることが分かると、患者に放射線ビームを照射するステップを更に有する。

患者の肺の中の標的を追跡する方法の別の実施形態は、磁気マーカを患者の肺の近くに且つ（或いは）患者の肺の中に標的に関連して配置するステップを有する。磁気マーカは、ワイヤレスで送られた励振エネルギーによってエネルギーを与えられ、励振エネルギーに応答して磁気ロケーション信号をワイヤレスで送るよう構成された回路を含むトランスポンダを有する。かかる方法のこの実施形態は、磁界をワイヤレスで送り出して磁気マーカにエネルギーを与えるステップと、磁気マーカからのロケーション信号を患者の外部の場所にワイヤレスで送るステップと、ロケーション信号を患者の外部に設けられたセンサで検出するステップと、座標系中の磁気マーカの存在場所を周期的に計算するステップとを有する。

他の方法は、マーカを患者の肺の中へ又は全体として患者の肺の近くに配備することに関する。かかる方法の一実施形態は、運搬器具をリード線無しマーカと共に患者の体内を通って案内してマーカを患者の肺の中又はその近くに位置する標的に関連して所望の部位に位置決めするステップを有する。マーカは、ワイヤレスで送られた励振エネルギーを受け取り、この励振エネルギーに応答してワイヤレスで送信されるロケーション信号を生じさせるよう構成されたトランスポンダを有する。この方法は、リード線無しマーカを所望の部位で放出するステップと、マーカを所望の部位で患者に固定するステップとを更に有する。例えば、ステント又は他の拡張可能な器具、突刺、縫合糸及び（又は）接着剤を用いてマーカを固定するのがよい。

本発明の別の特徴は、マーカを患者の肺の中に配備する装置に関する。かかる装置の一実施形態は、患者の肺の中の通路に通されるよう形作られている遠位部分を備えた細長い本体と、トランスポンダを備えたリード線無しマーカとを有する。リード線無しマーカは、本体の遠位部分で放出自在に支持される。この装置は、遠位部分のところに設けられた配備機構体を更に有し、配備機構体は、マーカを本体の遠位部分から放出するよう構成されている。別の実施形態では、この装置は、遠位部分を差し向けるよう構成された舵取り機構体を更に有する。例えば、舵取り機構体は、本体の遠位部分の一方の側に取り付けられた遠位端部及び遠位部分を撓曲させるよう本体に対して軸方向に動くことができる近位部分を備えたワイヤを有するのがよい。さらに別の実施形態では、リード線無しマーカのトランスポンダは、ワイヤレスで送られた励振エネルギーによってエネルギーを与えられ、励振エネルギーに応答して磁気ロケーション信号をワイヤレスで送るよう構成された回路を含む磁気トランスポンダから成る。

本発明の別の特徴は、患者の体内に植え込み可能なマーカに関する。かかるマーカの一実施形態は、カプセルと、カプセル内に設けられたトランスポンダと、カプセルに取り付けられたアンカとを有する。トランスポンダは、ワイヤレスで送られた励振エネルギーによってエネルギーを与えられ、励振エネルギーに応答して磁気ロケーション信号をワイヤレスで送るよう構成された回路を含む。アンカは、第１の半径を持つ収納位置と第１の半径よりも大きな第２の半径を持つ配備位置との間で動く拡張可能な部材を有する。

マーカの別の実施形態は、所在が突き止められるよう形作られたマーカ部分と、マーカ部分に取り付けられたアンカとを有する。アンカは、第１の寸法を持つ収納位置と第１の寸法よりも大きな第２の寸法を持つ配備位置との間で動く拡張可能な部材を有する。アンカは例えば、ステント、傘状の拡張可能な部材又は拡張可能な円筒形部分であるのがよい。

本発明の種々の実施形態を、これら実施形態の完全な理解及び実施可能要件を満たす説明のために特定の細部を提供するようこの項目において説明する。しかしながら、当業者であれば、本発明は、これら細部のうちの幾つかが無い状態でも実施でき、又、追加の細部を本発明に追加できることは理解されよう。文脈が許す限り、単数又は複数の用語は又、それぞれ複数又は単数の用語を含む。さらに、「又は（“or”）」という用語は、少なくとも２つの構成要素のリストに関して単一の構成要素のみを他の構成要素から排除して意味するものと明示して制限されない限り、かかるリスト中の「又は（“or”）」の使用は、（ａ）リスト中の任意の単一の構成要素、（ｂ）リスト中の構成要素の全て、又は（ｃ）リスト中の構成要素の任意の組合せを含むものとして解釈されるべきである。加うるに、「〜を含む又は〜を有する（comprising）」という用語は、多数の同一の特徴及び（又は）多数のタイプの他の特徴又はコンポーネントが排除されないように少なくとも記載した特徴を含むことを意味するものとして明細書全体にわたって用いられている。

Ｂ．リアルタイム追跡システムを備えた誘導型放射線療法システム
図１及び図２は、誘導型放射線療法を患者６の肺４内の標的２（例えば、腫瘍）に適用するための放射線療法システム１の種々の特徴を示している。放射線療法システム１は、追跡システム及び放射線投与装置を有している。追跡システムは、患者の準備中、イオン化放射線を放射線投与装置から標的に当てながら標的２の実際の位置をリアルタイムで突き止めて追跡する。かくして、標的２が上述したような呼吸、器官の充満／排出、心機能又は他の内部運動のために患者の体内で動く場合があるが、所在突き止めシステム１０は、標的の動きを患者の外部に設けられた外部基準に関連して正確に追跡して放射線を標的の周りの狭い領域内に正確に送り出す。所在突き止めシステム１０は又、マーカの形態及び軌道をモニタしてイオン化放射線を用いないで腫瘍中の変化の早期の指標をもたらすことができる。さらに、所在突き止めシステム１０は、標的を連続して追跡して客観的データ（例えば、絶対座標系における三次元座標）を記憶装置、ユーザインターフェイス、線形加速器及び（又は）他の装置に提供する。システム１は、患者の肺の中の腫瘍又は他の標的を治療するための誘導型放射線療法との関連で以下に説明されるが、このシステムは、他の治療及び（又は）診断目的で患者の体内の他の標的を追跡したりモニタするために利用できる。

図示の実施形態の放射線送出し源は、イオン化放射線装置２０（即ち、線形加速器）である。適当な線形加速器は、カリフォルニア州パーロ・アルト所在のバリアン・メディカル・システムズ・インコーポレイテッド（Varian Medical Systems, Inc.）、ニュージャージー州アイスリン所在のシーメンス・メディカル・システムズ・インコーポレイテッド（Siemens Medical Systems, Inc. ）、ニュージャージー州アイスリン所在のエレクタ・インストラメンツ・インコーポレイテッド（Electa Instruments, Inc.）、又は日本国の三菱電機株式会社によって製造されている。かかる線形加速器は、種々の治療計画ソフトウェアシステムと関連して、従来型一門又は多門照射療法、３Ｄ原体照射療法（３Ｄ ＣＲＴ）、強度変調放射線療法（ＩＭＲＴ）、定位放射線療法及び切断療法（tomo therapy）を提供することができる。放射線送出し源２０は、イオン化放射線のゲートされ、輪郭付けられ又は付形されたビーム２１を可動ガントリ２２から放射線送出し源２０に対して外部座標系中の既知の場所のところに位置する領域又はボリュームに送り出す。器械アイソセンタと呼ばれるこの空間中の点は、イオン化放射線ビーム２１が差し向けられる点である。
追跡システムは、所在突き止めシステム１０及び１つ又は２つ以上のマーカ４０を有している。所在突き止めシステム１０は、三次元座標系中のマーカ４０の実際の存在場所を突き止め、マーカ４０は代表的には、患者６の体内に植え込まれる。図１及び図２に示す実施形態では、より具体的に説明すると、マーカ４０ａ〜４０ｃとして個々に区別された３つのマーカが、標的２内又はその近くの場所で患者６の肺４の中に植え込まれている。他の用途では、特定の用途に応じて単一のマーカ、２つのマーカ又は４つ以上のマーカを用いることができる。例えば、２つのマーカが非常に望ましい。というのは、標的の存在場所を正確に突き止めることができ、又、経時的なマーカ相互間の相対変位を用いて患者の体内におけるマーカの移動をモニタできるからである。マーカ４０は、かかるマーカ４０が標的２に対して少なくとも実質的に固定されるように（例えば、マーカが標的と一緒にすぐに動き又は少なくとも標的の運動に正比例して動くように）望ましくは標的２に関連して配置される。マーカ４０と標的２の標的アイソセンタＴとの間の相対位置を、患者を台の上に載せる前の治療計画段階の際に、ＣＴスキャナ又は他形式のイメージング又は画像化システムにより定められた外部座標系に対して求めるのがよい。図１及び図２に示すシステム１の特定の実施形態では、所在突き止めシステム１０は、患者準備プロセス中、患者への照射を行いながら、外部絶対座標系に対するマーカ４０の三次元座標をリアルタイムで追跡して隣接の健常な組織に対する付随的作用効果を軽減すると共に所要の線量が標的に当てられるようにする。

１．選択されたマーカ及び所在突き止めシステムの一般的動作原理
図３は、患者の肺の中の腫瘍又は他の標的を治療するための所在突き止めシステム１０及びマーカ４０ａ〜４０ｃの実施形態の動作原理を示す略図である。所在突き止めシステム１０及びマーカ４０ａ〜４０ｃは、放射線セッション前、放射線セッション中及び放射線セッション後における標的２（図１及び図２）の存在場所を突き止めるために使用される。具体的に説明すると、所在突き止めシステム１０は、マーカ４０ａ〜４０ｃの存在場所を突き止め、客観的標的位置データを、準備、治療、配備、シミュレーション、手術及び（又は）他の医療手技中にリアルタイムで記憶装置、ユーザインターフェイス、線形加速器及び（又は）他の装置にリアルタイムで提供する。所在突き止めシステムの一実施形態では、リアルタイムという用語は、客観的座標の指標が（ａ）データ中の中断が人間には識別可能ではないように十分に高い再生速度（即ち、周波数）で且つ（ｂ）原信号の測定と少なくとも実質的に同時であるほど十分低い潜伏性でユーザインターフェイスに提供されることを意味している。他の実施形態では、リアルタイムは、客観的データを放射線送出し装置に提供するために高い周波数範囲及び低い潜伏性範囲によって定義され、或いは、更に他の実施形態では、リアルタイムは、マーカの存在場所に応答して客観的データを提供する（例えば、標的の存在場所をリアルタイムで且つ（或いは）マーカの位置データを得るのと少なくとも実質的に同時である潜伏性で適切に追跡する周期性又は周波数で）ものとして定義される。

所在突き止めシステム１０は、励振源６０（例えば、パルス化磁界発生器）、センサ組立体７０及び励振源６０とセンサ組立体７０の両方に結合されたコントローラ８０を有する。励振源６０は、励振エネルギーを発生させて患者６（図１）の体内のマーカ４０ａ〜４０ｃのうち少なくとも１つにエネルギーを与える。図３に示す励振源６０の実施形態は、パルス化磁界を互いに異なる周波数で生じさせる。例えば、励振源６０は、第１のマーカ４０ａにエネルギーを与える第１の周波数Ｅ₁、第２のマーカ４０ｂにエネルギーを与える第２の周波数Ｅ₂及び第３のマーカ４０ｃにエネルギーを与える第３の周波数Ｅ₃で磁界を周波数分割多重化できる。励振エネルギーに応答して、マーカ４０ａ〜４０ｃは、ロケーション信号Ｌ₁〜Ｌ₃を固有の応答周波数で発生させる。具体的に説明すると、第１のマーカ４０ａは、第１の周波数Ｅ₁の励振エネルギーに応答して第１の周波数の第１のロケーション信号Ｌ₁を発生し、第２のマーカ４０ｂは、第２の周波数Ｅ₂の励振エネルギーに応答して第２の周波数の第２のロケーション信号Ｌ₂を発生し、第３のマーカ４０ｃは、第３の周波数Ｅ₃の励振エネルギーに応答して第３の周波数の第３のロケーション信号Ｌ₃を発生する。２つのマーカを備えた変形実施形態では、励振源は、周波数Ｅ₁，Ｅ₂で磁界を発生させ、マーカ４０ａ，４０ｂは、それぞれ、ロケーション信号Ｌ₁，Ｌ₂を発生する。

センサ組立体７０は、マーカ４０ａ〜４０ｃからのロケーション信号Ｌ₁〜Ｌ₃を検出する複数個のコイルを有するのがよい。センサ組立体７０は、互いに対し少なくとも実質的に同一平面上に位置する複数個のコイルを備えたフラットパネルであるのがよい。他の実施形態では、センサ組立体７０は、コイルの非平面状アレイであってもよい。

コントローラ８０は、励振エネルギーを互いに異なる周波数Ｅ₁〜Ｅ₃で多重化するよう励振源６０を動作させる命令を含むハードウェア、ソフトウェア又は他のコンピュータ操作可能な媒体を有する。例えば、コントローラ８０により、励振源６０は、第１の励振期間の間、第１の周波数Ｅ₁の励振エネルギーを発生し、次に、コントローラ８０により、励振源６０は、第１の検出段階の間、第１の周波数Ｅ₁の励振エネルギーを停止させ、かかる第１の検出段階中、センサ組立体７０は、第１の周波数Ｅ₁の励振エネルギーが存在しない状態で、第１のマーカ４０ａからの第１のロケーション信号Ｌ₁を検出する。次に、コントローラ８０により、励振源６０は、（ａ）第２の励振期間の間、第２の周波数Ｅ₂の第２の励振エネルギーを発生し、（ｂ）第２の検出段階の間、第２の周波数Ｅ₂の励振エネルギーを停止させ、かかる第２の検出段階の間、センサ組立体７０は、第２の周波数Ｅ₂の第２の励振エネルギーが存在していない状態で、第２のマーカ４０ｂからの第２のロケーション信号Ｌ₂を検出する。次に、コントローラ８０は、第３の周波数Ｅ₃の第３の励振エネルギーについてこの動作を繰り返し実施し、その結果、第３のマーカ４０ｃが第３の検出段階中、第３のロケーション信号Ｌ₃をセンサ組立体に送るようになっている。したがって、励振源６０は、励振期間中、パルス化磁界の形態をした励振エネルギーをマーカ４０ａ〜４０ｃの共振周波数でワイヤレスにより送り、マーカ４０ａ〜４０ｃは、検出段階中、ロケーション信号Ｌ₁〜Ｌ₃をセンサ組立体７０にワイヤレスで送る。励振段階及び検出段階を繰り返し実施すると、検出した信号の平均化を行ってノイズを減少させることができることは理解されよう。

コントローラ８０又は別個の信号プロセッサ内のコンピュータにより操作可能な媒体も又、マーカ４０ａ〜４０ｃの各々の絶対位置を三次元座標系で突き止める命令を含む。センサ組立体７０によって出力され、ロケーション信号Ｌ₁〜Ｌ₃の各々の振幅に対応する信号に基づいて、コントローラ８０及び（又は）別個の信号プロセッサは、三次元座標系におけるマーカ４０ａ〜４０ｃの各々の絶対座標を計算する。

２．リアルタイム追跡
所在突き止めシステム１０及びマーカ４０により、治療中、計画中、準備中、放射線セッション中及び放射線療法プロセスの他の時点において、患者の外部に設けられた器械アイソセンタ又は別の外部座標系に関連した標的２のリアルタイム追跡が可能になる。多くの実施形態では、リアルタイム追跡は、マーカの位置データを収集し、外部座標系（即ち、患者の外部の座標系）でマーカの存在場所を突き止め、マーカの存在場所に応答した客観的出力を外部座標系に提出することを意味する。客観的出力は、標的をリアルタイムで適切に追跡する周波数／周期性で且つ（或いは）位置データの収集と少なくとも実質的に同時の（例えば、全体として同じ期間内の）待ち時間で提供される。

例えば、リアルタイム追跡の幾つかの実施形態が、マーカの存在場所を突き止め、器械アイソセンタに対する標的の存在場所を、（ａ）ユーザインターフェイスのところでの標的存在場所の表示における中断が手順を妨害せず又は人間によって容易に識別できるような十分に高い周波数／周期性で且つ（ｂ）マーカからのロケーション信号の測定と少なくとも実質的に同時であるほど十分に短い待ち時間で計算するものとして構成される。変形例として、リアルタイムという用語は、ロケーション又は所在突き止めシステム１０が、個々のマーカ４０の各々の絶対位置及び（又は）標的の存在場所を約１ミリ秒〜５秒という周期性で、多くの場合、約１０〜１００ミリ秒という周期性で、或いは幾つかの特定の用途では、約２０〜５０ミリ秒という周期性で計算することを意味する。ユーザインターフェイス向きの用途では、例えば、周期性は、１２．５ミリ秒（即ち、８０Ｈｚの周波数）、１６．６６７ミリ秒（６０Ｈｚ）、２０ミリ秒（５０Ｈｚ）及び（又は）５０ミリ秒（２０Ｈｚ）であるのがよい。加うるに、リアルタイム追跡は更に、ロケーションシステム１０がマーカ４０及び（又は）標的２の絶対存在場所を記憶装置、ユーザインターフェイス、線形加速器又は他の装置に、所在突き止め信号がマーカ４０から送られた時点から１０ミリ秒〜５秒の待ち時間内に提供することを意味するのがよい。より特定の用途では、ロケーションシステムは一般に、マーカ４０及び（又は）標的２の存在場所を約２０〜５０ミリ秒の待ち時間内で提供する。したがって、ロケーションシステム１０は、リアルタイム追跡を行って放射線療法の効果を高めることが期待される仕方でマーカ４０及び（又は）標的２の位置を外部座標系に関してモニタする。というのは、高い放射線量を標的に当てることができ、健常な組織に対する付随的効果を軽減できるからである。

変形例として、リアルタイム追跡は更に、ロケーションシステム１０がマーカ４０及び（又は）標的２の絶対存在場所を記憶装置、ユーザインターフェイス、線形加速器又は他の装置に、所在突き止め信号がマーカ４０から送られた時点から１０ミリ秒〜５秒の待ち時間内に提供することを意味してもよい。より特定の用途では、ロケーションシステムは一般に、マーカ４０及び（又は）標的２の存在場所を約２０〜５０ミリ秒の待ち時間内で提供する。したがって、ロケーションシステム１０は、リアルタイム追跡を行って放射線療法の効果を高めることが期待される仕方でマーカ４０及び（又は）標的２の位置を外部座標系に関してモニタする。というのは、高い放射線量を標的に当てることができ、健常な組織に対する付随的効果を軽減できるからである。

変形例として、リアルタイム追跡を更に、追跡誤差によって定義できる。移動中の標的の位置の測定は、一般に追跡誤差と呼ばれる運動により引き起こされる誤差を生じる。本発明の特徴によれば、所在突き止めシステム１０及び少なくとも１つのマーカ４０により、臨床的に有意味な限度内にある追跡誤差で器械アイソセンタ又は別の外部座標系と関連した標的２のリアルタイム追跡が可能になる。

追跡誤差は、実際の測定システムに関連した２つの制限、具体的には、（ａ）標的位置が検出される時点と位置測定が可能になる時点との間の待ち時間及び（ｂ）測定の周期性によるサンプリング遅延に起因している。例えば、標的が５ｃｍ／ｓで動き、測定システムの待ち時間が、２００ミリ秒であれば、位置測定は、１ｃｍの誤差を生じることになる。この例における誤差は、任意他の測定誤差とは無関係に待ち時間のみに起因しており、この誤差は、単に、標的が、その位置が検出される時点と位置測定が利用可能になる時点との間で動いたことによるものである。この例示の測定システムは２００ミリ秒のサンプリング周期性（即ち、５Ｈｚのサンプリング周波数）を更に有する場合、ピーク追跡誤差は、２ｃｍまで増大し、平均追跡誤差は、１．５ｃｍである。

リアルタイム追跡システムが医療用途で有用であるようにするためには、追跡誤差を臨床的に有意味な限度内に保つことが望ましい。例えば、放射線療法に関し、肺内での腫瘍の動きを追跡するシステムでは、追跡誤差を５ｍｍ内に保つことが望ましい場合がある。許容可能な追跡誤差は、放射線療法に関し他の器官を追跡する場合、これよりも小さくてもよい。本発明の特徴によれば、リアルタイム追跡は、臨床的に有意味な限度内にある追跡誤差で標的位置及び（又は）回転の測定を行うことを意味している。

本明細書において説明するシステムは、標的の存在場所、回転及び動きを特徴付ける位置合わせ点として役立つ１つ又は２つ以上のマーカを利用する。本発明の特徴によれば、マーカは、標的に対して実質的に一定の関係を有する。マーカが標的と実質的に一定の関係を有していない場合、別のタイプの追跡誤差が生じることになる。一般に、このためには、マーカを追跡誤差が臨床的に有意味な限度内にあるようにするために標的に十分に密接して固定し又は植え込む必要があり、かくして、マーカは、標的の代表的な動きを示す組織又は骨内に配置されるのがよい。例えば、前立腺部に関し、標的の動きを表す組織は、前立腺部に密接し又はこれに隣接して位置する組織を含む。前立腺部を含む標的に隣接した組織としては、前立腺、腫瘍それ自体又は標的から規定された半径方向距離内に位置する組織が挙げられる。前立腺部に関し、標的から５ｃｍの半径方向距離のところに位置する組織を追跡することにより、標的の動きに対して臨床的に有用な代表的な動きが得られる。標的追跡対象の別の存在場所に応じて、半径方向距離は、これよりも長く又は短い場合がある。

本発明の特徴によれば、マーカの動きは、標的の動きの代わりである。したがって、マーカは、これが追跡されている標的と極めて明確な相関性をなして動くように配置される。追跡されるべき標的に応じて、標的とマーカとの間の極めて明確な相関関係は、様々であろう。例えば、長骨では、マーカを長骨中における標的の動きと極めて明確な相関関係をなす動きをもたらすよう長骨に沿うどこかの場所に配置するのがよい。実質的に骨に関係した解剖学的構造、例えば、頭及び頸に応答して動く軟組織に関し、標的の動きと極めて明確な相関性をなす代わりとしての動きをもたらすようマーカをバイトブロック内に配置するのがよい。軟組織に関し、上記において詳細に説明したように、標的を隣接の軟組織内に配置して標的の動きと極めて明確な相関性を持つ代用手段を提供するのがよい。

図４は、標的の存在場所及び状態をモニタするリアルタイム追跡の幾つかの特徴及び使用法を示す流れ図である。この実施形態では、放射線療法のための一体型方法９０は、放射線を多くの放射線フラクションにより患者に当てるための計画を決定する放射線計画立案（プランニング）手順９１を有する。放射線計画立案手順９１は代表的には、Ｘ線、ＣＴ、ＭＲＩ又は超音波イメージングを用いて腫瘍又は他のタイプの標的の画像を得るイメージング段階を有する。人が画像を分析してマーカ相互間の相対距離及び標的とマーカとの間の相対位置を測定する。図５Ａは、例えば、患者６、標的２及びマーカ４０を断面で示すＣＴ画像の代表例である。図５Ｂを参照すると、ＣＴスキャナの座標系Ｒ_CTにおけるマーカ４０の座標（ｘ₀，ｙ₀，ｚ₀）をオペレータにより求めることができる。マーカと標的との間の相対距離を確かめるのと同様なやり方で腫瘍の座標を求めることができる。

放射線計画立案手順９１は、イメージング機器から離れた観察領域に設けられた所在突き止めシステム１０（図３）を用いて標的を追跡する段階を更に有するのがよい。マーカ４０（図３）を追跡すると、経時的な標的の形態（例えば、寸法／形状）の変化を識別し、患者の体内での標的の運動により引き起こされる標的の軌道を求めることができる（例えば、シミュレーション法）。多くの治療計画に関し、コンピュータは、マーカ又は標的の存在場所に関する客観的な出力データをリアルタイムでユーザに提供する必要はないが、データをリアルタイムで記録するのがよい。イメージング段階中に得られた画像及びシミュレーション法で所在突き止めシステム１０を用いるイメージング段階後にマーカを追跡することにより得られた追加のデータに基づき、放射線を標的に当てるための治療計画を立てる。

所在突き止めシステム１０及びマーカ４０により、放射線を投与するための自動化患者準備プロセスの実現が可能である。治療計画を立てた後、この方法９０は、準備手順９２を有し、この準備手順において、患者を可動支持テーブル上に載せて標的及びマーカが全体として、センサ組立体に隣接して位置するようにする。上述したように、励振源を作動させてマーカにエネルギーを与え、センサは、マーカからの信号の強度を測定する。次に、コンピュータのコントローラは、（ａ）器械アイソセンタに対するマーカ及び標的の存在場所の客観値を計算し、（ｂ）標的と器械アイソセンタとの間の客観的なオフセット値を求める。図６を参照すると、例えば、客観的なオフセット値をユーザインターフェイスに提供するのがよく、このユーザインターフェイスは、器械アイソセンタに対する標的の垂直位置、側方位置及び長手方向位置を表示する。所在突き止めシステム１０の幾つかの実施形態の１つの特徴は、客観的値が、フィールドセンサ７０からの位置データをフィールドセンサ７０により受け取られたデータの人による介在無しに、コントローラ８０又は他のコンピュータで処理することによりユーザインターフェイス又は他の装置に提供されることにある。オフセット値が許容可能な範囲の外にある場合、コンピュータは、支持テーブルの制御システムを自動的に作動させてテーブルトップを標的アイソセンタが器械アイソセンタと一致するまで器械アイソセンタに対して移動させる。コンピュータコントローラは一般に、オフセットの客観的出力データを上述したようにリアルタイムでテーブル制御システムに提供する。例えば、出力が放射線投与装置に提供されるので、出力は、高いレート（１〜２０ミリ秒）及び短い待ち時間（１０〜２０ミリ秒）の状態にあるのがよい。出力データがテーブルコントローラに加えて又はこれに代えてユーザインターフェイスに提供される場合、この出力データは、比較的低いレート（２０〜５０ミリ秒）及び長い待ち時間（５０〜２００ミリ秒）の状態にあるのがよい。

一実施形態では、コンピュータコントローラは又、シミュレートされるマーカの位置及び向きに対するマーカの位置及び向きを求める。シミュレートされるマーカの存在場所は、実際のマーカがシミュレートされるマーカに関する選択された場所に位置している場合、標的が器械アイソセンタのところに位置するように選択される。マーカがシミュレートされるマーカに正しい位置合わせ及び向きにない場合、支持テーブルを正しいマーカ位置合わせが得られるよう必要に応じて調節する。このマーカの位置合わせにより、標的が６つの次元、即ち、Ｘ、Ｙ、Ｚ、ピッチ、ヨー及びロールに沿って正しく位置決めされる。したがって、患者は、標的に対する放射線療法の正確な適用が得られるよう器械アイソセンタに対して正しい位置に自動的に位置決めされる。

図４に戻ってこれを参照すると、方法９０は、放射線セッション９３を更に有する。図７は、自動化プロセスの別の特徴を示しており、この場合、所在突き止めシステム１０は、放射線セッション９３中標的を追跡し、標的と器械アイソセンタとの間のオフセットに応じて放射線投与装置２０を制御する。例えば、標的の位置が器械アイソセンタから許容変位度又は範囲の外にある場合、所在突き止めシステム１０は、信号を送って放射線の投与を中断させ又はビームの初期作動を阻止する。別の実施形態では、所在突き止めシステム１０は、信号を送ってテーブルトップ２７及び患者６を（一ユニットとして）自動的に再位置決めして標的アイソセンタがたとえ標的が動いていても放射線セッション９３中器械アイソセンタの所望の範囲内に留まるようにする。さらに別の実施形態では、所在突き止めシステム１０は、信号を送って標的が器械アイソセンタの所望範囲内に位置したときにのみ放射線を活性化させる（例えば、ゲーテッド療法（gated therapy））。肺の中の標的を治療する場合、ゲーテッド療法の一実施形態は、吸気／呼気中、標的を追跡する段階と、患者を吸気／呼気サイクルの終わりに息を止めさせる段階と、コンピュータ８０により標的と器械アイソセンタとの間の客観的オフセット値が所望の範囲内にあることが判定されると、ビーム２１を活性化させる段階とを有する。したがって、所在突き止めシステムは、患者への照射を行いながらテーブル２７及び（又は）ビーム２１の動的調整をリアルタイムで可能にする。これは、放射線が標的の周りに広いマージンを必要とすることなく標的に正確に投与されるようにすることが期待される。

所在突き止めシステムは、オフセット及び（又は）回転に関する客観的データを上述したようにリアルタイムで線形加速器及び（又は）患者支持テーブルに提供する。例えば、準備手順９２中に患者の支持テーブルを自動的に位置決めすることに関して上述したように、所在突き止めシステムは一般に、マーカの位置データを得るのと少なくとも実質的に同時に客観的出力を放射線投与装置に提供する。客観的出力は、例えば、ビーム２１を制御する信号を放射線セッション中、同じ期間のうちに放射線投与装置２０に送ることができるよう短い周期性（１〜２０ミリ秒）及び短い待ち時間（１０〜２０ミリ秒）で提供されるのがよい。放射線ビームを停止させ又は活性化させる場合又はビームコリメータのリーフ（leaf）を調節する場合、一般に、周波数を極力大きくすると共に待ち時間を極力短くすることが望ましい。したがって、幾つかの実施形態では、所在突き止めシステムは、標的存在場所及び（又は）マーカ存在場所の客観的出力データを１０ミリ秒以下の周期性及び１０ミリ秒以下の待ち時間で提供するのがよい。

方法９０は、確認又は認定手順９４を更に有し、この手順では、放射線セッション９３からのリアルタイム客観的出力データを放射線ビームのパラメータの状態と比較する。例えば、標的の存在場所を放射線セッション９３中の対応の時間間隔でビーム強度、ビーム位置及びコリメータ形態と相関させるのがよい。この相関を用いると、標的内及び標的の周りの別々の領域に送り出される放射線の線量を求めることができる。この情報は又、標的の形態又は標的軌道の変化に着目することにより、標的の或る特定の領域に対する放射線の効果を求めるために使用することもできる。

方法９０は、第１の決定（ブロック９５）を更に有するのがよく、この第１の決定では、確認手順９４からのデータを分析して治療が完了したかどうかを判定する。治療が完了していない場合、方法９０は、第２の決定（ブロック９６）を更に有し、この第２の決定では、確認手順の結果を分析して治療計画が標的の変化を補償するために修正されるべきであるかどうかを判定する。修正が必要な場合、この方法は、計画立案手順９１の繰り返しに進むのがよい。他方、治療計画が適切な結果をもたらしている場合、この方法９０は、放射線療法のその後の部分において準備手順９２、放射線セッション９３及び確認手順９４を繰り返し行うことにより進むのがよい。

所在突き止めシステム１０は、高線量の放射線を狭いマージン内の標的に正確に投与する性能を高める幾つかの特徴を個々に又は互いに組み合わせて提供する。例えば、所在突き止めシステムの多くの実施形態は、患者の体内に植え込まれるリード線無し（リードレス）マーカを用い、これらリード線無しマーカが標的に対して実質的に固定されるようにする。したがって、マーカは、標的と共に直接動くか標的の動きに対し比例関係をなして動くかのいずれかを行う。その結果、呼吸、器官の充満、心機能又は他の要因によって引き起こされる標的の内部運動を医療手技前、医療手技中及び医療手技後に識別すると共に正確に追跡することができる。さらに、所在突き止めシステム１０は、多くの特徴として、非イオン化エネルギーを用いて客観的出力をもたらす仕方でリード線無しマーカを外部の絶対座標系で追跡する。一般に、客観的出力は、所在突き止めシステム１０が標的を追跡して客観的出力を提供している間、人にデータ（例えば、画像）を解釈させないで、コンピュータで求められる。これにより、マーカの位置を検出する時点と客観的出力が装置又はユーザに提供される時点との間の待ち時間が大幅に減少する。例えば、これにより、標的の存在場所に応答する客観的出力をマーカの位置データの収集と少なくとも実質的に同時に提供できる。このシステムも又、データ（例えば、画像）の主観的な解釈に付きもののユーザ自身に関わるばらつきを効果的に無くす。

上述した実施形態では、マーカ４０は、マーカが患者の体内で標的２と一緒に動くようにするために標的２内又はその隣りに皮下的に植え込まれるものとして説明されると共に図示されている。変形実施形態では、マーカを標的２の近くに植え込むのに加えて、患者の外面に実装してもよい。かかる表面取付け型マーカをテープ又は他のタイプの接着剤を用いて患者に実質的に固定された位置で着脱自在に付着させるのがよい。

表面取付け型マーカは、放射線治療プログラムの実施中、患者のベースライン（基線）胴回り（前後寸法及び横寸法）をモニタするのに有用な場合がある。患者分離値と呼ばれるベースライン胴回り測定値は、化学療法又は放射線療法の効果のために経時的に変化する場合がある。患者分離値のかかる変化は、治療計画を無効にする場合がある。というのは、放射線ビームを減衰させるのに有効な組織の量が少ないからである。コントローラ８０は、表面取付け型マーカ相互間の相対距離の測定結果に基づいて患者分離値の変化の程度を検出することができる。患者分離値の変化の測定された程度が所定の限度を超えている場合、コントローラ８０は、治療計画を練り直す旨の警告メッセージを送ることができる。

表面取付け型マーカは、放射線療法手順の実施前及び（又は）実施中、患者準備手順を改良するために使用することもできる。例えば、表面マーカの存在場所を用いると、患者の外皮と線形アクチュエータ又はテーブルトップとの間の標的と皮膚との間の距離（Target Skin Distance）又は源と皮膚の間の距離（Source Skin Distance）を計算することができる。

Ｃ．運搬器具、マーカ及び所在突き止めシステムの特定の実施形態
運搬器具、マーカ、励振源、センサ及びコントローラの以下の特定の実施形態は、図１〜図７を参照して上述したシステム及び方法を実施する上での追加の詳細を提供する。本発明者は、多くの課題を解決して（ａ）ワイヤレスで送られる励振エネルギーに応答してワイヤレスで送られるロケーション信号を生じさせ、（ｂ）患者の肺の中又はその近くに植え込まれるのに十分小さな断面を持つマーカの存在場所を正確に突き止める運搬器具、マーカ及び所在突き止めシステムを開発した。これら特徴を備えたシステムは、幾つかの実用上の利点を有し、かかる利点としては、（ａ）イオン化放射線が不要であること、（ｂ）マーカとセンサとの間に視準線（line-of-sight）が不要であること、（ｃ）標的の存在場所及び（又は）回転の客観的な測定が行えることが挙げられる。当業者が患者の肺の中にある腫瘍に関する放射線療法のためのかかる所在突き止めシステムを構成してこれを利用することができるよう以下の特定の実施形態について十分詳細に説明するが、本発明は、運搬器具、マーカ、励振源、センサ組立体及び（又は）コントローラの以下の実施形態には限定されない。

１．運搬器具
本発明の幾つかの実施形態の一特徴は、マーカ４０を患者の肺の中に位置する腫瘍の中に又は少なくともその近くに送り込み又は配備することにある。図８は、マーカ４０を患者の体内に配備するための運搬器具８００の断面図である。運搬器具８００は、患者の呼吸器系内の管腔を通るよう形作られた気管支鏡、カテーテル又は他の器具であるのがよい。運搬器具８００は、取っ手８０２及び取っ手８０２に取り付けられた細長い本体８０４を有する。より詳細に説明すると、細長い本体８０４は、取っ手８０２のところに位置する近位部分８０６及び呼吸器系の管腔を通るよう形作られた遠位部分８０８を有する。多くの実施形態では、細長い本体８０４の遠位部分８０８は、可撓性（フレキシブル）であるが、他の実施形態では、細長い本体全体が可撓性又は剛性であってよい。マーカ４０は、患者の体内への配備が可能なように細長い本体８０４の遠位部分８０８によって支持されている。幾つかの実施形態では、運搬器具８００は、マーカ４０を患者の体内に放出するよう取っ手８０２から操作可能な配備機構体８１０を更に有する。配備機構体８１０は、マーカ４０を細長い本体８０４の遠位部分８０８から押し出すプッシュロッドであるのがよい。変形実施形態では、配備機構体８１０は、カニューレ及びカニューレ内に摺動自在に受け入れられたスタイレットを有してもよい。この実施形態では、カニューレ及びスタイレットは、細長い本体８０４の遠位部分８０８を越えて遠位側へ突き出るよう一緒に動くよう構成され、この場合、マーカを患者の体内に放出するためにカニューレをスタイレットに対して近位側へ引っ込めるのがよい。運搬器具８００に使用できるカニューレ及びスタイレットの例示の実施形態について図９を参照して以下に説明する。

運搬器具８００は、取っ手８０２から操作できる舵取り機構体８１２を更に有している。舵取り機構体８１２は、遠位部分８０８のところに設けられた取付け箇所及び細長い本体８０４に対して長手方向に動くよう構成された摺動可能な部材８１４を有するのがよい。摺動可能な部材８１４の長手方向の運動により、遠位部分８０８は、呼吸器系の管腔の曲り部及び二股部を通って運搬器具８００を舵取りする仕方で撓む。他の実施形態では、舵取り機構体は、可撓性支持要素及び可撓性支持要素に取り付けられた可撓性制御要素を有し、制御要素に張力が加えられると、可撓性支持要素が撓むようになっている。適当な舵取り機構体が、米国特許第６，７０２，７８０号明細書及び米国特許出願公開第２００３／０２０８１０１号明細書に記載されており、これら両方の特許文献を参照により引用し、これらの記載内容を本明細書の一部とする。

図９は、本発明の別の実施形態の運搬器具８２０の等角図である。運搬器具８２０は、マーカ４０を患者の肺の中に経胸郭的経皮的に植え込むための針又は他形式の導入器であるのがよい。運搬器具８２０は、取っ手８２２、取っ手８２２内に受け入れられたスライダ８２４及びスライダ８２４に取り付けられたアクチュエータ８２６を有する。運搬器具８２０は、スライダ８２４に取り付けられたカニューレ８２８及び取っ手８２２に固定的に取り付けられたスタイレット８２９を更に有する。使用にあたり、カニューレ８２８及びスタイレット８２９を患者の体内に経皮的に挿入する。マーカ４０が標的に対して所望の場所に位置したとき、アクチュエータ８２６を近位側へ引いてスライダ８２４を取っ手８２２内で近位側へ移動させる。この移動により、カニューレ８２８がスタイレット８２９上でこれに沿って引っ込められてマーカ４０が患者の体内に放出される。マーカの経皮植え込みを可能にする運搬器具８２０及び運搬器具の幾つかの他の実施形態が、米国特許出願第６０／５９０，５２１号明細書及び同第１０／３３４，６９９号明細書に記載されており、これら両方の特許文献を参照により引用し、これらの記載内容全体を本明細書の一部とする。

図１０は、本発明の方法の実施形態によるマーカの配備方法の概略断面図である。図１０は特に、患者の呼吸器系８５０の一部を示している。呼吸器系８５０は、胸郭８７０内に位置し、胸部８７２及び横隔膜８７６によって形成された空間を占める。呼吸器系８５０は、気管８５２、左主気管支８５４、右主気管支８５６及び主気管支から互いに枝分かれした複数本の気管支８５８を更に有している。例えば、気管支８５８としては、一次気管支（肺葉気管支）、一次気管支から枝分かれした二次気管支（分節気管支）及び二次気管支から枝分かれした三次気管支（区画気管支）が挙げられる。気管支は、肺葉８６１，８６２，８６３，８６４，８６５に通じる通路となる。

本発明による装置及び方法の幾つかの実施形態の一特徴は、運搬器具８００を標的に関連して所望の部位に正確に案内することにある。一実施形態では、運搬器具の遠位部分を案内するのに、マーカを上述したマーカ４０ａ〜４０ｃの所在突き止めと類似した仕方で放出する前に、マーカ４０の所在をリアルタイムで突き止めるのがよい。他の実施形態では、運搬器具８００は、上述した方法に従って本体８０４に固定され、所在場所が突き止められるマーカ４０と類似した別個のリード線無しマーカを有するのがよく、又は、運搬器具８００は、Ｘ線透視による所在突き止めが可能なように本体に固定された放射線不透過性マーカを有するのがよい。さらに別の実施形態では、運搬器具８００は、カテーテルの先端部の存在場所を電磁的に突き止める複数個のセンサ及び（又は）トランスポンダを備えたワイヤードシステムを有するのがよい。ワイヤードマーカは、運搬器具８００に取り付けられ、リード線無しマーカ４０に加えて、細長い本体８０４の遠位部分８０８のところで放出可能に支持される。適当なワイヤードナビゲーションシステムは、以下の米国特許及び米国特許出願公開、即ち、米国特許第６，８３３，８１４号、米国特許第６，７１１，４２９号、米国特許第６，６１５，１５５号、米国特許第６，５７４，４９８号、米国特許第６，５５８，３３３号、米国特許第６，１８８，３５５号、同第６，２２６，５４３号、同第６，５９３，８８４号、米国特許出願公開第２００４／０００６２６８号、同第２００２／０１９３６８６号、同第２００３／００７４０１１号、同第２００３／０２１６６３９号、同第２００１／００３１９８５号、同第２００３／０１６０７２１号、同第２００２／００６２２０３号、同第２００２／００４２５７１号、及び同第２００２／０００５７１９号に開示されており、これら特許文献を参照により引用し、これらの開示内容全体を本明細書の一部とする。変形実施形態では、運搬器具８００を当該技術分野において知られた蛍光透視又は光学（例えば、気管支鏡）手技下で案内できる。

マーカを呼吸器系の管腔内に配備するため、代表的には、細長い本体８０４の遠位部分８０８を患者の口又は鼻に通して気管８５２内に挿入する。細長い本体８０４が剛性の場合、代表的には、細長い本体の遠位部分を気管８５２又は気管８５２の全体として近位側の肺の別の通路に沿って位置決めする。図１０に示す実施形態では、細長い本体８０４は、可撓性であり、この細長い本体を案内して多くの気管支内に舵取りしてマーカを肺の中へより深く位置決めするのがよい。細長い本体８０４の遠位部分８０８を、磁気、光学又はＸ線透視誘導システムを用いて上述したような場所に案内することができる。加うるに、上述した舵取り機構体又は遠位部分８０８の方向を変化させる他の適当な機構体を用いて細長い本体８０４の遠位部分８０８を舵取りすることができる。マーカ４０が腫瘍と関連した所望の場所にあるとき、マーカ４０を細長い本体８０４から放出し、肺の特定の通路内に植え込む。

変形実施形態では、細長い本体８０４の遠位部分８０８を通路のうちの１本の管腔壁に通してマーカ４０を肺の組織又は肺の近くに位置する他の組織内に植え込む。別の変形実施形態では、経皮インプラント、例えば図９に示す運搬器具８２０を胸郭８７０に通してマーカを肺の組織内に植え込む。

２．マーカ
図１１Ａは、マーカ４０のうちの１つの実施形態を示す断面図である。この実施形態では、マーカ４０は、トランスポンダ４２を有し、このトランスポンダは、コア４４、コア４４の周りに設けられたコイル４６及びコイル４６に電気的に結合されたキャパシタ４８を有する。コア４４は代表的には、フェライトで構成され、コイル４６は、コア４４の周りに施されたワイヤの複数本の巻線を有する。トランスポンダ４２を患者の体内に植え込まれるよう構成されたカプセル４９に収納するのがよい。カプセル４９は代表的には、生体適合性材料で作られる。トランスポンダ４２は、多くの用途で小さな断面寸法を有する。例えば、トランスポンダ４２は、直径が０．５〜３ｍｍ、望ましくは１〜２ｍｍの円筒形部分を有するのがよい。トランスポンダ４２は、ワイヤレスで送られた励振エネルギーを受け取り、この励振エネルギーに応答してワイヤレスで送られるロケーション信号を出す共振磁気回路である。したがって、トランスポンダ４２は、励振エネルギーがトランスポンダに電力供給する共振周波数を有する。所在突き止めシステム１０及びマーカ４０の種々の実施形態の幾つかの特定の細部について図１１Ｂ〜図２４を参照して以下に説明する。

図１１Ａに示すマーカ４０は、マーカ４０を患者６の肺４の中又はこれに隣接して位置する通路に取り付けるアンカを更に有している。図１１Ａに示すアンカ５０は、カプセル４９に取り付けられた螺旋ステントである。アンカ５０は、引っ込み位置と配備位置との間でマーカの長手方向軸線に関して半径方向に動く。アンカ５０は例えば、引っ込み位置では、気管支鏡又は経皮経胸郭導入器に嵌まり込む第１の直径Ｄ₁を有するのがよい。アンカ５０は、導入器から突き出された後、配備位置において管腔（例えば、呼吸路）の内壁に係合する、第１の直径Ｄ₁よりも大きな第２の直径Ｄ₂に拡張する。使用にあたり、アンカ５０は、管腔の内壁に半径方向外方に圧接してマーカ４０を通路内に保持する。アンカ５０は、米国特許出願第１０／４３８，５５０号明細書（この米国特許出願を参照により引用し、その記載内容を本明細書の一部とする）に記載されているような他の実施形態を更に有することができ、アンカ５０を図１２Ａ〜図１６を参照して以下に説明するマーカのうち任意のものに使用することができる。

図１１Ｂは、マーカ４０を患者６の肺４の中又はこの近くの通路内に固定するアンカ８８０の別の実施形態を備えたマーカ４０を示している。アンカ８８０は、複数個のリンク８８４により支持された傘状カバー８８２を有し、これらリンクは、実線で示す収納位置から破線で示す配備位置に外方へ（矢印Ｏ）動く。アンカ８８０は、マーカ４０をアンカ８８０に連結するテザー又は取付け器具８８６を更に有している。使用にあたり、アンカ８８０は、マーカをカテーテル又は気管支鏡から放出したときに、配備位置に拡張してマーカを管腔内に保持する。

図１１Ｃは、本発明の別の実施形態によるアンカ８９０を備えたマーカ４０を示している。この実施形態では、アンカ８９０は、円筒形部分８９２及び円筒形部分８９２に取り付けられていて、円筒形部分８９２を半径方向外方へ押圧する弾性部材８９４を更に有している。アンカ８９０は、マーカ４０をアンカ８９０に取り付けるテザー８９６を更に有している。アンカ８８０，８９０及びマーカ４０の配備のための他の適当なアンカは、以下の米国特許及び米国特許出願公開、即ち、米国特許第６，２５８，１００号、米国特許第６，５９２，５９４号及び米国特許出願第２００３／０２１２４１２号に開示されており、これら特許文献を参照により引用し、これらの開示内容全体を本明細書の一部とする。

図１２Ａは、所在突き止めシステム１０（図１〜図７）に用いられるマーカ１００の等角図である。図１２Ａに示すマーカ１００の実施形態は、ケーシング１１０及びケーシング１１０内に設けられた磁気トランスポンダ１２０（例えば、共振回路）を有する。ケーシング１１０は、患者の体内に植え込まれ又は器械の本体内に収納されるよう形作られたバリヤである。変形例として、ケーシング１１０は、患者の皮膚に外部からくっつけられるよう構成されていてもよい。ケーシング１１０は、小径の導入器、例えば、気管支鏡又は経皮経胸郭インプラントのボア内に嵌まり込むよう寸法決めされた全体として円筒形のカプセルであるのがよいが、ケーシング１１０は、他の形態を有すると共にこれよりも大きな又は小さいものであってよい。ケーシング１１０は、例えば、ケーシング１１０を軟組織内に定着させる棘又は他の特徴部、或いは、ケーシング１１０を患者の皮膚に外部から取り付ける接着剤を有するのがよい。マーカ１００を患者に固定する適当な定着機構体が、米国を指定国とする国際公開第０２／３９９１７号パンフレットに開示されており、この国際公開を参照により引用し、この開示内容を本明細書の一部とする。一実施形態では、ケーシング１１０は、（ａ）閉鎖端部１１４及び開口端部１１６を備えたカプセル又はシェル１１２及び（ｂ）シェル１１２の開口端部１１６内に設けられたシーラント１１８を有している。ケーシング１１０及びシーラント１１８は、プラスチック、セラミック、ガラス又は他の適当な生体適合性材料で作られたものであるのがよい。

磁気トランスポンダ１２０は、上述したようにワイヤレスで送られた励振場に応答してロケーション信号をワイヤレスで送る共振回路を有するのがよい。この実施形態では、磁気トランスポンダ１２０は、導体１２４の複数本の巻線で構成されたコイル１２２を有している。磁気トランスポンダ１２０の多くの実施形態は、コイル１２２に結合されたキャパシタ１２６を更に有する。コイル１２２は、選択された共振周波数で共振する。コイル１２２は、キャパシタを設けていない状態で、巻線の寄生キャパシタンスを用いるだけで共振周波数で共振することができ、又は、コイル１２２とキャパシタ１２６の組合せを用いて共振周波数を生じさせることができる。したがって、コイル１２２は、それ自体によるかキャパシタ１２６との組合せによるかのいずれかで励振エネルギーに応答して選択された共振周波数で交番磁界を発生させる。図示の実施形態の導体１２４は、ゲージ（番数）が約４５〜５２の熱風又はアルコール結合ワイヤであるのがよい。コイル１２２は、８００〜１，０００個のターンを有するのがよく、巻線は好ましくは、密な成層コイルの状態に巻回される。磁気トランスポンダ１２０は、適当な透磁率を有する材料で構成されたコア１２８を更に有するのがよい。例えば、コア１２８は、フェライト又は別の材料で構成された強磁性要素であるのがよい。磁気トランスポンダ１２０を接着剤１２９によってケーシング１１０に固定するのがよい。

マーカ１００は、マーカをＸ線撮影像中で一層識別可能にするよう、マーカのＸ線撮影像を際立たせるイメージング要素を更に有する。イメージング要素は、Ｘ線撮影像中にＸ線撮影プロフィールを更に有し、従って、マーカは、磁気トランスポンダ１２０の磁気中心と少なくともほぼ一致したＸ線写真中心を有するようになる。以下に詳細に説明するように、Ｘ線写真中心及び磁気中心は、互いに正確に一致する必要がなく、それどころか、許容可能な範囲内にあればよい。

図１２Ｂは、図１２Ａの１２Ｂ−１２Ｂ線に沿って取ったマーカ１００の断面図であり、この図１２Ｂは、本発明の実施形態によるイメージング要素１３０を示している。図１２Ａ及び図１２Ｂに示すイメージング要素１３０は、第１のコントラスト要素１３２及び第２のコントラスト要素１３４を有している。第１のコントラスト要素１３２及び第２のコントラスト要素１３４は全体として、マーカ１００が磁気トランスポンダ１２０の磁気中心Ｍ_cと少なくとも実質的に一致するＸ線写真中心Ｒ_cを有するように磁気トランスポンダ１２０に対して構成されている。例えば、イメージング要素１３０が２つのコントラスト要素を有している場合、コントラスト要素は、磁気トランスポンダ１２０及び（又は）互いに対して対称に配置されるのがよい。コントラスト要素は又、磁気トランスポンダ１２０からＸ線撮影的に別個のものであるのがよい。かかる実施形態では、互いに別個のコントラスト要素の対称配置により、Ｘ線撮影像中のマーカ１００のＸ線写真中心を正確に見極める性能が向上する。

図１２Ａ及び図１２Ｂに示す第１のコントラスト要素１３２及び第２のコントラスト要素１３４は、コア１２８の互いに反対側の端部のところに位置決めされた連続リングである。第１のコントラスト要素１３２は、コア１２８の第１の端部１３６ａのところ又はその辺りに位置するのがよく、第２のコントラスト要素１３４は、コア１２８の第２の端部１３６ｂのところ又はその辺りに位置するのがよい。図１２Ａ及び図１２Ｂに示す連続リングは、実質的に同一の直径及び厚さのものである。他の実施形態では、しかしながら、第１のコントラスト要素１３２及び第２のコントラスト要素１３４は、他の形態を有すると共に（或いは）コア１２８に対して他の場所に位置してもよい。例えば、第１のコントラスト要素１３２及び第２のコントラスト要素１３４は、直径及び（又は）厚さの互いに異なるリングであってもよい。

イメージング要素１３０により生じた画像のＸ線写真中心は、磁気中心Ｍ_cと絶対に一致している必要はなく、それどころか、Ｘ線写真中心及び磁気中心は、許容可能な範囲にあることが必要である。例えば、Ｘ線写真中心Ｒ_cは、Ｘ線写真中心Ｒ_cと磁気中心Ｍ_cとの間のオフセットが約５ｍｍ以下である場合、磁気中心Ｍ_cと少なくともほぼ一致していると考えることができる。より厳格な用途では、磁気中心Ｍ_c及びＸ線写真中心Ｒ_cは、これら中心相互間のオフセットが２ｍｍ又は１ｍｍ未満である場合、互いに少なくとも実質的に一致していると考えられる。他の用途では、磁気中心Ｍ_cは、磁気中心Ｍ_cとＸ線写真中心Ｒ_cが磁気トランスポンダ１２０及び（又は）マーカ１００の長さの半分以下の距離だけ互いに間隔を置いて位置している場合、Ｘ線写真中心Ｒ_cと少なくともほぼ一致している。

イメージング要素１３０は、Ｘ線撮影像を生じさせるのに用いられる放射線ビームの入射光子の高いフラクションを吸収する材料で作られると共に適切に構成されたものであるのがよい。例えば、イメージング放射線がメガボルト範囲内の高い加速電圧を有している場合、イメージング要素１３０は、イメージング要素に入射する光子フリューエンスのうち、結果的に得られるＸ線写真中に見えるに足るほどの量を吸収するのに十分な厚さ及び断面積を備えた高密度材料で作られる。治療に用いられる多くの高エネルギービームは、６ＭＶ〜２５ＭＶの加速電圧を有し、これらビームは、５ＭＶ〜１０ＭＶ、又はより具体的には６ＭＶ〜８ＭＶのＸ線写真像を生じさせるために用いられる場合が多い。したがって、イメージング要素１３０は、５ＭＶ〜１０ＭＶの加速電圧、又はより具体的には６ＭＶ〜８ＭＶの加速電圧を持つビームを用いて得られる像中に見える入射光子フリューエンスを十分に吸収する材料で作られるのがよい。

イメージング要素１３０の幾つかの特定の実施形態を金、タングステン、白金及び（又は）他の高密度金属で作るのがよい。これら実施形態では、イメージング要素１３０は、１９．２５ｇ／ｃｍ³の密度（タングステンの密度）及び（又は）２１．４ｇ／ｃｍ³の密度（白金の密度）を有する材料で構成されるのがよい。したがって、イメージング要素１３０の多くの実施形態は、密度が１９ｇ／ｃｍ³以上である。しかしながら、他の実施形態では、イメージング要素１３０の材料は、密度が実質的にこれよりも低くてもよい。例えば、低密度材料で構成されたイメージング要素は、Ｘ線写真像を作るのに低エネルギー放射線を用いる用途に適している。さらに、第１のコントラスト要素１３２及び第２のコントラスト要素１３４は、第１のコントラスト要素１３２が第１の材料で作られ、第２のコントラスト要素１３４が、第２の材料で作られるように互いに異なる材料で構成されるのがよい。

図１２Ｂを参照すると、マーカ１００は、キャパシタ１２６から見てコア１２８の反対側の端部のところにモジュール１４０を更に有するのがよい。図１２Ｂに示すマーカ１００の実施形態では、モジュール１４０は、Ｘ線撮影像の対称性を高めるようキャパシタ１２６に対して対称であるように構成されている。第１及び第２のコントラスト要素１３２，１３４の場合と同様、モジュール１４０及びキャパシタ１２６は、マーカの磁気中心がマーカ１００のＸ線写真中心と少なくともほぼ一致する。モジュール１４０は、キャパシタ１２６と同一の別のキャパシタであってもよく、或いは、モジュール１４０は、電気的に不活性な要素であってもよい。適当な電気的に不活性のモジュールとしては、キャパシタ１２６のような形状をしていて、互いに対称であるようにコイル１２２、コア１２８及びイメージング要素１３０に関連して配置されたセラミックブロックが挙げられる。さらに別の実施形態では、モジュール１４０は、磁気トランスポンダ１２０に電気的に結合された異なるタイプの電気的に活性な要素であってもよい。

マーカを用いる特定の一方法では、第１のモダリティを用いてマーカを画像化し、次に第２のモダリティを用いて患者の標的及び（又は）マーカを追跡する。例えば、標的に対するマーカの存在場所を突き止めるには、放射線を用いてマーカ及び標的を画像化するのがよい。次に、励振エネルギーに応答してマーカにより生じた磁界を用いてマーカ及び（又は）標的の所在を突き止めてこれらを追跡してもよい。

図１２Ａ〜図１２Ｂに示すマーカ１００は、マーカと患者の標的との間の相対位置をより正確に求めるために従来型磁気マーカと比較して高度化されたＸ線撮影像を提供することが見込まれる。図１２Ｃは、例えば、マーカ１００のＸ線撮影像１５０及び患者の標的Ｔを示している。第１のコントラスト要素１３２及び第２のコントラスト要素１３４は、Ｘ線撮影像１５０中においてより明確であることが見込まれる。というのは、これらコントラスト要素は、磁気トランスポンダ１２０のコンポーネントよりも高い密度の材料で構成されている場合があるからである。したがって、第１のコントラスト要素１３２及び第２のコントラスト要素１３４は、磁気トランスポンダ１２０のコンポーネントが像中に見える用途においてダンベル形状の球状端部として見える場合がある。或る特定のメガボルト用途では、磁気トランスポンダ１２０のコンポーネントは、Ｘ線撮影像１５０上で全く見えない場合があり、従って、第１のコントラスト要素１３２及び第２のコントラスト要素１３４は、互いに別々の明確に区分された領域として見えることになろう。いずれの実施形態においても、第１のコントラスト要素１３２及び第２のコントラスト要素１３４は、マーカ１００のＸ線写真中心Ｒ_cの存在場所を像１５０中に突き止めることができる座標系を提供する。さらに、イメージング要素１３０は、Ｘ線写真中心Ｒ_cが磁気中心Ｍ_cと少なくともほぼ一致するよう構成されているので、標的Ｔと磁気中心Ｍ_cとの間の相対的なオフセット又は位置は、マーカ１００を用いて正確に求めることができる。したがって、図１２Ａ〜図１２Ｃに示すマーカ１００の実施形態は、Ｘ線写真像中のマーカのＸ線写真中心及び磁気中心を不正確に推定することにより生じる誤差を軽減することが見込まれる。

図１３Ａは、内部コンポーネントを示すための切除部分を備えたマーカ２００の等角図であり、図１３Ｂは、図１３Ａの１３Ｂ−１３Ｂ線に沿って取ったマーカ２００の断面図である。マーカ２００は、上記の図１２Ａに示すマーカ１００とほぼ同じであり、かくして、同一の参照符号は、同一のコンポーネントを示している。マーカ２００は、マーカ２００が単一のコントラスト要素により構成されるイメージング要素２３０を有している点においてマーカ１００とは異なっている。イメージング要素２３０は一般に、磁気トランスポンダ１２０に対して、マーカ２００のＸ線写真中心が磁気トランスポンダ１２０の磁気中心と少なくともほぼ一致するように構成されている。イメージング要素２３０は、より具体的に説明すると、磁気トランスポンダ１２０の中間領域のところでコイル１２２の周りに延びるリングである。イメージング要素２３０は、図１２Ａ及び図１２Ｂのイメージング要素１３０に関して上述したのと同じ材料で構成されるのがよい。イメージング要素２３０は、コイル１２２の外径にほぼ等しい内径及びケーシング１１０内の外径を有するのがよい。しかしながら、図１３Ｂに示すように、イメージング要素２３０の内周部とコイル１２２の外周部との間にスペーサ２３１を設けるのがよい。

マーカ２００は、上述したマーカ１００とほぼ同じ仕方で動作することが見込まれる。しかしながら、マーカ２００は、Ｘ線写真像中に２つの明確で別々な点をもたらす２つの別々のコントラスト要素を備えていない。イメージング要素２３０は、これがＸ線写真像中のマーカ２００のＸ線写真中心を識別する点において依然として非常に有用であり、このイメージング要素は、マーカ２００のＸ線写真中心が磁気トランスポンダ１２０の磁気中心と少なくともほぼ一致するように構成されているのがよい。

図１４Ａは、切除部分を備えたマーカ３００の等角図であり、図１４Ｂは、図１４Ａの１４Ｂ−１４Ｂ線に沿って取ったマーカ３００の断面図である。マーカ３００は、図１３Ａ及び図１３Ｂに示すマーカ２００と実質的に同じであり、かくして、同一の参照符号は、図１２Ａ〜図１４Ｂにおいて同一のコンポーネントを示している。イメージング要素３３０は、磁気トランスポンダ１２０に対して、マーカ３００のＸ線写真中心が磁気トランスポンダ１２０の磁気中心と少なくともほぼ一致するように構成された高密度リングであるのがよい。マーカ３００は、具体的に説明すると、ケーシング１１０の周りに設けられたイメージング要素３３０を有する。マーカ３００は、図１３Ａ及び図１３Ｂに示すマーカ２００と非常によく似た仕方で動作することが見込まれる。

図１５は、本発明の別の実施形態によるマーカ４００を示す切除部分を備えた等角図である。マーカ４００は、図１２Ａ〜図１２Ｃに示すマーカ１００とほぼ同じであり、かくして、同一の参照符号は、これらの図における同一のコンポーネントを示している。マーカ４００は、磁気トランスポンダ１２０の一端部のところに設けられた第１のコントラスト要素４３２及び磁気トランスポンダ１２０の別の端部のところに設けられた第２のコントラスト要素４３４を含むイメージング要素４３０を有している。第１のコントラスト要素４３２及び第２のコントラスト要素４３４は、適当な高密度材料で構成された球体である。コントラスト要素４３２，４３４は例えば、金、タングステン、白金又はＸ線撮影画像化に用いられる他の適当な高密度材料で構成されるのがよい。マーカ４００は、上述したように、マーカ１００と同様な仕方で動作することが見込まれる。

図１６は、本発明の更に別の実施形態によるマーカ５００の切除部分を備えた等角図である。マーカ５００は、図１２Ａ及び図１５に示すマーカ１００，４００と実質的に同じであり、かくして、同一の参照符号は、これらの図において同一のコンポーネントを示している。マーカ５００は、第１のコントラスト要素５３２及び第２のコントラスト要素５３４を含むイメージング要素５３０を有している。第１のコントラスト要素５３２及び第２のコントラスト要素５３４を磁気トランスポンダ１２０の互いの反対側の端部の近くに位置決めするのがよい。第１のコントラスト要素５３２及び第２のコントラスト要素５３４は、渦電流を減少させるための隙間５３５を備えた不連続リングであるのがよい。コントラスト要素５３２，５３４は、本発明の他の実施形態の他のイメージング要素のコントラスト要素に関し上述したのと同一の材料で構成されるのがよい。

本発明のマーカの追加の実施形態は、ケーシング１１０、磁気トランスポンダ１２０のコア１２８（図１２Ｂ）及び（又は）ケーシング内に設けられた接着剤１２９（図１２Ｂ）に組み込まれ又は違ったやり方でこれらと一体のイメージング要素を有するのがよい。例えば、高密度材料の粒子をフェライトと混合して押し出してコア１２８を形成するのがよい。変形実施形態では、高密度材料の粒子とガラス又は別の材料を混合してケーシング１１０を形成し又はケーシング１１０を高密度材料で被覆してもよい。さらに別の実施形態では、高密度材料を接着剤１２９と混合してケーシング１１０内に射出してもよい。これら実施形態のうちどれも、ケーシング１１０、コア１２８及び（又は）接着剤１２９の組合せに高密度材料を混ぜ込むのがよい。適当な高密度材料としては、上述したようなタングステン、金及び（又は）白金が挙げられる。

図１２Ａ〜図１６を参照して上述したマーカは、所在突き止めシステム１０（図１〜図７）のマーカ４０に使用できる。所在突き止めシステム１０は、同じタイプのイメージング要素を備えた幾つかのマーカを有してもよく、或いは、種々のイメージング要素を備えたマーカを本器械に用いてもよい。これらマーカ及びマーカの他の実施形態の幾つかの追加の細部は、米国特許出願第１０／３３４，６９８号明細書及び同第１０／７４６，８８８号明細書に記載されており、これら米国特許出願を参照により引用し、これらの記載内容を本明細書の一部とする。例えば、マーカは、低エネルギー放射線を含む用途に関しイメージング要素を備えていなくてもよく、或いは、マーカは、米国特許出願第１０／３３４，６９８号明細書に記載されているようなＭＲＩイメージングとの問題を軽減するよう量を減少させたフェライト及び金属を有してもよい。

３．所在突き止めシステム
図１７は、座標系に対するマーカ４０（概略的に示されている）の絶対存在場所を突き止める所在突き止めシステム１０００の概略ブロック図である。所在突き止めシステム１０００は、励振源１０１０、センサ組立体１０１２、センサ組立体１０１２に作動的に結合された信号プロセッサ１０１４、及び励振源１０１０及び信号プロセッサ１０１４に作動的に結合されたコントローラ１０１６を有する。励振源１０１０は、図３を参照して上述した励振源６０の一実施形態であり、センサ組立体１０１２は、図３を参照して上述したセンサ組立体７０の一実施形態であり、コントローラ１０１６は、図３を参照して上述したコントローラ８０の一実施形態である。

励振源１０１０は、マーカ４０の共振周波数に一致する選択された周波数のエネルギーを持つ波形を有する磁界を発生させるよう調節可能である。励振源１０１０により生じる磁界は、マーカにこれらのそれぞれの周波数でエネルギーを与える。マーカ４０にエネルギーを与えた後、励振源１０１０は、瞬間的に「オフ」位置に切り替わり、従ってパルス化励振磁場が停止される一方でマーカは、ロケーション信号をワイヤレスで送るようになっている。これにより、センサ組立体１０１２は、励振源１０１０からのかなり強力な磁場に起因する測定可能な干渉無く、マーカ４０からのロケーション信号を検出することができる。したがって、励振源１０１０により、センサ組立体１０１２は、マーカ４０からのロケーション信号を十分なＳＮ比で測定することができ、従って、信号プロセッサ１０１４又はコントローラ１０１６は、基準系に対するマーカ４０の絶対存在場所を正確に計算することができるようになっている。

ａ．励振源
依然として図１７を参照すると、励振源１０１０は、高電圧電源１０４０、電源１０４０に結合されたエネルギー貯蔵装置１０４２、及びエネルギー貯蔵装置１０４２に結合された切り換えネットワーク１０４４を有している。励振源１０１０は、切り換えネットワーク１０４４に結合されたコイル組立体１０４６を更に有している。一実施形態では、電源１０４０は、５００ボルト電源である。ただし、これよりも高い電圧又は低い電圧の他の電源を使用してもよい。エネルギー貯蔵装置１０４２は、一実施形態では、電源１０４０により充電でき、比較的一定の充電状態に維持できる高電圧キャパシタである。エネルギー貯蔵装置１０４２は変形例として、エネルギーを放出したりコイル組立体１０４６のコイルからエネルギーを受け取る。

エネルギー貯蔵装置１０４２における電圧降下を減少させるのに適切なエネルギーを貯蔵でき、他方、電力損を減少させるよう低い直列抵抗を備える。エネルギー貯蔵装置１０４２は又、コイル組立体１０４６をより効率的に駆動するよう低い直列インダクタンスを有する。エネルギー貯蔵装置１０４２に適したキャパシタとしては、フラッシュエネルギー用途に用いられるアルミニウム電解キャパシタ（コンデンサ）が挙げられる。変形例としてのエネルギー貯蔵装置としては又、ＮｉＣｄ電池、鉛電池並びに他のキャパシタタイプ、例えば、タンタル、フィルム等が挙げられる。

切り換えネットワーク１０４４は、個々のＨ−ブリッジスイッチ１０５０（個々に参照符号１０５０ａ〜１０５０ｄで示されている）を有し、コイル組立体１０４６は、個々のソースコイル１０５２（個々に参照符号１０５２ａ〜１０５２ｄで示されている）を有する。各Ｈ−ブリッジスイッチ１０５０は、エネルギー貯蔵装置１０４２とソースコイル１０５２のうちの１つとの間のエネルギーの流れを制御する。例えば、Ｈ−ブリッジスイッチ＃１１０５０ａは、ソースコイル＃１１０５２ａへのエネルギーの流入／流出を別個独立に制御し、Ｈ−ブリッジスイッチ＃２１０５０ｂは、ソースコイル＃２１０５２ｂへのエネルギーの流入／流出を別個独立に制御し、Ｈ−ブリッジスイッチ＃３１０５０ｃは、ソースコイル＃３１０５２ｃへのエネルギーの流入／流出を別個独立に制御し、Ｈ−ブリッジスイッチ＃４１０５０ｄは、ソースコイル＃４１０５２ｄへのエネルギーの流入／流出を別個独立に制御する。したがって、切り換えネットワーク１０４４は、ソースコイル１０５２ａ〜１０５２ｄの各々により別個独立に発生する磁界の位相を制御する。Ｈ−ブリッジ１０５０は、全てのソースコイル１０５２に関する電気信号が同相（位相が同じ）であるように構成されてもよく、或いは、Ｈ−ブリッジスイッチ１０５０は、ソースコイル１０５２のうちの１つ又は２つ以上の位相が１８０°ずれるように構成されてもよい。さらに、Ｈ−ブリッジスイッチ１０５０は、ソースコイル１０５２の１つ又は２つ以上に関する電気信号の位相が、互いに異なる位相を持つ磁界を同時に生じさせるよう０°〜１８０°ずれるように構成されたものであってもよい。

ソースコイル１０５２を座標系に対して固定された同一平面上に位置するアレイの状態に配置するのがよい。各ソースコイル１０５２は、平らで実質的に矩形のコイルを形成するよう配置された正方形の平面状巻線であるのがよい。ソースコイル１０５２は、種々の実施形態において他の形状及び他の形態を有していてもよい。一実施形態では、ソースコイル１０５２は、プリント回路板の層中に形成された個々の導電性ライン又はフォームフレーム中のワイヤの巻線である。変形例として、ソースコイル１０５２を互いに異なる基板に形成してもよく又はソースコイルのうち２つ又は３つ以上が互いに同一平面上に位置しないように配置されてもよい。加うるに、本発明の変形実施形態は、図１７に示す数よりも少ない又は多いソースコイルを有してもよい。

ソースコイル１０５２からの選択された磁界は、互いに組み合わさって、マーカ４０を励振ボリューム内で任意の空間配向状態で励振するよう互いに異なる三次元形状を有するのがよい調節可能な励振場を形成する。ソースコイル１０５２の平面状アレイが全体として水平である場合、励振ボリュームは、コイル組立体１０４６の中央領域にほぼ一致する領域の上方に位置決めされる。励振ボリュームは、コイル組立体１０４６に隣接して位置する三次元空間であり、かかる空間内では、磁界の強度は、マーカ４０に適切にエネルギーを与えるのに十分である。

図１８〜図２０は、交番電気信号が図示のＸＹＺ座標系に対して種々の軸線回りに励振場を発生させるよう位相の種々の組合せの状態でソースコイルに提供されるソースコイル１０５２の平面状アレイの略図である。各ソースコイル１０５２は、２つの外方側部１１１２及び２つの内方側部１１１４を有する。１つのソースコイル１０５２の各内方側部１１１４は、別のソースコイル１０５２の内方側部１１１４のすぐ隣りに位置するが、全てのソースコイル１０５２の外方側部１１１２は、他のどのソースコイル１０５２にも隣接して位置していない。

図１８の実施形態では、ソースコイル１０５２ａ〜１０５２ｄは各々、同一位相の交番電気信号を同時に受け取る。その結果、電流が、ソースコイル１０５２ａ〜１０５２ｄの全てを通って同一方向に流れ、１つのソースコイル（例えば、ソースコイル１０５２ａ）の内方側部１１１４に沿って流れる電流の方向１１１３が、２つの隣り合うソースコイル（例えば、ソースコイル１０５２ｃ，１０５２ｄ）の内方側部１１１４に沿って流れる電流の方向１１１３とは逆であるようになっている。したがって、内方側部１１１４に沿って生じる磁界は、互いに打ち消し合い、その結果、磁界は、ソースコイルの外方側部１１１２に沿って流れる電流から効果的に生じるようになっている。図１８に示すソースコイル１０５２ａ〜１０５２ｄからの磁界の組合せにより形成される結果的に得られる励振場は、全体として励振ボリューム１１０９内のＺ方向に向いた磁気モーメント１１１５を有する。この励振場は、Ｚ軸に平行なマーカ又は角度成分がＺ軸に沿って位置した（即ち、Ｚ軸に直交していない）状態で位置決めされたマーカにエネルギーを与える。

図１９は、交番電気信号が異なる空間配向状態の第２の励振場を発生させるよう位相の第２の組合せ状態で出力されるソースコイル１０５２ａ〜１０５２ｄの略図である。この実施形態では、ソースコイル１０５２ａ，１０５２ｃは、互いに位相が合っており、ソースコイル１０５２ｂ，１０５２ｄは、互いに位相が合っている。しかしながら、ソースコイル１０５２ａ，１０５２ｃは、ソースコイル１０５２ｂ，１０５２ｄと位相が１８０°ずれている。ソースコイル１０５２ａ〜１０５２ｄからの磁界は、互いに組み合わさって、励振ボリューム１１０９内で全体としてＹ軸方向の磁気モーメント１２１７を有する励振場を発生させる。したがって、この励振場は、Ｙ軸に平行なマーカ又は角度成分がＹ軸に沿って位置した状態で位置決めされたマーカにエネルギーを与える。

図２０は、交番電気信号が異なる空間配向状態の第２の励振場を発生させるよう位相の第３の組合せ状態で出力されるソースコイル１０５２ａ〜１０５２ｄの略図である。この実施形態では、ソースコイル１０５２ａ，１０５２ｂは、互いに位相が合っており、ソースコイル１０５２ｃ，１０５２ｄは、互いに位相が合っている。しかしながら、ソースコイル１０５２ａ，１０５２ｂは、ソースコイル１０５２ｃ，１０５２ｄと位相が１８０°ずれている。ソースコイル１０５２ａ〜１０５２ｄからの磁界は、互いに組み合わさって、励振ボリューム１１０９内で全体としてＸ軸方向の磁気モーメント１３１９を有する励振場を発生させる。したがって、この励振場は、Ｘ軸に平行なマーカ又は角度成分がＸ軸に沿って位置した状態で位置決めされたマーカにエネルギーを与える。

図２１は、ソースコイル１０５２ａ〜１０５２ｄの略図であり、Ｙ軸に平行な長手方向軸線を備えたマーカ４０にエネルギーを与えるための励振場１４２４を発生させる電流の流れを示している。切り換えネットワーク１０４４（図１７）は、ソースコイル１０５２ａ〜１０５２ｄに送られる交番電気信号の位相が図１８の形態とほぼ同じであるように構成されている。これにより、マーカ４０にエネルギーを与えるＹ方向の磁気モーメントを備えた励振場１４２４が発生する。

図２２は、互いに異なる空間配向状態にあるマーカ４０のうち任意のものにエネルギーを与える仕方で励振場を空間的に調節できることを更に示している。この実施形態では、切り換えネットワーク１０４４（図１７）は、ソースコイル１０５２ａ〜１０５２ｄに送られる交番電気信号の位相が図１８の形態とほぼ同じであるように構成されている。これにより、Ｚ軸に平行な長手方向軸線を備えるマーカ４０にエネルギーを与えるＺ方向の磁気モーメントを備えた励振場が生じる。

励振ボリューム１１０９内の励振場の空間形態を迅速に調節するには、切り換えネットワークを操作してソースコイル１０５２ａ〜１０５２ｄに送られる電気信号の位相を変化させるのがよい。その結果、磁気励振場全体を変化させると、励振ボリューム１１０９内でＸ方向、Ｙ方向又はＺ方向かのいずれかに差し向けることができる。励振場の空間配向状態のこの調節により、励振ボリューム１１０９内のブラインドスポットが減少し又は無くなる。したがって、励振ボリューム１１０９内のマーカ４０を、リード線無しマーカの空間配向状態とは無関係にソースコイル１０５２ａ〜１０５２ｄによりエネルギーを与えることができる。

一実施形態では、励振源１０１０は、センサ組立体１０１２に結合されていて、切り換えネットワーク１０４４（図１７）がセンサ組立体により受け取られた信号の強度に応じて、Ｘ軸、Ｙ軸及びＺ軸に沿う励振場のパルス化発生の向きを調節するようになっている。マーカ４０からのロケーション信号が不十分な場合、切り換えネットワーク１０４４は、次のソースコイル１０５２ａ〜１０５２ｄのパルス化中、励振場の空間配向状態を自動的に変化させて異なる軸線の方向又は軸線相互間の方向にモーメントを備えた励振場を発生させることができる。切り換えネットワーク１０４４をセンサ組立体１０１２がマーカから十分なロケーション信号を受け取るまで操作するのがよい。

図１７に示す励振源１０１０は、マーカ４０に電力供給するよう励振位相中、ソースコイル１０５２ａ〜１０５２ｄに交互にエネルギーを与え、次に、センサ組立体１０１２がマーカ４０によりワイヤレスで送られた減衰中のロケーション信号を検出する検出段階中、ソースコイル１０５２ａ〜１０５２ｄを能動的に消勢する。ソースコイル１０５２ａ〜１０５２ｄを能動的にエネルギーを与えたり消勢するため、切り換えネットワーク１０４４は、交互に、蓄えられているエネルギーをエネルギー貯蔵装置１０４２からソースコイル１０５２ａ〜１０５２ｄに送ったり、次にソースコイル１０５２ａ〜１０５２ｄからのエネルギーをエネルギー貯蔵装置１０４２に再び送り戻すよう構成されている。切り換えネットワーク１０４４は、交互に第１の「オン」位置と第２の「オン」位置を取ってソースコイル１０５２に加わる電圧が正の極性と負の極性を交互に取るようになっている。例えば、切り換えネットワーク１０４４が第１の「オン」位置に切り換えられると、エネルギー貯蔵装置１０４２中のエネルギーは、ソースコイル１０５２ａ〜１０５２ｄに流れる。切り換えネットワーク１０４４が第２の「オン」位置に切り換えられると、極性が逆になってソースコイル１０５２ａ〜１０５２ｄ中のエネルギーが能動的にソースコイル１０５２ａ〜１０５２ｄから引き出されてエネルギー貯蔵装置１０４２に戻されるようになる。その結果、ソースコイル１０５２ａ〜１０５２ｄ中のエネルギーは、エネルギー貯蔵装置１０４２に迅速に送り戻されてソースコイル１０５２ａ〜１０５２ｄから送られる励振場を急停止させ、エネルギー貯蔵装置１０４２により消費される電力を節約する。これにより、環境からの励振エネルギーが除去され、その結果、センサ組立体１０１２は、励振源１０１０からのかなり大きな励振エネルギーからの妨害を受けないで、マーカ４０からのロケーション信号を検出することができる。励振源１０１０の幾つかの追加の詳細及び変形実施形態は、２００２年８月７日に出願された米国特許出願第１０／２１３，９８０号明細書に開示されており、この米国特許出願を参照により引用し、その開示内容全体を本明細書の一部とする。

ｂ．センサ組立体
図２３Ａは、所在突き止めシステム１０００（図１７）に用いられるセンサ組立体１０１２の幾つかのコンポーネントを示す分解組立て等角図である。センサ組立体１０１２は、パネル１６０４上に形成され又はこのパネルにより支持された複数個のコイル１６０２を有する検出ユニット１６０１を含む。コイル１６０２は、センサアレイ１６０５の状態に配置されたフィールドセンサ又は磁束センサであるのがよい。

パネル１６０４は、実質的に非導電性の材料、例えばデュポン（DuPont）社製のＫＡＰＴＯＮ（登録商標）のシートであるのがよい。ＫＡＰＴＯＮ（登録商標）は、極めて安定して丈夫であり且つ薄いフィルムが必要である場合（例えば、放射線ビームによる汚染を回避するため）、特に有用であるが、パネル１６０４は、他の材料で作られると共に他の形態を有してもよい。例えば、ＦＲ４（エポキシガラス基板）、ＧＥＴＥＫ又は他のテフロン（登録商標）を利用した基板及び他の市販の材料をパネル１６０４に用いることができる。加うるに、パネル１６０４は平らで平面度が高い構造体であるのがよいが、他の実施形態では、パネルは、少なくとも１つの軸線に沿って湾曲していてもよい。いずれの実施形態においても、フィールドセンサ（例えば、コイル）は、１つのフィールドセンサの平面が隣りのフィールドセンサの平面と少なくとも実質的に同一平面上に位置する局所的に平面状のアレイの状態に配置される。例えば、１つのコイルにより定められる平面と隣接のコイルにより定められる平面との間の角度は、約０°〜１０°、より一般的には５°未満であるのがよい。しかしながら、場合によっては、コイルのうち１つ又は２つ以上は、アレイ中の他のコイルに対して１０°よりも大きな角度をなしていてもよい。

図２３Ａに示すセンサ組立体は、パネル１６０４に積層されたコア１６２０を更に有するのがよいが、このようにするかどうかは任意である。コア１６２０は、剛性材料で作られた支持部材であってもよく、或いは、コア１６２０は、低密度フォーム、例えば独立気泡ロハセル（Rohacell）フォームであってもよい。コア１６２０は好ましくは、センサ組立体１０１２の形状及びコイル１６０２相互間の相対的な向きが動作温度範囲にわたり規定された範囲内のままであるように低い熱膨張率を有する安定した層である。

センサ組立体１０１２は、検出サブシステムの一方の側に設けられた第１の外部カバー１６３０ａ及び反対側に設けられた第２の外部カバー１６３０ｂを更に有するのがよい。第１の外部カバー１６３０ａ及び第２の外部カバー１６３０ｂは、薄くて熱的に安定した層、例えばケブラー（Kevlar）又はサーマウント（Thermount）フィルムであるのがよい。第１の外部カバー１６３０ａ及び第２の外部カバー１６３０ｂは各々、望ましくない外部電界がコイル１６０２に達するのを阻止する電気遮蔽体１６３２を有するのがよい。電気遮蔽体１６３２は、一般にファラデー遮蔽体と呼ばれている櫛形遮蔽体を構成するよう金めっきの銅製ストリップの複数本の互いに平行な脚部であるのがよい。遮蔽体を遮蔽に適した他の材料で作ってもよいことは理解されよう。プリント回路板製造技術又は他の技術を用いて電気遮蔽体を第１及び第２の外部カバー上に形成することができる。

コイル１６０２を備えたパネル１６０４は、感圧接着剤又は別の種類の接着剤を用いてコア１６２０に積層される。第１の外部カバー１６３０ａ及び第２の外部カバー１６３０ｂはこれと同様に、パネル１６０４とコア１６２０の組立体に積層される。積層組立体は、コイル１６０２の配置状態を広い動作温度範囲にわたり規定された形態に固定的に保持する剛性構造体を形成する。したがって、センサ組立体１０１２は、動作中、その表面全体にわたり実質的に撓むことはない。センサ組立体１０１２は例えば、撓みが±０．５ｍｍ以下、場合によっては、±０．３ｍｍ以下の状態でコイル１６０２のアレイを一定の位置に保持することができる。検出サブシステムの剛性により、リード線無しマーカの正確な存在場所をリアルタイムで非常に正確に且つ繰り返しモニタできる。

さらに別の実施形態では、センサ組立体１０１２は、励振源１０１０のコンポーネントである複数個のソースコイルを更に有するのがよい。センサ組立体１０１２とソースコイルを組み合わせる適当なアレイの１つは、２００２年１２月３０日に出願された米国特許出願第１０／３３４，７００号（発明の名称：PANEL-TYPE SENSOR/SOURCE ARRAY ASSEMBLY）に開示されており、この米国特許出願を参照により引用し、その開示内容を本明細書の一部とする。

図２３Ｂは、検出ユニット１６０１の実施形態を更に示している。この実施形態では、検出ユニット１６０１は、３２個のセンサコイル１６０２を有し、各コイル１６０２は、別々のチャネル１６０６（個々にチャネル“Ｃｈ ０”〜“Ｃｈ ３１”として示されている）と関連している。パネル１６０４の全体寸法は、約４０ｃｍ×５４ｃｍであるのがよいが、アレイ１６０５は、約４０ｃｍの第１の寸法Ｄ１及び約４０ｃｍの第２の寸法Ｄ２を有している。アレイ１６０５は、変形実施形態では他の寸法又は他の形態（例えば、円形）を有していてもよい。加うるに、アレイ１６０５は、これよりも多い又は少ない数のコイル、例えば８〜６４個のコイルを有してもよく、コイルの数は、更に２の累乗であるのがよい。

コイル１６０２は、パネル１６０４上に形成された銅又は別の適度に導電性の金属の導電性トレース又は被着物であるのがよい。各コイル１６０２は、幅が約０．１５ｍｍであり、各コイル内の隣り合うターン相互間の間隔が約０．１３ｍｍのトレースを有する。コイル１６０２は、約１５〜９０個のターンを有するのがよく、特定の用途では、各コイルは、約４０個のターンを有する。１５個未満のターンを備えたコイルは、幾つかの用途では、十分には感度が高くない場合があり、コイルが９０個以上のターンを有すると、コイルの自己共振周波数が低くなる結果として、励振中、ソース信号から過剰の電圧が生じると共に過剰の整定時間が必要になる場合がある。しかしながら、他の用途では、コイル１６０２は、１５個未満のターン又は９０個よりも多くのターンを有してもよい。

図２３Ｂに示すように、コイル１６０２は、正方形の螺旋体として構成されている。ただし、他の形態、例えば、円、相互に組み合わさった六角形、三角形等のアレイを採用してもよい。かかる正方形の螺旋体は、ＳＮ比を向上させるよう表面積の大きな割合を利用している。正方形コイルは又、円形コイルと比較してアレイの設計レイアウト及びモデル化を単純にし、例えば、円形コイルは、マーカ４０からの磁束をリンクさせるために表面積を無駄にする場合がある。コイル１６０２は、約４０ｍｍの内寸及び約６０ｍｍの外寸を有する。ただし、用途に応じて他の寸法が可能である。製造公差が所与の場合、内寸をできるだけ外寸に近いものにすると感度を向上させることができる。幾つかの実施形態では、コイル１６０２は、互いに同一であり、又は少なくとも実質的に同じように構成される。

アレイ１６０５中のコイル１６０２のピッチは、少なくとも或る程度はマーカとコイルアレイとの間の最小距離の関数である。一実施形態では、コイルは、約６７ｍｍのピッチで配置されている。この特定の配置状態は、ワイヤレスマーカ４０がセンサ組立体１０１２から約７〜２７ｃｍのところに位置決めされる場合に特に適している。ワイヤレスマーカが互いに７ｃｍよりも近い場合、検出サブシステムは、これよりも小さなピッチで配置されたセンサコイルを有するのがよい。一般に、ワイヤレスマーカがコイルのアレイから比較的僅かな距離を置いたところで検出される場合、ピッチの小さいことが望ましい。コイル１６０２のピッチは、例えば、マーカとアレイとの間の最小距離の約５０％〜２００％である。

一般に、アレイ１６０５の寸法及び形態並びにアレイ中のコイル１６０２の寸法及び形態は、これらが動作しようとする周波数範囲、マーカ４０からアレイまでの距離、マーカの信号強度及び他の幾つかの要因で決まる。当業者であれば容易に認識されるように、少なくとも或る程度は所望の周波数範囲及びマーカからコイルまでの距離に応じて他の寸法及び形態を採用できる。

アレイ１６０５は、マーカにより出された磁界を測定するために大きなアパーチュアを提供するよう寸法決めされる。ワイヤレスで送られたエネルギー源に応答してマーカ信号をワイヤレスで送る植え込み型マーカにより出力される信号を正確に測定することは、特に難題である場合がある。というのは、マーカ信号は、ソース信号及び室内の他の磁界（例えば、ＣＲＴ等からの磁界）よりも非常に微弱だからである。アレイ１６０５の寸法は、遠方場からの妨害を軽減しながらマーカの近接場を優先的に測定するよう選択されているのがよい。一実施形態では、アレイ１６０５は、コイルによって占められた領域の表面全体にわたり最大寸法Ｄ１又はＤ２を有するよう寸法決めされ、この寸法は、マーカがコイルの平面から離されるべき所定の最大検出距離の約１００％〜３００％である。かくして、アレイ１６０５の寸法は、マーカ信号を正確に測定するようマーカがアレイから離隔されるべき距離を割り出し、次にアレイの最大寸法がその距離の約１００％〜３００％であるようにコイルを配置することにより決定される。アレイ１６０５の最大寸法は、例えば、マーカがアレイ１６０５から見て配置されるべき検出距離の約２００％であるのがよい。特定の一実施形態では、マーカ４０は、２０ｃｍの検出距離を有し、コイル１６０２のアレイの最大寸法は、２０ｃｍ〜６０ｃｍ、具体的には４０ｃｍである。

上述したような最大寸法を持つコイルアレイは、これが本来的に、遠方場源からの妨害を軽減するフィルタとなるので特に有用である。したがって、本発明の幾つかの実施形態の一特徴は、アレイをマーカからの信号に基づいて寸法決めしてアレイが近接場源（即ち、マーカにより生じた場）を優先的に測定し、遠方場源からの妨害を除くようにすることにある。

コイル１６０２は、ワイヤレスマーカ４０により生じた磁束を受け取り、各コイルの内側部分又は内側領域を通る磁界の成分の量又は大きさを表し又はこれに比例する電流信号を出力する電磁場センサである。この磁界成分は又、各コイル１６０２の平面に垂直である。各コイルは、別個のチャネルを表し、かくして、各コイルは、信号を３２個の出力ポート１６０６の各々にそれぞれ出力する。以下に説明する前置増幅器を各出力ポート１６０６のところに設けるのがよい。前置増幅器（又はインピーダンスバッファ）をコイルの近くに配置することにより、本明細書において説明するコイルに加わる容量性負荷が最小限に抑えられる。図示していないが、検出ユニット１６０１は、各コイル１６０２からの信号をその対応の出力ポート１６０６に送り、それにより別々のチャネルを形成する導電性トレース又は導電性経路を更に有する。ポートは、パネル１６０４上に形成されたコネクタ１６０８に結合され、適当に形作られたプラグ及び関連のケーブルをこのコネクタに取り付けることができる。

検出ユニット１６０１は、例えば電気的消去可能なプログラマブル読み取り専用メモリ（ＥＥＰＲＯＭ）１６１０により示された搭載型メモリ又は他の回路を更に有するのがよい。ＥＥＰＲＯＭ１６１０は、製造情報、例えば、シリアル番号、改訂番号、製造日等をストレージすることができる。ＥＥＰＲＯＭ１６１０は、チャネル毎の較正データ並びにランタイムの記録も又ストレージすることができる。ランタイムは、アレイに当てられた総放射線量の指標を与え、それにより、交換用検出サブシステムが必要な場合にシステムに警告を出すことができる。

一平面でしか示されていないが、追加のコイル又は電磁場センサは、ワイヤレスマーカ４０の三次元存在場所を突き止めるのを助けるようパネル１６０４に垂直に配置されるのがよい。コイル又はセンサを他の寸法で追加することにより、ワイヤレスマーカ４０から受け取る全エネルギーが増大するが、かかるアレイの複雑さにより、不均化性が増大することになる。本発明者は、図２３Ａ及び図２３Ｂに示す平面状アレイを用いると、ワイヤレスマーカ４０の三次元座標を見出すことができることを発見した。

センサ組立体１０１２を具体化するには、幾つかの事項を検討しなければならない場合がある。第１に、コイル１６０２は、理想的な開回路を備えた状態で提供できない。それどころか、かかるコイルには、主としてコイル１６０２を前置増幅器に接続するトレース又は導電経路、減衰ネットワーク（以下に説明する）及び前置増幅器の入力インピーダンス（なお、低いインピーダンスが好ましい）により寄生キャパシタンスによって十分に装荷される場合がある。これら負荷の組合せの結果として、コイル１６０２が変化する磁束と結合すると、電流の流れが生じることになる。この場合、どれか１つのコイル１６０２が、ワイヤレスマーカ４０からだけでなく他の全てのコイルからの磁束を結合する。これら電流の流れは、下流側の信号処理において考慮されるべきである。

第２の検討事項は、コイル１６０２に対する容量性負荷である。一般に、コイル１６０２に加わる容量性負荷を最小限に抑えることが望ましい。容量性負荷は、コイルそれ自体を備えた共振回路を形成し、それにより、励振源１０１０にエネルギーを与えたときに過剰の電圧オーバーシュートが生じる。かかる電圧オーバーシュートは、コイル１６０２全体にわたり減衰又は「緩衝（snubbing）」ネットワークで制限され又は減衰されるべきである。容量性負荷が大きい場合、低インピーダンスの減衰ネットワークが必要であり、その結果として、減衰ネットワーク中で相当多くの電力消費量及び加熱が生じる場合がある。

別の検討事項は、ノイズの低い前置増幅器を用いることである。前置増幅も又、放射線に対して耐性を持っているのがよい。というのは、センサ組立体１０１２に関する一用途は、線形加速器（ＬＩＮＡＣ）を用いる放射線治療システムであるからである。その結果、ＰＮＰバイポーラトランジスタ及びディスクリートの要素が好ましい。さらに、良好な整定時間をＡＣ回路又は出力で達成できない場合、特に、アナログ−ディジタル変換器がＡＣ出力信号中の大きな振れを取り扱うことができない場合、直流結合回路が好ましい場合がある。

図２４は、例えば、差動増幅器１７０４を有する緩衝ネットワーク１７０２の実施形態を示している。緩衝ネットワーク１７０２は、２対の直列接続抵抗器及びこれらの間をブリッジしたキャパシタを有する。バイアス回路１７０６が、差動増幅器の調節を可能にし、較正入力１７０８により、差動増幅器の入力レッグの両方のバランスを取ることができる。コイル１６０２は、差動増幅器１７０４の入力に結合され、次に１対の高電圧保護ダイオード１７１０に結合されている。ＤＣオフセットは、差動増幅器１７０４の入力トランジスタのベース（ゼロの値を持つものとして示されている）に結合された１対の抵抗器により調節できる。出力のところに、追加の保護回路、例えば、ＥＳＤ保護ダイオード１７１２並びにフィルタリングキャパシタ（１０ｎＦの値を持つものとして示されている）が設けられる。

ｃ．信号プロセッサ及びコントローラ
図１７に示す信号プロセッサ１０１４及びコントローラ１０１６は、センサ組立体１０１２から信号を受け取り、座標系中のマーカ４０の絶対位置を計算する。適当な信号処理システム及びアルゴリズムは、米国特許出願第１０／６７９，８０１号、同第１０／７４９，４７８号、同第１０／７５０，４５６号、同第１０／７５０，１６４号、同第１０／７５０，１６５号、同第１０／７４９，８６０号及び同第１０／７５０，４５３号に記載されており、これら全ての米国特許出願を参照により引用し、これらの記載内容を本明細書の一部とする。

実施例
概観
このシステムの有効性をリアルタイム追跡について判定するために実験模型を利用した研究を行った。この実験では、３つの軸線における恣意的な運動を各寸法において最高１０ｃｍ／秒までの速度につき精度を０．３ｍｍにして可能にするよう特注の４Ｄステージを構成した。位置の精度をステージシステムに取り付けられた３Ｄディジタル化アームにより測定した。図２５に示すように、ピーク間（peak to peak）運動が２ｃｍ、４ｃｍ及び２ｃｍであり、ｘ方向、ｙ方向及びｚ方向においてそれぞれ１ｃｍ、２ｃｍ及び１ｃｍの２つの楕円を作った。１分間当たり１５回、１７回及び２０回の呼吸に対応して３つの期間を用いた。単一のトランスポンダを３３ミリ秒、６７ミリ秒及び１００ミリ秒の積分時間で用い、２つのトランスポンダを６７ミリ秒及び１００ミリ秒の積分時間で用いた。トランスポンダを４Ｄステージに取り付けられた特注の模型内に配置した。アイソセンタをＡＣ磁気アレイから１４ｃｍのところに配置して実験を行って平均的な肺癌患者の位置をシミュレートした。４Ｄステージは、リアルタイム追跡システムがトランスポンダの位置を測定しながら各軌道を走った。測定位置を模型位置と比較した。楕円寸法、速度、トランスポンダの個数及び積分時間の効果を特性付けた。

実験の要約
図２６に示すように、二乗平均（ＲＭＳ）誤差は、各楕円、期間及びトランスポンダ積分時間について１ｍｍ未満であった。このシステムは、楕円の経路、例えば、１分間当たり１７回の呼吸で動く大きな楕円の軌道全体を通じ点を追跡できた。図２７は、誤差範囲が測定された各点について低いことを示す所在突き止め誤差のヒストグラムである。図２８に示すように、ＲＭＳ誤差は、大抵の軌道において速度の増大領域において高かった。この実験に関し、単一のトランスポンダシステムは、デュアルトランスポンダシステムよりも僅かに良好に稼働し、最適なシステムは、積分時間が６７ミリ秒の単一のトランスポンダであった。

結論
要約書に記載された内容を含む図示の実施形態の上述の説明は、排他的ではなく、本発明を開示した形態そのものに限定するものではない。特定の実施形態及び実施例は例示目的で本明細書において説明されているが、当業者には認識されるように、本発明の精神及び範囲から逸脱することなく種々の均等な改造例を想到できる。本明細書において提供した本発明の教示は、必ずしも全体を上述した例示のシステムではなく、標的の存在場所突き止め及び追跡システムに適用できる。

上述の種々の実施形態は、別の実施形態を提供するよう組み合わせることができる。本明細書において言及すると共に（或いは）出願データシートに一覧表示された米国特許、米国特許出願公開、米国特許出願、外国特許、外国特許出願及び非特許刊行物を全て参照により引用し、これらの記載内容全体を本明細書の一部とする。本発明の特徴は、上述の種々の特許、出願及び刊行物のシステム、装置及び技術的思想を用いて、本発明の更に別の実施形態を提供するよう必要に応じて改造できる。

上述の詳細な説明に照らして本発明の上記変更及び他の変更を行うことができる。一般に、添付の特許請求の範囲において、用いられる用語は、本発明を本明細書及び特許請求の範囲に開示した特定の実施形態に限定するものと解釈されてはならず、体内の選択された標的の位置を突き止め、モニタすると共に（或いは）追跡する装置及び方法を提供するよう特許請求の範囲に従って動作する全ての標的存在場所突き止め及びモニタシステムを含むものと解釈されるべきである。したがって、本発明の範囲は、特許請求の範囲の記載にのみ基づいて定められる。

本発明の実施形態による標的の所在を突き止めてモニタする際に用いられる追跡システムの側面図であり、励振可能なマーカが患者の肺の中の標的内に植え込まれ又はこれに隣接した状態で示されている図である。 可動支持テーブルに載せられていて、マーカが植え込まれた患者の概略立面図である。 本発明の実施形態に従って所在突き止めシステム及び患者の肺の中に植え込まれた複数個のマーカを概略的に示す側面図である。 本発明の実施形態に従って患者の肺を治療する放射線療法のためにリアルタイム標的追跡方式を用いた一体形治療法の流れ図である。 放射線治療及び他の医療用途において標的のリアルタイム追跡を行うシステム及び方法の特徴を示すＣＴ画像の略図である。 ＣＴスキャナの座標系を概略的に示す略図である。 本発明の実施形態による客観的出力を表示するユーザインターフェイスのスクリーンショット図である。 本発明の実施形態による放射線セッションの等角図である。 本発明の実施形態による運搬器具の断面図である。 本発明の別の実施形態による運搬器具を示す部分断面等角図である。 本発明の実施形態による運搬器具の動作原理を示す概略断面図である。 本発明の実施形態によるマーカ及びアンカの断面図である。 本発明の別の実施形態によるマーカ及びアンカの等角図である。 本発明の別の実施形態によるマーカ及びアンカの等角図である。 本発明の実施形態による所在突き止めシステムに用いられるマーカの等角図である。 図１２Ａのマーカの１２Ｂ−１２Ｂ矢視断面図である。 図１２Ａ及び図１２ＢのマーカのＸ線写真像の略図である。 本発明の別の実施形態による所在突き止めシステムに用いられるマーカの等角図である。 図１３Ａのマーカの１３Ｂ−１３Ｂ矢視断面図である。 本発明の別の実施形態による所在突き止めシステムに用いられるマーカの等角図である。 図１４Ａのマーカの１４Ｂ−１４Ｂ矢視断面図である。 本発明の別の実施形態による所在突き止めシステムに用いられるマーカの等角図である。 本発明の更に別の実施形態による所在突き止めシステムに用いられるマーカの等角図である。 本発明の実施形態による標的を追跡する際に用いられる所在突き止めシステムの概略ブロック図である。 第１の励振場を発生させるよう電気信号を位相に関し第１の組合せ状態で伝えるコプレーナソースコイルのアレイの略図である。 第２の励振場を発生させるよう電気信号を位相に関し第２の組合せ状態で伝えるコプレーナソースコイルのアレイの略図である。 第３の励振場を発生させるよう電気信号を位相に関し第３の組合せ状態で伝えるコプレーナソースコイルのアレイの略図である。 第１の空間配向状態にあるマーカにエネルギーを与えるための磁気励振（励磁）場を示すコプレーナソースコイルのアレイの略図である。 第２の空間配向状態にあるマーカにエネルギーを与えるための磁気励振（励磁）場を示すコプレーナソースコイルのアレイの略図である。 本発明の実施形態による所在突き止めシステムに用いられるセンサ組立体の個々の構成部品を示す分解組立て等角図である。 図２３Ａのセンサ組立体に用いられる検出ユニットの平面図である。 図２３Ａのセンサ組立体に用いられる前置増幅器の略図である。 所在突き止めシステムの実験模型を利用した研究から得られた腫瘍の例示の運動楕円のグラフ図である。 所在突き止めシステムの実験模型を利用した研究から得られた二乗平均（ＲＭＳ）誤差のグラフ図である。 所在突き止めシステムの実験模型を利用した研究から得られた所在突き止め誤差の例示のヒストグラムである。 所在突き止めシステムの実験模型を利用した研究から得られた速度の関数としての位置誤差のグラフ図である。

Claims (67)

1. 患者の肺の中の標的を治療する方法であって、
   リード線無しマーカを前記標的に関連して前記患者の前記肺の中に位置決めするステップと、
   前記マーカの位置データを収集するステップと、
   前記収集した位置データに基づいて外部座標系内における前記マーカの存在場所を突き止めるステップと、
   （ａ）前記マーカの動きに応答し、（ｂ）臨床的に許容できる追跡誤差範囲内で前記標的の前記存在場所をリアルタイムで追跡する頻度で提供される客観的出力を前記外部座標系中に提供するステップとを有する、方法。
2. 前記客観的出力を用いて前記標的を放射線投与装置の外部座標系中の所望の位置に位置決めするステップと、前記患者に前記放射線投与装置の放射線ビームを照射するステップとを更に有する、請求項１記載の方法。
3. 前記放射線投与装置を制御して、前記マーカの前記突き止められた存在場所により前記標的が前記所望の位置にあることが分かると、前記放射線ビームを作動させ、前記マーカの前記突き止められた存在場所により前記標的が前記所望の位置の外部に位置していることが分かると、前記放射線ビームを作動停止させるステップを更に有する、請求項２記載の方法。
4. 前記マーカの前記突き止められた存在場所に基づいてロボットを動かすことにより前記放射線投与装置を制御するステップを更に有する、請求項２記載の方法。
5. 前記マーカの前記突き止められた存在場所に基づいて前記ビームの位置を関節運動させることにより前記放射線投与装置を制御するステップを更に有する、請求項２記載の方法。
6. 前記マーカの前記突き止められた存在場所に基づいて前記ビームの形状を制御するステップを更に有する、請求項２記載の方法。
7. 前記客観的出力を用いて前記標的を追跡しながら、手術器械を前記標的に対して動かすステップを更に有する、請求項１記載の方法。
8. 前記手術器械は、ナイフを有し、前記方法は、前記患者の前記肺の一部を切断して除去するステップを更に有する、請求項７記載の方法。
9. 前記手術器械は、アブレーション器具を有し、前記方法は、前記肺の一部を焼灼するステップを更に有する、請求項７記載の方法。
10. 前記手術器械は、低温装置を有し、前記方法は、細胞を低温で壊死させるステップを更に有する、請求項７記載の方法。
11. 前記リード線無しマーカを位置決めする前記ステップは、カテーテルを前記肺の中に挿入し、前記カテーテルから前記マーカを放出することにより前記マーカを前記肺の中に配備するステップを含む、請求項１記載の方法。
12. 前記カテーテルを挿入する前記ステップは、前記肺の管腔中に前記カテーテルを案内するステップから成り、前記マーカを放出する前記ステップは、前記マーカを前記肺の中に定着させるステップを含む、請求項１１記載の方法。
13. 前記カテーテルを挿入する前記ステップは、呼吸器系中の管腔を穿刺するステップを含む、請求項１１記載の方法。
14. 前記マーカを位置決めする前記ステップは、針を患者の喉に通し、前記マーカを前記針から前記患者の前記肺の中に放出するステップを含む、請求項１記載の方法。
15. 前記マーカを位置決めする前記ステップは、前記マーカを前記肺に外科的に取り付けるステップを含む、請求項１記載の方法。
16. 前記収集手順、前記突き止め手順及び前記提供手順を繰り返し実施して前記肺の中における前記マーカの位置をモニタするステップを更に有する、請求項１記載の方法。
17. 前記位置データは、或る時点ｔ_nで収集され、前記標的の前記存在場所に応答して前記客観的出力を提供する前記ステップは、前記客観的出力を待ち時間内で前記時点ｔ_nと少なくとも実質的に同時にユーザインターフェイス、記憶装置、コンピュータ及び医療装置のうち少なくとも１つに提供するステップを含む、請求項１記載の方法。
18. 前記待ち時間は、前記時点ｔ_nから約２秒以下であり、約２秒以下の周期性を有する、請求項１１記載の方法。
19. 前記待ち時間は、前記時点ｔ_nから約２００ミリ秒以下であり、約２００ミリ秒以下の周期性を有する、請求項１１記載の方法。
20. 前記待ち時間は、前記時点ｔ_nから約１００ミリ秒以下であり、約１００ミリ秒以下の周期性を有する、請求項１１記載の方法。
21. 前記患者を通って運搬器具を光学的に案内し、前記リード線無しマーカを所望の位置に放出することにより前記リード線無しマーカを配備するステップを更に有する、請求項１記載の方法。
22. 前記患者を通って運搬器具をＸ線透視下で案内し、前記リード線無しマーカを所望の位置に放出することにより前記リード線無しマーカを配備するステップを更に有する、請求項１記載の方法。
23. 前記患者を通って運搬器具を磁気的に案内し、前記リード線無しマーカを所望の位置に放出することにより前記リード線無しマーカを配備するステップを更に有する、請求項１記載の方法。
24. 放射線ビームを用いる放射線治療において、患者の肺の中の標的を治療する方法であって、
    磁気マーカを前記患者の前記肺の近くに且つ（或いは）前記患者の前記肺の中に前記標的に関連して配置するステップを有し、前記磁気マーカは、ワイヤレスで送られた励振エネルギーによってエネルギーを与えられ、前記励振エネルギーに応答して磁気ロケーション信号をワイヤレスで送るよう構成された回路を含むトランスポンダを有し、
    前記放射線ビームの座標系に対する前記磁気マーカの存在場所を突き止め、前記座標系中の前記磁気マーカの前記存在場所に応じて前記患者を移動させることにより前記標的を前記放射線ビームの前記座標系中の所望の位置に位置決めするステップを有し、前記磁気マーカの存在場所を突き止める前記ステップは、（ａ）パルス化磁界をワイヤレスで送り出して前記磁気マーカにエネルギーを与えるステップと、（ｂ）前記磁気マーカからのパルス化ロケーション信号を前記患者の外部の場所にワイヤレスで送るステップと、（ｃ）前記パルス化ロケーション信号を前記患者の外部に設けられたセンサで検出するステップと、（ｄ）前記座標系中の前記磁気マーカの前記存在場所を周期的に計算するステップとを含み、
    前記磁気マーカの前記計算された存在場所により前記標的が前記座標系中の前記所望の位置にあることが分かると、前記患者に前記放射線ビームを照射するステップを有する、方法。
25. マーカを前記患者の前記肺の近くに且つ（或いは）前記患者の前記肺の中に配置するステップは、２つの磁気マーカを前記患者の前記肺の中に植え込むステップを更に含み、前記２つのマーカは、第１の共振周波数を持つトランスポンダを有する第１の磁気マーカと、第２の共振周波数を持つ第２の磁気マーカとを含む、請求項２４記載の方法。
26. マーカを前記患者の前記肺の近くに且つ（或いは）前記患者の前記肺の中に配置するステップは、３つの磁気マーカを前記患者の前記肺の中に植え込むステップを更に含み、前記３つのマーカは、第１の共振周波数を持つトランスポンダを有する第１の磁気マーカと、第２の共振周波数を持つ第２の磁気マーカと、第３の共振周波数を持つ第３の磁気マーカとを含む、請求項２４記載の方法。
27. マーカを前記患者の前記肺の近くに且つ（或いは）前記患者の前記肺の中に配置する前記ステップは、前記磁気マーカを前記肺の中に経皮的に植え込むステップを更に含む、請求項２４記載の方法。
28. マーカを前記患者の前記肺の近くに且つ（或いは）前記患者の前記肺の中に配置する前記ステップは、前記マーカを前記肺に対して気管支鏡下で配置するステップを更に含む、請求項２４記載の方法。
29. マーカを前記患者の前記肺の近くに且つ（或いは）前記患者の前記肺の中に配置する前記ステップは、ステントに取り付けられた磁気マーカを前記ステントが前記磁気マーカを前記患者に定着させるように配備するステップを更に含む、請求項２４記載の方法。
30. 前記患者を移動させる前記ステップは、前記磁気マーカの前記計算された存在場所に基づいて患者支持体を自動的に動かすステップを含む、請求項２４記載の方法。
31. 前記座標系中の前記磁気マーカの前記存在場所を周期的に計算する前記ステップは、前記マーカの前記存在場所を少なくとも１００ミリ秒毎に且つ前記磁気マーカからの前記パルス化ロケーション信号の検出から１秒以内にコンピュータ処理するステップを含む、請求項２４記載の方法。
32. 前記座標系中の前記磁気マーカの前記存在場所を周期的に計算し、対応の時間間隔で前記マーカの前記計算された存在場所に基づいて、前記座標系中の前記標的の前記存在場所を経時的に記録することにより前記患者への照射を行いながら前記標的を追跡するステップを更に有する、請求項２４記載の方法。
33. 前記座標系中の前記磁気マーカの前記存在場所を少なくとも１００ミリ秒毎に且つ前記磁気マーカからの前記パルス化ロケーション信号の検出時点から１秒以内に計算し、対応の時間間隔で前記マーカの前記計算された存在場所に基づいて、前記座標系中の前記標的の前記存在場所を経時的に記録することにより前記患者への照射を行いながら前記標的をリアルタイムで追跡するステップを更に有する、請求項２４記載の方法。
34. 前記座標系中の前記磁気マーカの前記存在場所を周期的に計算し、対応の時間間隔で前記マーカの前記計算された存在場所に基づいて、前記座標系中の前記標的の前記存在場所を経時的に記録することにより前記患者への照射を行いながら前記標的を追跡するステップと、
    前記磁気マーカの前記計算された存在場所により、前記標的が前記所望の位置から所定の範囲の外に位置していることが分かると、患者に照射しないように前記放射線ビームをゲートするステップとを更に有する、請求項２４記載の方法。
35. 前記座標系中の前記磁気マーカの前記存在場所を周期的に計算し、対応の時間間隔で前記マーカの前記計算された存在場所に基づいて、前記座標系中の前記標的の前記存在場所を経時的に記録することにより前記患者への照射を行いながら前記標的を追跡するステップと、
    前記磁気マーカの前記計算された存在場所により、前記標的が前記所望の位置の所定範囲の外に位置していることが分かると、前記患者への照射を行いながら前記患者を移動させるステップとを更に有する、請求項２４記載の方法。
36. 前記座標系中の前記磁気マーカの前記存在場所を周期的に計算し、対応の時間間隔で前記マーカの前記計算された存在場所に基づいて、前記座標系中の前記標的の前記存在場所を経時的に記録することにより前記患者への照射を行いながら前記標的を追跡するステップと、
    前記磁気マーカの前記計算された存在場所により、前記標的が前記所望の位置の所定範囲の外に位置していることが分かると、前記患者に照射しないよう前記放射線ビームを制御するステップとを更に有する、請求項２４記載の方法。
37. 患者の肺の中の標的を追跡する方法であって、
    磁気マーカを前記患者の前記肺の近くに且つ（或いは）前記患者の前記肺の中に前記標的に関連して配置するステップを有し、前記磁気マーカは、ワイヤレスで送られた励振エネルギーによってエネルギーを与えられ、前記励振エネルギーに応答して磁気ロケーション信号をワイヤレスで送るよう構成された回路を含むトランスポンダを有し、
    磁界をワイヤレスで送り出して前記磁気マーカにエネルギーを与えるステップと、
    前記磁気マーカからのロケーション信号を前記患者の外部の場所にワイヤレスで送るステップと、
    前記ロケーション信号を前記患者の外部に設けられたセンサで検出するステップと、
    前記座標系中の前記磁気マーカの前記存在場所を周期的に計算するステップとを有する、方法。
38. マーカを前記患者の前記肺の近くに且つ（或いは）前記患者の前記肺の中に配置するステップは、２つの磁気マーカを前記患者の前記肺の中に植え込むステップを更に含み、前記２つのマーカは、第１の共振周波数を持つトランスポンダを有する第１の磁気マーカと、第２の共振周波数を持つ第２の磁気マーカとを含む、請求項３７記載の方法。
39. マーカを前記患者の前記肺の近くに且つ（或いは）前記患者の前記肺の中に配置するステップは、３つの磁気マーカを前記患者の前記肺の中に植え込むステップを更に含み、前記３つのマーカは、第１の共振周波数を持つトランスポンダを有する第１の磁気マーカと、第２の共振周波数を持つ第２の磁気マーカと、第３の共振周波数を持つ第３の磁気マーカとを含む、請求項３７記載の方法。
40. マーカを前記患者の前記肺の近くに且つ（或いは）前記患者の前記肺の中に配置する前記ステップは、前記磁気マーカを前記肺の中に経皮的に植え込むステップを更に含む、請求項３７記載の方法。
41. マーカを前記患者の前記肺の近くに且つ（或いは）前記患者の前記肺の中に配置する前記ステップは、前記マーカを前記肺に対して気管支鏡下で配置するステップを更に含む、請求項３７記載の方法。
42. マーカを前記患者の前記肺の近くに且つ（或いは）前記患者の前記肺の中に配置する前記ステップは、ステントに取り付けられた磁気マーカを前記ステントが前記磁気マーカを前記患者に定着させるように配備するステップを更に含む、請求項３７記載の方法。
43. 対応の時間間隔で前記マーカの前記計算された存在場所に基づいて、前記座標系中の前記標的の前記存在場所を経時的に記録するステップを更に有する、請求項３７記載の方法。
44. 前記座標系中の前記磁気マーカの前記存在場所を少なくとも１００ミリ秒毎に且つ前記磁気マーカからの前記パルス化ロケーション信号の検出時点から１秒以内に計算し、対応の時間間隔で前記マーカの前記計算された存在場所に基づいて、前記座標系中の前記標的の前記存在場所を経時的に記録することにより前記患者への照射を行いながら前記標的をリアルタイムで追跡するステップを更に有する、請求項３７記載の方法。
45. 前記患者を通って運搬器具を光学的に案内し、前記リード線無しマーカを所望の位置に放出することにより前記リード線無しマーカを配備するステップを更に有する、請求項３７記載の方法。
46. 前記患者を通って運搬器具をＸ線透視下で案内し、前記リード線無しマーカを所望の位置に放出することにより前記リード線無しマーカを配備するステップを更に有する、請求項３７記載の方法。
47. 前記患者を通って運搬器具を磁気的に案内し、前記リード線無しマーカを所望の位置に放出することにより前記リード線無しマーカを配備するステップを更に有する、請求項３７記載の方法。
48. マーカを患者の肺の中に配備する装置であって、
    前記患者の前記肺の中の通路に通されるよう形作られている遠位部分を備えた細長い本体と、
    トランスポンダを備えていて、前記本体の前記遠位部分で放出自在に支持されたリード線無しマーカと、
    前記遠位部分のところに設けられた配備機構体とを有し、前記配備機構体は、前記マーカを前記本体の前記遠位部分から放出するよう構成されている、装置。
49. 前記遠位部分を差し向けるよう構成された舵取り機構体を更に有する、請求項４８記載の装置。
50. 前記舵取り機構体は、前記本体の前記遠位部分の一方の側に取り付けられた遠位端部及び前記遠位部分を撓曲させるよう前記本体に対して軸方向に動くことができる近位部分を備えたワイヤを有する、請求項４８記載の装置。
51. 前記舵取り機構体は、可撓性支持要素に取り付けられた可撓性制御要素とを有し、前記制御要素に加えられた張力により、前記可撓性支持要素が撓曲するようになっている、請求項４８記載の装置。
52. 前記トランスポンダは、ワイヤレスで送られた励振エネルギーによってエネルギーを与えられ、前記励振エネルギーに応答して磁気ロケーション信号をワイヤレスで送るよう構成された回路を含む磁気トランスポンダから成る、請求項４８記載の装置。
53. 前記本体の前記遠位部分のところに設けられた舵取り機構体を更に有する、請求項５２記載の装置。
54. 前記トランスポンダは、フェライトコア及び前記フェライトコアの周りに施された複数本の巻線を含むコイルを備えた交番磁気回路を有する、請求項５２記載の装置。
55. 前記トランスポンダは、フェライトコア及び前記フェライトコアの周りに設けられたコイルを有し、前記マーカは、前記マーカの長手方向軸線に垂直であって、２ｍｍ以下の断面寸法を持つカプセルを更に有する、請求項５２記載の装置。
56. 前記配備機構体は、前記本体に沿って長手方向に動くことができるカニューレ及び前記カニューレ内に収められたスタイレットを有し、前記マーカは、前記カニューレ内に装填されると共に前記スタイレットの遠位側に位置決めされる、請求項５２記載の装置。
57. 前記カニューレは、尖った遠位縁部及び前記遠位縁部の近位側に設けられた内方突起を有する、請求項５６記載の装置。
58. 患者の肺の中に配置されるマーカであって、
    所在が突き止められるよう形作られたマーカ部分と、
    前記マーカ部分に取り付けられたアンカとを有し、前記アンカは、第１の寸法を持つ収納位置と前記第１の寸法よりも大きな第２の寸法を持つ配備位置との間で動く拡張可能な部材を有する、マーカ。
59. 前記アンカは、前記収納位置から前記配備位置に向かって半径方向外方へ拡張する螺旋コイルから成る、請求項５８記載のマーカ。
60. 前記アンカは、前記収納位置から前記配備位置に向かって半径方向外方に動くニチノール部材から成る、請求項５８記載のマーカ。
61. 前記マーカ部分は、直径が２ｍｍ以下の円筒形部分を有する、請求項５８記載のマーカ。
62. 前記アンカは、拡張可能な円筒形部分及び前記拡張可能な円筒形部分に取り付けられた弾性部材を有し、前記弾性部材は、前記収納位置では非拡張状態を有し、前記配備位置では拡張状態を有する、請求項５８記載のマーカ。
63. 患者の体内に植え込み可能なマーカであって、
    カプセルを有し、
    前記カプセル内に設けられたトランスポンダを有し、前記トランスポンダは、ワイヤレスで送られた励振エネルギーによってエネルギーを与えられ、前記励振エネルギーに応答して磁気ロケーション信号をワイヤレスで送るよう構成された回路を含み、
    前記カプセルに取り付けられたアンカを有し、前記アンカは、第１の寸法を持つ収納位置と前記第１の寸法よりも大きな第２の寸法を持つ配備位置との間で動く拡張可能な部材を有する、マーカ。
64. 前記アンカは、前記収納位置から前記配備位置に向かって半径方向外方へ拡張する螺旋コイルから成る、請求項６３記載のマーカ。
65. 前記アンカは、前記収納位置から前記配備位置に向かって半径方向外方に動くニチノール部材から成る、請求項６３記載のマーカ。
66. 前記マーカ部分は、直径が２ｍｍ以下の円筒形部分を有する、請求項６３記載のマーカ。
67. 前記アンカは、円筒形部分及び前記円筒形部分に取り付けられた弾性部材を有し、前記弾性部材は、非拡張状態及び拡張状態を有する、請求項６３記載のマーカ。

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