JP2008525080A - 異なる配向の電界を用いて腫瘍またはその類似物を処理する方法 - Google Patents

Abstract

分裂細胞の後期段階の末期または終期段階の末期にある細胞は、特定の周波数特性と強度特性を有する交流電界による損傷に脆弱である。したがって、急速分裂細胞の選択的な破壊は、長期間にわたって標的部位に交流電界を印加することによって達成される。電界が印加される際に分裂する細胞の中には損傷を受けるものもあるだろうが、分裂しない細胞は影響を受けないだろう。これは、腫瘍細胞のような急速分裂細胞を選択的の損傷し、分裂しない正常細胞には影響を与えない。分裂細胞の脆弱性は、分裂細胞の長軸と電界の力線との間の位置合わせに強く関連するので、電界が異なる方向に連続的に印加される場合、改善された結果が得られる。この電界は、異なる位相を有する交流波形を電極に印加することによって３６０°回転してもよい。

Description

この出願は、２００４年１２月２７日に出願された米国の仮出願６０／６３９，８７３を優先権主張し、それは、参照することによって完全にここに含まれる。

この発明は、局在領域にある急速分裂細胞の選択的な破壊に関し、特に、生きている患者の標的部位に特定の特性を有する電界を印加することによって、その付近の非分裂細胞を破壊することなく分裂細胞を選択的に破壊することに関する。

すべての生物は、細胞培養、微生物（バクテリア、マイコプラズマ、酵母菌、原虫、他の単細胞生物など）、菌類、藻類、植物細胞などを含む分裂細胞によって増殖する。生物の分裂細胞は、破壊されることができ、それらの増殖は、特定の薬品に対するこれらの生物の分裂細胞の感度に基づく方法によって制御される。例えば、特定の抗生物質は、バクテリアの増殖プロセスを止める。

真核細胞の分裂のプロセスは、良好な区別段階を含む“有糸分裂”と呼ばれる（Darnell et al., Molecular Cell Biology, New York: Scientific American Books, 1986, p. 149）。中間段階において、この細胞は、染色体ＤＮＡを複製し、それは初期の段階で凝縮し始める。この時点で、中心小体（それぞれの細胞が２つ有する）は、細胞の対向する極（ポール）に対して移動し始める。中間の細胞の有糸分裂の前期において、それぞれの染色体は、二重の染色分体で構成される。微小管スピンドルは、中心小体に近接する領域から発散し、それらの中心小体は、それらの極に近接している。細胞の有糸分裂の前期の末期によってその中心小体は極に到達し、紡錘糸には細胞の中央まで延びるものがあり、また、その極から染色分体まで伸びるものもある。次いで、染色体が細胞の赤道に向かって移動し、赤道面に整列したとき、細胞は、有紙分裂の中期に移動する。次は後期の初期であり、それは、対向する極にあるセントロメアに向かって紡錘糸に沿って移動することによって娘染色分体が赤道で互いに分離する時である。この細胞は極の軸に沿って延長し始め、極から極へのスピンドルも延長する。娘染色体（ここで、それらが呼ばれるように）のそれぞれが、それらの各々の対向する極に到達する際に、後期の末期が生じる。この時点で、細胞の赤道において分裂溝が形成し始めるので、細胞質分裂が開始する。言い換えれば、後期の末期は、細胞膜を締め付けることが始まる点である。終期において、細胞質分裂は、ほぼ完全であり、スピンドルが存在しなくなる。比較的狭い細胞膜の結合のみが、２つの細胞質を結合する。最終的に、細胞膜は完全に分離し、細胞質分裂は完全になり、細胞は中間期に戻る。

減数分裂において、細胞は、紡錘糸に沿った細胞の対向する極に対する姉妹染色体の分離を含む第２の分裂を経験し、続いて、分裂溝の形成と細胞分裂を経験する。しかしながら、この分裂は、先行して染色体複製を行なわず、一倍体生殖細胞をもたらす。バクテリアも染色体複製によって分裂し、続いて細胞分裂が行われる。しかしながら、娘染色体が膜成分に対する付着によって分離するので、真核細胞と同様に細胞分裂に寄与する目に見える装置はない。

瘍、特に悪性腫瘍または癌性腫瘍は、正常組織に比べて抑制できないほど成長する。このような促進された成長は、腫瘍がかつてないほど多い空間を独占し、それに近接する組織に損傷を与えたり破壊したりすることを可能にする。さらに、ある特定の癌は、単細胞または小さな細胞集団（転移）を含む癌性の“種子”を転移性癌細胞がさらなる腫瘍に成長する新たな位置に伝える能力によって特徴づけられる。

一般的に、腫瘍、特に悪性腫瘍の急速成長は、上述されるように、比較的頻繁に起こる細胞分裂、または、正常組織細胞と比較してこれらの細胞の増殖の結果である。癌細胞の区別できる頻繁な細胞分裂は、放射線療法と化学療法剤の使用などの既存の癌治療の有効性における基礎となるものである。このような治療は、分裂を経験した細胞が、非分裂細胞に比べて放射線や化学療法剤に対してより敏感であるという事実に基づく。腫瘍細胞が正常細胞より非常に頻繁に分裂するので、放射線療法及び／又は化学療法によって選択的に腫瘍細胞に損傷を与えたり破壊したりすることがある程度可能である。放射線や治療薬などに対する細胞の実際の感度は、正常細胞または悪性細胞タイプの異なるタイプの特定の特性にも依存している。従って、残念ながら、腫瘍細胞の感度は、多くのタイプの正常組織よりは十分に高くない。これは、腫瘍細胞と正常細胞を区別する能力を減少させ、したがって、既存の癌治療は、一般的に正常組織に大きな損傷をもたらし、従って、このような治療の治療有効性を制限する。さらに、他の組織に対する避けられない損傷は、患者にその処理を非常に精神的外傷を残すようなものにし、しばしば、患者は、外見的には成功した治療から回復することができない。同様に、あるタイプの腫瘍は、既存の治療方法に全く感度を示さない。

放射線療法または化学療法に頼らない細胞を破壊するための他の方法もある。例えば、腫瘍細胞を破壊するための超音波法及び電気法は、通常の治療に加えて又は通常の治療に代えて使用することができる。電界と電流は、長年にわたり医療目的で使用されている。最も一般的なものは、電位差が維持される一対の電極間に一対の導電性電極を用いて電界を印加することによる人体または動物の体内の電流の生成である。これらの電流は、それらの特定の効果を発揮するために、すなわち興奮組織を刺激するために使用され、又は、それが抵抗として作用するので体内に流れる熱を生成するために使用される。第１のタイプの適用の例は、細動除去器、末梢神経及び筋刺激装置、及び脳刺激装置を含む。例えば、電流は、装置内での加熱、腫瘍除去、正常に動作しない強心剤または脳組織の除去、焼灼、筋肉のリウマチ痛の緩和、及び、他の痛みの緩和などに使用される。

医療目的における電界の他の使用は、対象となる体の部分（すなわち、標的）に向けられるＲＦ波源やマイクロ波源などの電波を発散する供給源から伝達される電界を振動する高い周波数の使用を伴う。これらの場合には、供給源と体との間に電気エネルギー伝導がないが、このエネルギーは、放射または誘導によって体に伝達される。より詳細には、供給源から生成する電気エネルギーは、導電体（コンダクター）を介して体の付近に達し、空気または他の絶縁材料を通してそこから人体に伝達される。

従来の電気的な方法で、電流は、患者の体に接触して位置する電極を用いて標的組織の領域に送られる。印加される電流は、標的部位の付近のほぼ全ての細胞を破壊する。従って、このタイプの電気的な方法は、標的組織内の様々なタイプの細胞を区別せず、腫瘍細胞と正常細胞の両方の破壊をもたらす。

従って、医療用途に使用されることができる電界は、一般的に２つの異なるモードに分けることができる。第１のモードにおいては、電界は、導電性電極を用いて体または組織に印加される。これらの電界は、２つのタイプに分けることができる。すなわち、（１）変動しない電界、または、比較的低速で変化する電界、及び、体または組織内に相当する電流を誘発する低周波数の交流電界、及び、（２）導電性電極を用いて体内に印加される高周波数の電界（１ＭＨｚ以上）である。第２のモードにおいては、この電界は、絶縁された電極を用いて体に印加される高周波数の交流電界である。

例えば、第１のタイプの電界は、神経と筋肉を刺激し、心臓を鼓動させるためなどに使用される。事実、このような電界は、神経繊維、筋繊維、中枢神経系（ＣＮＳ）、心臓などの信号を本質的に増殖するために使用される。このような自然な電界の記録は、ＥＣＧ、ＥＥＧ、ＥＭＧ、ＥＲＧなどの基礎である。これらの用途における電界強度は、均一な電気特性の媒体を仮定すると、単に刺激／記録電極の間の距離によって分割される刺激／記録電極に印加される電圧である。これらの電流は、オームの法則によって計算されることができ、心臓とＣＮＳ上に危険な促進作用を有することができ、潜在的に有害なイオン濃度の電荷をもたらすことができる。同様に、電流が十分に強い場合、それらは、組織内に過度の熱をもたらすことができる。この加熱は、組織内で消費された電力（電圧と電流の積）によって計算することができる。

このような電界と電流が交流であるとき、神経、筋肉などの上のそれらの促進力は、周波数の逆関数である。１−１０ｋＨｚ以上の周波数において、電界の促進力はゼロに近づく。この限界は、電気的な刺激によって誘導される励起が、通常膜電位変化によって介在され、その速度が、その膜のＲＣ特性（１ｍｓのオーダーの時定数）によって限定されるという事実による。

周波数にかかわらず、このような電流誘導電界が印加されると、それらは、電流によって生じる有害な副作用に関連する。例えば、１つの否定的な効果は、このシステム内の様々な“区画”のイオン濃度の電荷と、電極または組織が埋め込まれている媒体で生じる電解質の有害な生成物である。イオン濃度の変化は、組織がイオン濃度差を維持している区画間に２つ又はそれ以上の区画をこのシステムが含む場合は、いつでも生じる。例えば、ほとんどの組織において、細胞外液中の［Ｃａ^＋＋］は、約２×１０^−３Ｍであり、典型的な細胞の細胞質において、その濃度は、１０^−７Ｍほど低い。１対の電極によるこのようなシステム内で誘導される電流は、細胞外液から細胞に一部が流れ、再び細胞外培地に戻ってくる。細胞に流れる電流の約２％は、Ｃａ^＋＋イオンによって運ばれる。それと対照的に、細胞内のＣａ^＋＋の濃度は、非常に小さいので、細胞内に存在する電流のごく僅かな部分のみがこれらのイオンによって運ばれる。従って、Ｃａ^＋＋イオンは、細胞内のそれらの濃度が増加するように細胞内に蓄積し、細胞外区画内の濃度は、減少するかもしれない。これらの効果は、直流電流及び交流電流（ＡＣ）の何れにおいても観察される。イオンの蓄積速度は、電流強度イオン移動度、細胞膜イオン伝導度などに依存する。［Ｃａ^＋＋］の増加は、ほとんどの細胞に対して有害であり、十分に高い場合、細胞の破壊をもたらすだろう。同様の配慮が他のイオンにも適用される。上記の所見において、生体または組織への長期間の電流の印加は、重要な損害をもたらすことになる。このような電界に関連する他の主要な問題は、電極表面で起こる電気分解プロセスに起因する。ここで、電荷は、帯電した活性ラジカルが形成されるように金属（電子）と電解液（イオン）との間で移動される。これらは、有機分子、特に高分子への重要な損傷を引き起こし、従って、生体細胞及び組織を損傷する。

それと対照的に、１ＭＨｚを超え、実際には通常ＧＨｚの範囲である高周波数の電界が、絶縁された電極を用いて誘導された時、状況は全く異なる。これらのタイプの電界は、通常の電荷伝導電流ではなく、容量性電流または変位電流のみを生成する。このタイプの電界の影響の下で、生体組織は、導電特性よりは、ほとんどそれらの誘導特性に従って振舞う。したがって、優勢の電界効果は、誘電損失と加熱に起因するものである。従って、実際には、生体におけるこのような電界の重要な効果は、それらの加熱効果、すなわち誘電損失に起因するもののみである。

マンガノ（Ｍａｎｇａｎｏ）に与えられた米国特許番号６，０４３，０６６（以下、’０６６）において、それらの絶縁膜の不可逆的な破壊を介して電界によって選択的に活性化されない誘電体膜によって囲われた伝導内部コアを有する離散物体を可能にする方法と装置が提供される。これにおける１つの可能性がある用途は、選択過程にあり、懸濁液中のある生体細胞の瀉下（purging）である。’０６６特許によれば、電界は、細胞の他の望まれる下位個体群に意図的に不利に影響を与えないようにしながら、選択された細胞が、これらの腫瘍細胞の誘電膜の破壊を引き起こすことを狙って印加される。細胞は、特有の電気穿孔法のスレッショルドにおける元々の差異または誘導された差異に基づいて選択される。このスレッショルドにおける差異は、細胞の大きさの差異を含む多くのパラメータに依存することができる。

したがって、’０６６の特許の方法は、細胞の大きさにおける差異と細胞膜の誘電特性における差異とのために、腫瘍細胞の電気穿孔法のスレッショルドが正常細胞のそれと十分に区別できるという仮定に基づいている。この仮定に基づいて、多くのタイプの腫瘍細胞のより大きいサイズは、これらの細胞が、電気穿孔法をより受け易くし、従って、適切な電界を印加することによって大きな腫瘍細胞膜のみに選択的に損傷を与えることを可能にするかもしれない。この方法の１つの利点は、区別する能力が、細胞のタイプに大いに依存するということであり、例えば、正常細胞と腫瘍細胞との大きさの差異は、あるタイプの細胞においてのみ重要である。もう１つのこの方法の欠点は、大きさと膜の誘電特性の差異が概して統計的であって、実際の細胞の幾何学的形状と誘電特性は大いに変化することができるので、印加される電圧が、いくらかの正常細胞にも損傷を与えることができ、全ての腫瘍細胞に損傷を与えないかもしれないことである。

従来技術で必要とされ、今まで入手することができなかったものは、分裂細胞を破壊する装置であって、単細胞生体と非分裂細胞とを含む分裂細胞間を良好に区別でき、非分裂細胞または生体上で実質的に影響がない分裂細胞または生体を選択的に破壊することができる装置である。

分裂している間、細胞は、特定の周波数と電界強度特性を有する交流電界による損傷に攻撃を受けやすい。したがって、急速成長細胞の選択的な破壊は、長時間にわたって標的部位に交流電界を印加することによって達成することができる。電界が印加される間に分裂するいくつかの細胞は、損傷を受けるだろうが、分裂しない細胞は、損傷を受けないだろう。これは、腫瘍細胞のような急速分裂細胞を選択的に損傷するが、分裂していない正常細胞を損傷しないだろう。分裂細胞の脆弱性は、分裂細胞の長軸と電界の力線との間の位置合わせに大きく関連し、改善された結果は、様々な方向の電界を連続して印加することによって得られる。

本発明の装置の主たる用途は、正常組織細胞に実質的に影響することのない腫瘍細胞の選択的な破壊による腫瘍の治療であり、従って、例示の装置は、腫瘍細胞の選択的な破壊という状況で以下に記載される。しかしながら、以下の説明の目的において、“細胞”という用語は、単細胞生物（真正細菌、バクテリア、イースト菌、原中）、多細胞生物（菌類、藻類、かび）及び植物体、または、通常“細胞”に分類されないそれらの部分と呼ばれることもある。例示的な装置は、既存の方法よりも効果的で正確な（例えば、特定の標的に向けられるのにより適合可能性がある）方法で分裂を経験している細胞の選択的破壊を可能にする。さらに、本発明の装置は、存在する場合でも正常組織に最小の損傷をもたらし、従って、放射線療法や化学療法などの既存の選択的な破壊方法に関連する多くの副作用を減少又は削除する。本発明の装置を用いた分裂細胞の選択的な破壊は、化学薬品または放射線に対する細胞の感度に依存しない。その代わりに、分裂細胞の選択的な破壊は、処理される細胞のタイプの細胞の幾何学的形状にかかわらず、非分裂細胞と比較して、分裂を経験する細胞の区別可能な幾何学的特徴に基づく。

ある例示的な実施形態によれば、生体組織の細胞の幾何学的依存性の選択的破壊は、電子装置を用いて細胞内に非均一の電界を誘導することによって行われる。

本発明によれば、それらの非分裂状態の様々な細胞が球形、楕円形、円筒形、“パンケーキ状”などの異なる形状を有してもよく、事実上全ての細胞の分裂プロセスが後期と終期の末期で“分裂溝”の発達によって特徴付けられるということが観察される。この分裂溝は、この細胞を２つの新規な細胞に徐々に分裂する成長する裂け目（例えば、溝、または、ノッチ）として顕微鏡で見られる細胞膜（２セットの娘染色体の間の）のゆっくりとした収縮である。分裂プロセスの間に、この細胞構造物が、基本的に、細胞材料で形成された狭い“ブリッジ”によって結合された２つの副細胞の構造物である過渡期（終期）がある。２つの副細胞の間の“ブリッジ”が破壊された場合、この分裂プロセスが完成する。本発明の電子装置を用いた腫瘍細胞の選択的な破壊は、分裂細胞の特有の幾何学的な特徴を利用する。

細胞または細胞グループが自然な状態または環境にある場合、すなわち、生体組織である場合、それらは、ほとんど電解細胞間流からなる導電性の周囲のものによって囲われて配置され、他の細胞は、ほとんど電解細胞間液からなる。その組織を横切って電位を印加することによって電界が生体組織内に誘導されると、電流が実際に組織内に誘導された場合、電界は組織内形成され、電界力線の特有の分布及び配置は、電荷配置の方向、または、組織内の電流の通路を定義する。電界の分布と配置は、様々な組織の構成要素の幾何学的形状及び電気特性、及び、組織構成要素の相対的な導電性、静電容量及び誘電定数（周波数に依存してもよい）を含む組織の様々なパラメータに依存する。

分裂を経験している細胞における電流の流れのパターンは、非分裂細胞と比べて非常に異なり特有である。第１及び第２副細胞、すなわち“オリジナル”細胞と新規に形成される細胞を含むこのような細胞は、細胞質の“ブリッジ”または“ネック”によって結合される。この電流は、細胞膜の部分（“電流源の極”）を介して第１副細胞を貫通する。しかしながら、それらは、反対の極（“電流シンクの極”）に近いその細胞膜の部分を介して第１副細胞から出ない。その代わりに、電流力線は、ネックまたは細胞質のブリッジに一点に集中し、それによって、電流力線の密度は、大いに増加する。対応するプロセス、“鏡像”は、第２の副細胞内で起こり、それによって、それらがブリッジから出発して、最終的に電流シンクに近いその膜の一部から第２の副細胞に出るので、電流の流れの力線は、低密度の配置に分岐する。

極性が与えられた物体が不均一な収束電界または発散電界に位置する場合、その上で電気力線が作用し、より高い密度の電気力線の方にそれを引き寄せる。分裂細胞の場合には、電気力線は、２つの細胞間の細胞質ブリッジの方向に影響を与える。全ての細胞間の細胞小器官と高分子は分極しているので、それらは、２つの細胞間のブリッジに向かう全ての力である。電界の両極性は、その力の方向に無関係であり、したがって、特定の特性を有する交流は、実質的に同一の効果を生じさせるために使用することができる。ブリッジまたはネック部分に又はブリッジまたはネック部分の付近に存在する集中した不均一の電界が、それだけで電界と自然双極子に強い力を加え、これらの部材に関連する構造物の分裂をもたらすことができることは、理解されるであろう。

ブリッジに向かう細胞器官の移動は、細胞構造を分裂させ、結合するブリッジ部材の付近で増加した圧力をもたらす。ブリッジ部材上の細胞小器官の圧力がブリッジ部材を破壊することが予想され、従って、分裂細胞がこの圧力に応じて“破裂する”であろうことが予想される。この膜を破壊し、他の細胞構造物を破裂するための能力は、約５０から約５００ＫＨｚの周波数を有するパルス交流電界を印加することによって高めることができる。このタイプの電界が組織に印加されると、細胞間の細胞小器官に加えられる力は、“槌音”を有し、それによって、力のパルス（またはビート）は、細胞小器官に１秒当たり何度も印加され、両方の副細胞からブリッジ（またはネック）の部分に対して様々な大きさと質量の細胞小器官の移動を高め、それによってブリッジ部分の細胞膜を破壊する可能性を増加させる。細胞内顆粒に加えられる力は、その顆粒自体に影響を与え、顆粒を倒壊または破壊するかもしれない。

ある例示的な実施形態によれば、電界を印加する装置は、所望の波形とパルス列の電気信号を生成する電子装置である。電子装置は、約５０ＫＨｚから約５００ＫＨｚまでの範囲の周波数の交流電圧波形を生成する発生器（ジェネレーター）を含む。この発生器は、発生された波形によって活性化される絶縁された導電体／電極（イソレクト（isolects）と呼ばれることもある）にそれらの他端が接続される導電性リードに動作可能に接続される。絶縁された電極は、導電性組織に接触される誘電体（誘電層）に接続した導電体からなり、従って、キャパシタを形成する。本発明の装置によって生成される電界は、正確な処理用途に依存していくつかの異なるモードで印加されることができる。

ある例示的な実施形態では、この電界は、衣類に含まれる外部の絶縁された電極によって印加され、印加された電界が組織の特定の局所的な領域を対象とする局所タイプであるように構成される。この実施形態は、絶縁された電極によって生じる電界が腫瘍（損傷など）に向けられるように標的組織上に衣類を着用することによって皮膚表面または皮膚表面下の腫瘍及び損傷を治療することを目的とするものである。

他の実施形態によれば、この装置は、絶縁電極が、膀胱や膣などの自然の通路を介して体に入れられるプローブまたはカテーテルなどの形態であり、または、絶縁された電極が内部の標的部位（例えば、内部の腫瘍）付近に位置するまで生体組織を貫通して設定されるという内部のタイプの用途に使用される。

従って、本発明の装置は、本発明の電界が重要な促進効果や熱効果を有しない生体に影響を与える（バイオエフェクティブ）電界である、前述の高かったり低かったりする周波数の用途と比較して、特別な中間領域に分類される電界を利用する。有利には、非分裂細胞がこれらの電界に提供されると、その細胞上では効果がない。しかしながら、分裂細胞が本発明の電界に提供されるときには状況が全く異なる。従って、本発明の電子装置と生成された電界は、腫瘍またはその類似物などの分裂細胞を対象とし、標的部位の周辺にある健康な組織の付近にある非分裂細胞は対象としない。さらに、本発明の装置は、絶縁された電極を利用するので、導電性電極が使用される際に得られる上述の負の効果、すなわち、細胞内のイオン濃度の変化、及び、電気分解による有害物の形成は、本発明の装置では起こらない。これは、一般に、電荷の実際の移動が電極と媒体の間で起こらず、電流が容量性である媒体内の電荷の流れがないことによる。

本発明の電子装置が生体内の腫瘍を治療する以外の用途にも使用することができることは理解すべきである。実際には、本発明の装置を用いた選択的な破壊は、例えば、組織培養、バクテリア、マイコプラズマ、原虫、菌類、藻類、植物細胞などのような微生物の分裂によって増殖するあらゆる生物に関して使用することができる。このような生物は、上述のような溝または裂け目の形成によって分裂する。溝または裂け目が深くなると、分裂する動物細胞の副細胞間に形成されるブリッジと類似する狭いブリッジが生物の２つの部分の間に形成される。このような生物は、上述の動物細胞の膜と類似する比較的低い導電性を有する膜によって覆われているので、分裂生物の電気力線は、分裂生物の２つの部分を結合するブリッジに集中する。集中する電界力線は、極性のある成分と分裂生物内の電荷を置き換える電気的な力をもたらす。

本発明の装置の上述の及び他の目的、特徴及び利点は、添付の図面と関連付けて読まれる以下の詳細な説明から明らかになるだろう。図において、類似の参照番号は同一の要素を示す。

細胞分裂プロセスの種々の段階を概略的に示す図１Ａ−１Ｅが参照される。図１Ａは、当該技術で知られるような標準的な形状における細胞１０を示す。それは、一般に、球形（図に示されるように）、楕円形、円筒形、“パンケーキライク”、または、あらゆる多の細胞形状でありえる。図１Ｂから１Ｄは、分裂プロセスの種々の段階における細胞１０を示し、それは、図１Ｅに示される２つの新たな細胞１８、２０の形成をもたらす。

図１Ｂから１Ｄに示されるように、細胞１０の分裂プロセスは、ゆっくりと成長する裂け目（クレフト）１２によって特徴付けられ、それは、２つのユニット、すなわち副細胞（サブセル）１４、１６に細胞１０を徐々に分離し、最終的には新たな細胞１８、２０（図１Ｅ）に発展させる。図１Ｄに明確に示されるように、この分裂プロセスは、細胞１０の構造体が、基本的に、細胞物質（細胞膜によって囲まれた細胞質）を含む狭いブリッジ２２によって相互に連結されている２つの副細胞１４、１６の構造体であるという過渡期によって特徴付けられる。

ここで、それぞれ比較的低い周波数と比較的高い周波数で交流電圧を印加することによって生成される電界に提供される非分裂細胞１０を概略的に示す図２Ａ、２Ｂが参照される。細胞１０は、細胞内顆粒、例えば、細胞核３０を含む。交流電圧は、患者の予め決められた場所、例えば治療される腫瘍の近辺に外部的に取り付けることができる電極２８と電極３２との間に印加される。細胞１０が自然状態、すなわち、生体組織の一部である場合、それは、ほぼ電解質の細胞間の液体からなる導電性の環境（以下では、容積導体と呼ぶ。）に配置される。電圧が電極２８と電極３２との間に印加されると、得られる電界の力線のいくらか（または、電界に応じて組織内に生成した電流）が細胞１０を貫通し、力線の残り（または、誘導電流）は周囲媒体に流れる。電界の力線の特定の分布は、この場合、電流の流れの方向に実質的に一致するが、周波数依存性でありえるシステム構成要素の相対的な導電率や誘電定数などのシステム構成要素の形状と電気的特性に依存する。低い周波数、例えば、１０ＫＨｚ未満の周波数において、この構成要素の導電特性は、完全に電流の流れと電界分布を支配し、この電界分布は、一般に図２Ａに描写されている。より高い周波数、例えば１０ＫＨｚから１ＭＨｚの周波数において、この構成要素の誘電特性は、より大きくなり、最終的に電界分布を支配し、一般に図２Ｂに描写されるような電界分布力線をもたらす。

一定の（すなわち、直流）電界または比較的低い周波数、例えば１０ＫＨｚ以下の周波数の交流電界において、種々の構成要素の誘電特性は、電界分布を決定し算出する際に重要ではない。したがって、第１の近似として、電界分布に関して、このシステムは、その種々の構成要素の相対的なインピーダンスによって合理的に表すことができる。この近似を用いて、細胞間液（すなわち、細胞外）及び細胞内液の各々は、比較的低いインピーダンスを有し、細胞膜１１は、比較的高いインピーダンスを有する。従って、低い周波数条件下では、電界力線の一部（または、電界によって生じる電流）のみが細胞１０の膜１１を貫通する。逆に、比較的高い周波数（例えば、１０ＫＨｚから１ＭＨｚ）において、細胞間液及び細胞内液と比べて膜１１のインピーダンスは減少し、従って、細胞を貫通する電流の割合は大幅に増加する。非常に高い周波数、すなわち、１ＭＨｚ以上の周波数において、膜容量が膜抵抗を短絡させることができ、したがって、全体の膜抵抗が無視してよいものとなることができるということは留意すべきである。

上述された実施形態の何れにおいても、電界力線（または、誘導電流）は、電流を発生する電極の１つ、例えば正電極２８（ここで、“供給源”と呼ぶこととする。）に近接した膜１１の一部から細胞１０を貫通する。上記の近似のもとで、細胞内に生じた電界は、実質的に一様であるので、細胞１０を横切る電流の流れのパターンは、一般的に均一である。電流は、対向電極、例えば、負電極３２（ここで、“シンク”と呼ばれる。）に最も近接する膜１１の一部を介して細胞１０から出る。

力線と電流の流れとの差異は、多くの因子、例えば、印加される電圧の周波数、及び、電極２８と電極３２が電気的に絶縁されているか否かに依存することができる。直流または低い周波数の交流電圧を印加する絶縁された電極において、事実上、電界の力線に沿った電流の流れはない。より高い周波数において、変位電流は、電極絶縁膜と細胞膜（十分にキャパシタとして作用する）の帯電または放電によって組織内に導入され、このような電流は、電界の力線に従う。逆に、絶縁されていない電極によって生じる電界は、電流の流れ、特に、電界力線に沿った導電性の電流の流れを生成する直流または低い周波数の交流電界のいくつかの形態を常に貫通し、高周波数の交流電界は、電界力線に沿った導電電流と変位電流との両方を生成する。しかしながら、本発明による分極可能な細胞内顆粒の移動が電流の実際の流れに依存せず、したがって、絶縁された電極及び絶縁されていない電極が効率的に使用することができるということは、理解されるべきである。絶縁された電極の利点には、低い電力消費、処理される領域のより少ない加熱、及び、改善された患者の安全性が含まれる。

本発明の１つの典型的な実施形態によれば、使用される電界は、約５０ＫＨｚから約５００ＫＨｚ、好ましくは、約１００ＫＨｚから約３００ＫＨｚの範囲の交番電界である。これらの電界は、バイオ効果の電界特性を有し、有意義な促進性の効果及び熱的効果を有しない中間の領域に分類されるので、議論を容易にするために、これらのタイプの電界は、以下では“ＴＣ電界”と呼ぶこととし、それは、“腫瘍治療（Ｔｕｍｏｒ Ｃｕｒｉｎｇ）電界”の略である。このシステムの動作がこのシステムのオーミック（導電）特性によって決定されるように、これらの周波数は十分に低いが、興奮組織におけるあらゆる刺激効果を有しない程度に十分に高い。このようなシステムは、２つのタイプの要素、すなわち、細胞内液、細胞外液または薬剤と個々の細胞からなる。細胞内液は、ほとんど約４０から１００Ω・ｃｍの特定の抵抗を有する電解液である。上述の通り、細胞は、３つの要素、すなわち、（１）細胞を覆う薄くて高い電気抵抗の膜、（２）細胞核を含む、多数の高分子とマイクロオルガネラを含む主として電解液である内部の細胞質、（３）マイクロオルガネラを覆う、細胞膜に対して電気特性が類似している膜によって特徴付けられる。

このタイプのシステムが本発明のＴＣ電界（例えば、１００ＫＨｚから３００ＫＨｚの周波数範囲の交流電界）に提供されると、細胞膜が高い抵抗を有するために、電界の力線と電流のほとんどは、細胞から離れていく傾向にあり、したがって、力線は細胞外導電媒体に残る。上記の周波数範囲において、細胞を貫通する電界または電流の実際の割合は、周波数に大きく依存する関数である。

図２は、このシステムにおいて結果的に得られる電界分布を概略的に示す。示されるように、潜在的な電流の力線も示すこの力線は、歪んでいない力線とほぼ平行（電界の主方向）して細胞体積を流れる。言い換えれば、細胞内の電界は、ほとんど均一である。実際は、細胞内を貫通する電界または電流の割合は、細胞外液のインピーダンスに対する細胞膜のインピーダンスによって決定される。細胞膜の等価電気回路は、並列した抵抗器とキャパシタであるので、インピーダンスは周波数の関数である。周波数が高くなればなるほど、インピーダンスが低くなり、貫通する電流の割合は大きくなり、電界の歪曲は小さくなる（Rotshenker S. & Y. Palti, Changes infraction of current penetrating an axon as a function of duration of stimulating pulse, J. Theor.Biol.41; 401-407 (1973)）。

前述の通り、５０ＫＨｚから５００ＫＨｚの範囲の周波数を有する本発明のＴＣ電界のような高い周波数で交流を生成する比較的弱い電界と電流に細胞が提供されると、それらは、非分裂細胞においては効果が得られない。本発明のＴＣ電界がこのようなシステムにおいて検出可能な効果を有しないので、この状況が分裂細胞の存在とは異なることとなる。

ここで、一実施形態に従って約１００ＫＨｚから約３００ＫＨｚの周波数範囲の交流電界（ＴＣ電界）の作用状態において、その分裂プロセスで細胞１０内の電流の流れのパターンを概略的に示す図３Ａから３Ｃが参照される。電界力線または誘導電流は、電極２８により近い副細胞１６の膜の一部を介して細胞１０を貫通する。しかしながら、それらは、新規に形成された依然として付着された副細胞１４を副細胞１６に接続する細胞質ブリッジ２２を通って出ないし、また、ブリッジ２２の近辺の膜の一部を通って出ない。その代わりに、電界または電流の流れの力線（それは、副細胞１６内で広範に分離される）は、それらがブリッジ２２（“ネック”とも呼ばれる）に接近するように集まり、従って、ネック２２内の電流／電界力線の密度は、劇的に増加する。“鏡像”プロセスが副細胞１４内で起こり、それによって、ブリッジ２２内に集まった電気力線は、それらが副細胞１４の分流域に接近するので、発散する。

一様な電気力線が、電気的に中性な物体、すなわち、分極されることはできるが、正味の電荷が実質的にゼロである物体には力を加えないということは、当業者は理解すべきである。しかしながら、図３Ａから３Ｃに示されるように非均一の集中電界の下で、電気力は、分極された物体に加えられ、より高い密度の電界力線の方向にそれらを移動する。ネックまたはブリッジ領域内に存在する集中した電界が、電荷や自然的な双極子に強い力を加え、それを用いて関連付けられる構造物を分裂することができることは理解されるであろう。繰り返しになるが、より高い強度の電界の方向に、同様の正味の力が交流電界で電荷に作用することが理解されるだろう。

図３Ａ及び３Ｂの構成において、分極化して帯電した物体の移動の方向は、より高い密度の電界力線に向かっている。すなわち、副細胞１４と副細胞１６の間の細胞質ブリッジ２２に向かっている。全ての細胞内顆粒、例えば、副細胞１４及び副細胞１６の細胞核２４及び細胞核２６は、それぞれ分極可能であり、従って、このような細胞内顆粒は、ブリッジ２２の方向に電気的に力を受ける。電界の極性にかかわらず、この移動が、常により低い密度の電流からより高い密度の電流に向かうものであるので、細胞核２４及び細胞核２６など顆粒に対する交番電界によって印加された力は、常にブリッジ２２の方向にある。このような力の包括的な記述と結果として得られる細胞内顆粒の高分子の移動は、“誘導泳動現象”と呼ばれる現象であり、例えば、“C. L. Asbury & G. van den Engh, Biophys. J. 74, 1024-1030, 1998”という文献に広範囲に記載されている。この文献の開示は、参照することによってここに完全に含まれる。

ブリッジ２２に向かう細胞小器官２４及び細胞小器官２６の移動は、分裂細胞の構造を破壊し、種々の細胞構成要素の濃度を変化させ、最終的には、図３Ｃに概略的に示されるように、ブリッジ細胞膜２２に集中する細胞小器官の圧力は、ブリッジ２２の近辺で細胞膜１１の破壊をもたらす。ブリッジ２２で細胞膜１１を破壊する能力、さもなければ細胞構造物及び細胞組織を分裂させる能力は、安定な交流電界よりはむしろ、振動する交流電界を印加することによって高めることができる。振動する電界が印加されると、細胞小器官２４及び細胞小器官２６に作用する力は、“槌音”を有し、それによって、パルス化された力は、副細胞１４及び副細胞１６からネック２２に向かって細胞内顆粒を打ち、それによって、ネック２２の近辺で細胞膜１１を破壊する可能性を増加させる。

分裂細胞内で発展する特別な電界に非常に影響を受けやすい非常に重要な要素は、分裂プロセスで主に役に立つ微小管スピンドルである。図３Ａ及び３Ｂと比較して早期の段階で、全体的に符号１２０で示されるスピンドルメカニズムに対応して、全体的にライン１００で示される外部のＴＣ電界（例えば、１００ＫＨｚから約３００ＫＨｚの周波数範囲の交流電界）の作用状態で、図４に分裂細胞１０が記載されている。ライン１２０は、非常に強い双極子モーメントを有することで知られる微小管である。この強い分極は、他の極性の高分子や、特に細胞内またはその周囲に特定の配向を有する高分子と同様に、細管を電界に対して影響を受けやすい状態にする。それらの正電荷は、２つの中心小体に位置し、２セットの負極は分裂細胞の中央に位置し、他の対は全体的に符号１３０で示される細胞膜に対する微小管の取り付け点にある。この構造は二重双極子のセットを形成し、したがって、それらは異なる方向の電界に対して影響を受けやすい。双極子にあるＴＣ電界の効果が、ブリッジ（ネック）の形成に依存しないことは理解されるであろう。従って、その双極子は、ブリッジ（ネック）の形成前にＴＣ電界によって影響を受けるだろう。

本発明の装置（以下に、より詳細に説明される）は、絶縁された電極を利用するので、導電性電極が使用される際に得られる上述の負の効果、すなわち細胞内のイオン濃度変化と電気分解による有害物の形成は、本発明の装置が使用される場合に生じない。これは、一般に電荷の実質的な移動が電極と媒体の間で起こらず、媒体内での電荷の流れがなく、電流が容量性である、すなわち電荷の回転などとしてのみ表されるという理由による。

ここで、図５に移ってみると、有利に腫瘍細胞を破滅させることが判明した上述のＴＣ電界は、電子装置２００によって生じる。図５は、その主要な構成要素を示す電子装置２００の簡単な概略図である。この電子装置２００は、波形またはパルス列を有する所望の電気信号（ＴＣ信号）を生成する。この装置２００は、発生器２１０と、その発生器にその一端が取り付けられた一対の電導リードを含む。リード２２０の反対の端部は、電気信号（例えば、波形）によって活性化される絶縁された導電体２３０に接続されている。絶縁された導電体２３０は、以下ではイソレクトとも呼ばれる。任意に、そして、他の実施形態に従って、この装置２００は、温度センサ２４０と制御ボックス２５０とを含み、それらは、処理される領域において過度の加熱を生じないようにして生成される電界の大きさを制御するために共に加えられることができる。

発生器２１０は、約５０ＫＨｚから約５００ＫＨｚ（好ましくは、約１００ＫＨｚから約３００ＫＨｚ）の範囲の周波数の交流電圧波形（すなわち、ＴＣ電界）を生成する。必要とされる電圧は、処理される組織内の電界強度が約０．１Ｖ／ｃｍから約１０Ｖ／ｃｍの範囲になるようなものである。この電界を達成するために、イソテクト２３０の２つの導電体間の実際の電位差は、このシステムの構成要素の相対インピーダンスによって決定される。

制御ボックス２５０が備えられる場合、それは、使用者によってプリセットされた値に一定にし、制御ボックスは、過度な加熱を引き起こさない最大値にその出力を設定し、または、温度（温度センサ２４０によって検出される）がプリセットリミットを越えた場合、制御ボックス２５０は警告などを発するように、それは発生器の出力を制御する。

このリード２２０は、フレキシブルな金属シールドを有する標準的な孤立導体であり、それがリード２２０によって生成される電界の広がりを防止する。このイソレクト２３０は、標的体積において所望の形態、方向及び強度の電界を生成し、そこだけでその処理に焦点を合わせるために特定の形状と位置を有している。

全体として装置２００の仕様とその個々の構成要素は、本発明のＴＣ電界（５０ＫＨｚから５００ＫＨｚ）の周波数において生物系がそれらの誘電特性ではなく、それらの“オーミック”特性に従って振舞うという事実によって大いに影響を受ける。異なるように振舞う装置２００内の唯一の要素は、イソレクト２３０の絶縁体である（図７から図９）。このイソレクト２００は、導体組織と接触している誘電体と接触している導電体からなり、それによって、キャパシタを形成する。

イソレクト２３０の創成の詳細は、一般に図６で示されるような組織に接触した際に、単純化された電気回路から理解することができるそれらの電気的挙動に基づく。示された配置において、異なる構成要素間の電圧降下または電界分布は、それらの相対電気インピーダンスによって決定される。すなわち、各々の構成要素の電界の割合は、回路全体のインピーダンスによって割ったそのインピーダンスの値によって与えられる。例えば、その要素における電圧降下は、ΔＶ_Ａ＝Ａ／（Ａ＋Ｂ＋Ｃ＋Ｄ＋Ｅ）である。従って、直流または低周波数の交流において、事実上、全ての電圧降下は、キャパシタ上である（絶縁体として振舞う）。相対的に非常に高い周波数において、キャパシタは、事実上短絡しており、したがって、事実上、全ての電界は、組織内に分布される。中間の周波数である本発明のＴＣ電界の周波数（例えば、５０ＫＨｚから５００ＫＨｚ）において、キャパシタの静電容量のインピーダンスは優勢であり、電界分布を決定する。したがって、その組織にかかる効果的な電圧降下（電界強度）を増加するために、キャパシタのインピーダンスは、減少されることになる（すなわち、それらの静電容量が増加する）。これは、キャパシタの“プレート”の効果的な領域を増加させることによって達成することができ、誘電体の厚さを減少させ、または、高い誘電定数を有する誘電体を使用することができる。

電界分布を最適化するために、このイソレクト２３０は、イソレクトが使用される用途に応じて異なって配置されることができる。本発明の電界（ＴＣ電界）を適用するために２つの原理様式がある。第１に、ＴＣ電界は、外部のイソレクトによって印加することができ、第２に、ＴＣ電界は内部のイソレクトによって印加することができる。

外部のイソレクトによって印加される電界（ＴＣ電界）は、ローカルタイプまたは広範に分布されたタイプのものでありえる。最初のタイプは、例えば、皮膚腫瘍の処理と皮膚表面に近い傷の処理を含む。図７は、イソレクト２３０が皮膚用パッチ３００に取り入れられる典型的な実施形態を示す。皮膚用パッチ３００は、１対又はそれ以上の対のイソレクト２３０を有する自己接着性のフレキシブルパッチでありえる。パッチ３００は、内部絶縁体３１０（誘電体材料からなる）と外部絶縁体２６０を含み、皮膚表面３０１または皮膚表面の若干下に腫瘍３０１を含む皮膚表面３０１に適用される。組織は、全体的に符号３０５で示される。そのシステムの中心となる内部絶縁体３１０を横切る電圧降下を防止すために、内部絶縁体３１０は、比較的高い静電容量を有していなければならない。これは、大きな表面積によって達成することができ、しかしながら、それが大きな領域（例えば、腫瘍を処理するために必要とされるものより大きな領域）上に電界が広がる結果となるので、これは望まれないかもしれない。あるいは、内部絶縁体３１０は、非常に薄いものでありえ、及び／又は、内部絶縁体３１０は、高い誘電定数を有するものでありえる。電極（図６でＡとＥで示される）間の皮膚抵抗は、通常、その下で（１から１０ＫΩ対０．１から１ＫΩ）、組織（図６でＣで示される）の皮膚抵抗より大幅に大きいので、イソレクトを超える電圧降下のほとんどがそこで生じる。これらのインピーダンス（Ｚ）に適合するために、内部絶縁体３１０の特性は、それらが本発明のＴＣ電界（例えば、５０ＫＨｚから５００ＫＨｚ）の周波数において１００ＫΩ以下の好ましいインピーダンスを有するようなものであるべきである。例えば、１０ｍｍ^２の表面積を有するイソレクトにおいて、２００ＫＨｚの周波数で印加された電圧の１％超が組織上で降下するように、そのインピーダンスが約１０ＫΩまたはそれ未満であることが望まれる場合、静電容量は、２から３の標準的な誘電定数を有する標準的な絶縁体を用いることを意味する１０^−１０Ｆのオーダーであるべきであり、絶縁層３１０の厚さは、約５０から１００ミクロンであるべきである。１０倍強い内部電界は、約２０から５０の誘電定数を有する絶縁体を用いて得られるだろう。

高い誘電定数を有する絶縁材料を用いることによって、電極のキャパシタンスは増加し、それは、発生器１（図５に示される）によって印加される交流信号に対する電極のインピーダンスの低下をもたらす。印加された交流電圧の大部分が組織Ｃを横切って現れるように、図６に示されるように、電極Ａ、Ｅが標的組織Ｃに直列に接続されるので、インピーダンスのこの低下は電極の電圧降下を減少させる。電圧のさらに大部分が組織を横切って現われるので、発生器１によって印加される電圧は、組織内に与えられた電界強度において有利に低減されることができる。

処理される組織において望まれる電界強度は、好ましくは約０．１Ｖ／ｃｍから約１０Ｖ／ｃｍであり、さらに好ましくは約２Ｖ／ｃｍから約３Ｖ／ｃｍないし約１Ｖ／ｃｍから約５Ｖ／ｃｍである。電極で使用される誘電定数が十分に高い場合、電極Ａ、Ｅのインピーダンスは、皮膚及び組織Ｂ，Ｃ，Ｄの直列の組み合わせのような大きさと同一のオーダーに降下する。極めて高い誘電定数を有する適切な材料の１つの例は、ＣａＣｕ_３Ｔｉ_４Ｏ_１２であり、それは、約１１，０００の誘電定数（１００ＫＨｚで測定）を有する。誘電定数がこれほど高い場合、有用な電界は、数十ボルトのオーダーの発生器の電圧を用いて得ることができる。

薄い絶縁層は非常に脆弱などでありえるので、絶縁体は、二酸化チタン（例えば、ルチル）などの非常に高い誘電定数の絶縁材料で置き換えることができ、その誘電定数は約２００に達することができる。所望の用途の使用に適切で、高い誘電定数を有する多くの異なる材料がある。例えば、このような材料には、ニオブ酸リチウム（ＬｉＮｂＯ_３）、イットリウム鉄ガーネット（ＹＩＧ）、チタン酸バリウム（ＢａＴｉＯ_３）、タンタル酸カリウム（ＫＴａＯ_３）及びタンタル酸リチウム（ＬＩＴａＯ_３）が含まれる。ニオブ酸リチウム（ＬｉＮｂＯ_３）は、強誘電性結晶であり、光学素子、焦電素子及び圧電素子で多くの用途を有する。イットリウム鉄ガーネット（ＹＩＧ）は、強磁性結晶であり、磁気光学素子、例えば、光アイソレーターは、この材料から実現することができる。チタン酸バリウム（ＢａＴｉＯ_３）は、大きな電気光学効果を有する強磁性結晶である。タンタル酸カリウム（ＫＴａＯ_３）は、誘電体結晶（低温では強誘電体）であり、非常に低いマイクロ波損失と低音における誘電定数の同調性を有する。タンタル酸リチウム（ＬｉＴａＯ_３）は、ニオブ酸リチウムと同様の特性を有する強誘電性結晶であり、電気光学的素子、焦電素子及び圧電素子で実用性を有する。マグネシウムニオブ酸鉛及びチタン酸鉛の組み合わせからなるセラミックなどの高い誘電定数を有する絶縁体セラミックスが使用されることができる。前述の典型的な材料が、高い誘電定数を有する材料を使用することが望まれる本発明と組み合わせて使用することができることは理解されるであろう。

イソレクト２３０の有効容量に影響を与える他の要因、すなわち、イソレクト２３０と皮膚との間の空気の存在を考慮しなければならない。容易に防止することができないこのような空気の存在は、１．０の誘電定数を有する絶縁体の層、すなわち、イソレクト２３０の有効容量を大幅に低減させ、二酸化チタン（ルチル）などの利点を無効にする要因を導入する。この問題を克服するために、イソレクト２３０は、体の構造に一致するように形づくることができ、及び／又は、高い導電性と高い有効誘電定数を有するゲルなどの介在充填剤２７０は、その構造体に加えることができる。この付形は、前もって組み立てられることができ（図１０Ａ参照）、または、イソレクト２３０を形づくることが容易に達成できるように、このシステムは、十分にフレキシブルに形成することができる。このゲルは、図１０Ｃ及び１０Ｃ’に示されるように、隆起した縁（リム）を有することによって決まった位置に含まれることができる。このゲルは、ヒドロゲル、ゼラチン、寒天などから作ることができ、そして、その導電性を増加するためにその中に溶解された塩を有することができる。図１０Ａから１０Ｃ’は、イソレクト２３０における種々の典型的な形状を示す。このゲルの正確な厚さは、このゲル層がこの処理中に完全に乾かないような十分な厚さである限り、重要ではない。ある実施形態において、このゲルの厚さは約０．５ｍｍから約２ｍｍである。好ましくは、このゲルは、高い導電性を有し、粘着性があり、長時間にわたって生体適合性がある。１つの適切なゲルは、ＡＧ６０３ハイドロゲルであり、それは、ＡｍＧｅｌ技術社（AmGeI Technologies, 1667 S. Mission Road, Fallbrook, CA 92028-4115, USA）から入手可能である。

イソレクト２３０の所望の特徴を達成するために、各々の誘電被覆は、非常に薄くあるべきであり、例えば、１から５０ミクロンである。この被覆は非常に薄いので、このイソレクト２３０は、機械的に容易に損傷することがあり、誘電破壊を経験し得る。この問題は、このような損傷から所望の保護を提供するように、イソレクトの構造体に保護的な機能を追加することによって解決することができる。例えば、このイソレクト２３０は、例えばその表面への接触を防止するが、このイソレクト２３０の有効表面積（すなわち、イソレクト２３０の静電容量）にほんの少しの影響を与える相対的に緩いネット３４０で被覆することができる（図１２に示される断面図）。緩いネット３４０は、静電容量に影響を与えず、皮膚との良好な接触を保証等する。緩いネット３４０は、多くの種々の材料から形成することができるが、ある典型的な実施形態では、ネット３４０は、ナイロン、ポリエステル、コットンなどから形成する。あるいは、非常に薄い導電被膜３５０をイソレクト２３０の誘電部分（絶縁層）に付けることができる。ある典型的な導電被覆は、金属から形成され、特に金から形成される。被覆３５０の厚さは、特有の用途と被覆３５０を形成するために使用される材料のタイプに依存する。しかしながら、金が使用される場合、被覆は、約０．１ミクロンから約０．１ｍｍの厚さを有する。さらに、図１０に示される縁（リム）は、いくつかの機械的な保護を提供することもできる。

しかしながら、静電容量は、考慮される唯一の要因ではない。以下の２つの要因は、イソレクト２３０がどのように組み立てられるかということに影響を与える。１つは、内部の絶縁層３１０の絶縁耐力であり、もう１つは、それがＴＣ電界に提供された際に生じる誘電損失、すなわち、生成される熱量である。内部絶縁体３１０の絶縁耐力は、絶縁体が短絡され、損なわれていない絶縁体として作用することを終える電界強度で決定する。典型的には、プラスチックなどの絶縁体は、約１００Ｖ／ミクロンまたはそれ以上の絶縁耐力値を有する。高い誘電定数が内部絶縁体内の電界を減少させるので、高い誘電定数と高い絶縁耐力の組み合わせは、大きな利点を与える。これは、所望の特性を有する単一の材料を用いることによって達成することができ、または、それは、正確なパラメータと厚さを有する二重層によって達成することができる。さらに、絶縁層３１０が機能しなくなる可能性をさらに減少させるために、絶縁層３１０の全ての鋭角部は、図１０Ｄに示されるように、通常の技術を用いて角部を丸めることなどによって除去されるべきである。

図８と図９は、イソテクト２３０を用いた第２のタイプの処理、すなわち、内部のイソテクト２３０による電界生成を示す。イソテクト２３０が埋め込まれている体内は、全体的に符号３１１で示されており、皮膚表面３１３と腫瘍３１５を含む。この実施形態において、イソテクト２３０は、標的部位（腫瘍３１５）に適切な電界を生成するために、皮下または身体３１１の深い位置に挿入することができるプレート形状、ワイヤ形状または他の形状を有することができる。

イソレクトの適用のモードは、上記の記載に限定されるものではない。内臓、例えば、肝臓、肺などの腫瘍の場合には、この一対のイソレクト２３０のそれぞれの一部の間の距離は大きいものでありえる。この対は、図１１に示されるように、胴体４１０の反対側に位置することさえできる。図１１のイソレクト２３０の配置は、肺癌または胃腸の潰瘍に関連する腫瘍４１５を処理するために特に有用である。この実施形態において、電界（ＴＣ電界）は、身体の広範な部分に広がる。

処理される組織の過熱を防止するために、材料と電界パラメータの選択が必要とされる。イソレクト絶縁材料は、処理プロセス中に使用される周波数範囲における最小の誘電損失を有するべきである。この因子は、処理のための特有の周波数を選択する際に、考慮することができる。組織の直接的な加熱は、電流の流れ（ＩＲの積によって得られる）のための加熱に偏っていそうである。さらに、イソレクト２３０とその周辺部は、加熱損失を促進する材料からなるべきであり、その一般的な構造体は、ヘッドロス、すなわち、高い熱伝導性を有すると共に周辺部（空気）に対する熱放散をブロックする最小の構造体を促進することもできる。より大きな電極は、患者に送られるエネルギーをより大きな表面領域上に広げるので、より大きな電極を使用することは、加熱の局所的な感覚を最小化する。好ましくは、この加熱は、患者の皮膚温度が約３９℃を超えないというところまで最小化される。

加熱を減少させる他の方法は、連続場を用いる代わりに、約２０％から約５０％の間のデュ−ティサイクルを有する電界を印加することによって処理される組織に断続的に電界を印加することである。例えば、３３％のデューティサイクルを達成するために、電界は、１秒間スイッチオンの状態にされ、ついで２秒間スイッチオフの状態にされることを繰り返すだろう。予備実験によって、３３％のデューティサイクルを有する電界を用いた処理の有効性が１００％のデューティサイクルを有する電界におけるものと略同一であるということが示された。別の実施形態において、５０％のデューティサイクルを達成するために、電界は、１時間スイッチオンの状態にされ、ついで１時間スイッチオフの状態にされる。もちろん、一回につき１時間の割合でスイッチングすることは、短期の加熱を最小化するのに役立たないだろう。一方、それは、処理から歓迎される休憩を患者に提供することができるだろう。

この処理の有効性は、他の傷つきやすい領域を低い電界密度にしながら、所望の標的に電界を当てるイソレクト２３０の配置によって高めることができる。身体上へのイソレクト２３０の適切な配置は、イソレクトを適切な位置に維持する適切な衣類の破片を用いることを含む多くの種々の技術を用いて維持されることができる。図１３は、“Ｐ”とラベルされる領域が保護される領域を表すこのような配置を示す。電界力線は、この保護領域を貫通せず、そこにある磁場は、標的部位が位置し、よく処理されることができるアイソテクト２３０の付近より非常に小さい。対照的に、４本のポールの付近の電界強度は、非常に高い。

以下の例は、本発明の装置の典型的な用途とＴＣ電界の用途を示すためのものであるが、この例は、限定的なものではなく、決して本発明の範囲を限定しない。

（実験例）
腫瘍細胞を破壊する上述の特性（例えば、５０ＫＨｚから５００ＫＨｚ）を有する電界の有効性を実証するために、電界を印加し、悪性の黒色腫腫瘍を有するネズミを処理した。２対のイソレクト２３０が、対応する１対の悪性の黒色腫の上に位置された。１対のみが発生器２１０に接続され、２００ＫＨｚの交番電界（ＴＣ電界）が６日間にわたって腫瘍に印加された。１つの黒色腫腫瘍は、処理された腫瘍と処理されていない腫瘍との比較を可能にするために処理しなかった。６日間の処理の後、色素性黒色腫腫瘍は、マウスの処理されていない側に明らかに視認可能に残っていた。一方、それと対照的に、マウスの処理された側には腫瘍が見られない。皮膚の上に視認可能に認められた唯一の領域は、イソレクト２３０の挿入点を表すマークであった。腫瘍が処理された側で除去されるという事実は、皮膚の内表面が曝されるようにその皮膚を切断し反対にすることによってさらに実証された。完全とまでいかなくても、このような手順によって、マウスの処理された側で腫瘍が実質的に除去されたことが示された。この処理の成功は、組織病理学検査によってさらに実証された。

従って、本願の発明者は、電界が電子装置を用いて印加される際に、特定の特性を有する電界が分列細胞または腫瘍を破壊することを明らかにした。より詳細には、これらの電界は、特別な中間領域、すなわち、重要な促進作用と熱作用を有しない生物効果的な電界に分類され、したがって、身体に対して通常の電界を適用することに関連する不利点を克服する。本願の装置が生体組織に対するＴＣ電界を回転する装置をさらに含むことができることが理解されるだろう。例えば、一実施形態によれば、処理される組織に加えられる交番電圧は、起動中に本発明のシステムの種々の構成要素を回転する機械的な装置などの通常の装置を用いて組織に加えられる電圧と比較して回転される。

さらに、他の実施形態によれば、ＴＣ電界は、絶縁された電極２３０の異なる対に連続方式で印加される。言い換えれば、発生器２１０とその制御システムは、絶縁された電極２３０の対を選択するために周期的な間隔で信号が送られるように配置することができ、それによって、これらの絶縁された電極２３０によって異なる方向のＴＣ電界の生成をもたらす。絶縁された電極２３０に発生器からこの信号が選択時刻に送られるので、方向が変わるこのＴＣ電界は、異なる絶縁された電極２３０によって連続的に生成される。この配置は、多くの利点を有し、この事実の点で、ＴＣ電界が細胞分裂の軸に平行である場合にＴＣ電界が最大の効果を有するということを提供する。細胞分裂の配向は、ほとんどの場合ランダムであるので、分列細胞のほんの一部は、いかなる与えられた電界によっても影響を受ける。従って、２つ又はそれ以上の配向の電界を用いることは、その有効性を増加させる。それが、より多くの分列細胞が所定のＴＣ電界によって影響をされる機会を増加させるためである。

試験管内で、実験によって、有糸分裂中に電界の力線が一般に砂時計の形をした細胞の長軸に対して平行に配向した際に電界が最大の殺害効果を有するということが示された。ある実験において、この電界に対して２２度よりも大きく配向した長軸を有する細胞において損傷を受けた細胞の平均が１５％であったのに対して、損傷を受けた細胞のうち非常に高い割合のものは、その電界に沿っては移行した分裂の軸を有しており、その電界に対して０度丁度または０度程度に配向した細胞の５６％は、損傷を受けていた。

本願の発明者は、分裂細胞を殺すのに最も効果的である電界配向が分裂細胞のより多い個体群に印加されるだろうから、連続的に異なる方向の電界を印加することによって全体の殺害力を増加することができることを認識した。異なる方向に電界を印加することにおける多くの例が以下で検討される。

図２７Ａ、２７Ｂ、２７Ｃは、６つの電極（Ｅ１からＥ６）のセットと、標的組織１５１０を通過する電界の方向が、どのように電極の異なる対を横切って発生器１（図１に示される）からの交流信号を印加することによって変化することができるかということを示す。例えば、交流信号が電極Ｅ１と電極Ｅに印加された場合、電界力線Ｆは垂直になり（図２７Ａに示されるように）、その信号が電極Ｅ２と電極Ｅ５、または、電極Ｅ３と電極Ｅ６に印加された場合、電界力線Ｆは、対角線（図２７Ｂ、２７Ｃにそれぞれ示されるように）になるだろう。他の電極対にわたって交流信号を印加することによって、さらなる電界方向が得られる。例えば、概略水平な電界は、電極Ｅ２と電極Ｅ６にわたって信号を印加することによって得ることができる。

ある実施形態において、交流信号は、連続的に種々の電極対の間に用いられる。この処理の例は、電極Ｅ１と電極Ｅ４の間に交流信号を１秒間印加し、次いで電極Ｅ２と電極Ｅ５に交流信号を１秒間印加し、次いで電極Ｅ３と電極Ｅ６に交流信号を１秒間印加するというものである。次いで、この３部の連続は、処理の所望の期間にわたって繰り返される。細胞分解の有効性は、細胞の配向に強く依存するので、種々の方向の間に電界をサイクルすることによって、電界が、少なくともその時間の一部において細胞分解に有利に作用する方向に配向する可能性を増加させる。

もちろん、図２７ＡからＣに示される６つの電極の配置は、複数の電極の多くの考えられる配置の単に１つであり、３つ又はそれ以上の電極の多くの他の配置は、同一の原理に基づいて使用することができる。

様々な方向に連続的に電界を印加することは、二次元の実施形態に限定されるものではなく、図２８には、どのようにすれば様々なセットの電極間に信号を連続的に印加することが３次元に拡張できるかということが示されている。電極Ａ１からＡ９の第１の配列は、身体部１５００を囲うように配置され、電極Ｎ１からＮ９の最後の配列は、第１の配列から距離Ｗだけ離れて身体部１５００を囲うように配置される。電極のさらなる配列は、任意に第１の配列と最後の配列との間に加えられることができるが、これらのさらなる配列は、明確にするために示されていない（身体部１５００の後ろの電極Ａ５からＡ９と電極Ｂ５からＢ８を分かり難くしないように）。

図２７の実施形態に示されるように、標的組織を通る電界の方向は、様々な電極対を横切って発生器１（図１に示される）から交流信号を印加することによって変化することができる。例えば、電極Ａ２と電極Ａ７との間に交流信号を印加することによって、それらの２つの電極の前から後ろ方向の電界がもたらされ、電極Ａ５と電極Ａ９との間に交流信号を印加することによって、それらの２つの電極間に概略垂直な電界がもたらされるだろう。同様に、電極Ａ２と電極Ｎ７に交流信号を印加することによって、身体部１５００を通過する一方向に対角線の電気力線が生成され、電極Ａ２と電極Ｂ７に交流信号を印加することによって、身体部を通過する他の方向に対角線の電気力線が生成されるだろう。

３次元配列の電極を用いることは、所望の方向の電界を誘発するために、同時に多数の電極対にエネルギーを与えることになる。例えば、電極Ａ２から電極Ｎ２が全て発生器の一端に接続され、電極Ａ７から電極Ｎ７が全て発生器の他端に接続されるように、適切なスイッチングが提供される場合、結果として得られる電界は、全体の幅Ｗに対する前から後ろ方向に伸びるシートになるであろう。前から後ろへの電界が適切な期間（例えば、１秒間）にわたって維持された後、スイッチングシステム（不図示）は、発生器の一端に電極Ａ３からＮ３を接続し、発生器の他端に電極Ａ８からＮ８を接続するように再構成される。これは、Ｚ軸で初期の電界方向に対して約４０度回転するシート形状の電界をもたらす。この電界が適切な期間（例えば、１秒間）にわたって維持された後、電極の次のセットは、その次の位置に対してさらに４０度電界を回転するように作動される。これは、プロセス全体が繰り返される点である初期の位置に電界が戻るまで続く。

任意に、回転しているシート形状の電界は、上述の対角線の電界に加えられることができ（時間内で連続的に）、それらの対角線の軸に沿って配向されるより良い標的細胞に加えられることができる。

この電界はベクトルであるので、この信号は、望ましい結果となるベクトルを形成するために電極の組み合わせに任意に同時に印加されるかもしれない。例えば、Ｘ軸で初期の位置に対して２０度回転された電界は、発生器の一端に電極Ａ２から電極Ｎ２及び電極Ａ３から電極Ｎ３の全てをスイッチングし、発生器の他端に電極Ａ７から電極Ｎ７と電極Ａ８から電極Ｎ８の全てをスイッチングすることによって得ることができる。当業者に理解されるように、他の電極の組み合わせに対して信号を印加することは、他の方向の電界をもたらす。電圧の適切なコンピュータ制御が行われる場合、上述の段階的な方式とは反対に、電界の方向は、連続（すなわち、スムース）方式で空間を介して走査（スイープ）されることさえある。

図２９Ａ、２９Ｂは、分裂細胞に対する印加された電界の殺害力がどのような電界強度の関数であるかを示す試験管内での実験の結果を示す。図２９Ａの実験において、Ｂ１６Ｆ１の黒色腫細胞は、それぞれの強度において２４時間にわたって様々な電界強度の１００ｋＨｚの電界に提供される。図２９Ｂの実験において、Ｆ−９８Ｆグリオーマ細胞は、それぞれの強度において２４時間にわたって異なる電界強度の２００ｋＨｚの交流電界に提供される。これらの数値の何れにおいても、電界の強度（ＥＦ）は、ボルト／ｃｍで測定される。殺害効果の大きさは、制御細胞成長速度（ＧＲ_Ｃ）と比較して処理された細胞の成長速度（ＧＲ_Ｔ）の減少の割合であるＴＥＲで表される。
ＴＥＲ＝（ＧＲ_Ｃ−ＧＲ_Ｔ）／ＧＲ_Ｃ
この実験の結果は、黒色腫細胞とグリオーマ細胞の何れにおいても、増殖に対する印加された電界の静止効果が強度と共に増加することを示す。完全な増殖阻止は、それぞれ黒色腫細胞及びグリオーマ細胞において１．３５Ｖ／ｃｍと２．２５Ｖ／ｃｍで見られる。

図３０Ａ、３０Ｂは、印加された電界の殺害力がどのような電界の周波数の関数であることを示す試験管内での実験の結果を示す。実験で、Ｂ１６Ｆ１黒色腫細胞（図３０Ａ）とＦ−９８グリオーマ細胞（図３０Ｂ）は、それぞれの周波数において２４時間にわたって異なる周波数を有する電界に提供される。図３０Ａと３０Ｂは、電界強度に標準化された成長速度の変化を示す。データは、平均の＋ＳＥとして示される。図３０Ａにおいて、窓効果が黒色腫細胞で１２０ｋＨｚにおいて最大の抑制を有して見られる。図３０Ｂにおいて、２つのピークが１７０ｋＨｚと２５０ｋＨｚで見られる。従って、処理の全体の進行において１つだけの周波数が利用可能な場合、約１２０ｋＨｚの周波数を有する電界が、黒色腫細胞を破壊するために適しているだろうし、２００ｋＨｚのオーダーの周波数を有する電界が、グリオーマ細胞を破壊するために適しているだろう。

あらゆる所定のタイプの細胞の全てが正確に同一のサイズを有しているわけではない。それよりむしろ、細胞は、小さい細胞があったり、大きい細胞があったりという、サイズの分布を有しているだろう。特定の細胞を損傷するための最も相応しい周波数は、その特定の細胞の物理的な特徴（例えば、サイズ）に関連すると考えられる。従って、サイズ分布を有する細胞の集団に最も相応しい損傷を与えるために、その集団に様々な分布の周波数を印加することが有利であり得る。ここで、周波数の選択は、標的細胞の予期されるサイズの分布に依存して最適化される。例えば、図３０Ｂのデータは、グリオーマ細胞の集団を破壊するために１７０ｋＨｚと２５０ｋＨｚの２つの周波数を用いることが２００ｋＨｚの単一の周波数を用いるよりも効果的であるだろうことを示す。

ここで留意すべきことは、ここで検討された最適な電界強度と周波数が、試験管内の実験に基づいて得られたものであり、生体内の用途における対応するパラメータが、生体内における同様の実験を行うことによって得られるかも知れないということである。細胞自体の適切な特性（サイズ及び／又は形状など）または細胞の周囲のものとの相互作用が、生体内の用途における最適な周波数及び／又は電界強度の異なる組み合わせをもたらすかも知れない可能性がある。

１つ以上の周波数を用いた場合、様々な周波数が連続して時間内に印加されるかもしれない。例えば、グリオーマの場合、処理の第１分、第２分、第３分、第４分、第５分、及び第６分のそれぞれの間に、１００、１５０、１７０、２００、２５０、及び３００ｋＨｚの電界周波数が印加されることができる。次いで、周波数のそのサイクルは、それぞれ連続した６分の処理の間に繰り返されるだろう。あるいは、この電界の周波数は、無段方式で１００から３００ｋＨｚまで走査（スイープ）されることができる。

任意に、この周波数サイクルは、上述の方向のサイクルに組み合わされることができる。図３１Ａは、３つの方向（Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３）と３つの周波数（Ｆ１、Ｆ２、Ｆ３）を用いたこのような組み合わせである。もちろん、これと同一のスキームは、方向及び／又は周波数の他の数に拡張することができる。図３１Ｂは、３つの方向（Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３）を用いたこのような組み合わせの例であり、１００ｋＨｚから３００ｋＨｚまでの周波数が走査される。留意すべきことは、ｔ１とｔ２の間の時間軸のブレイクが、スイープ周波数を丁度３００ｋＨｚまで上げるのに必要な時間をもたらすということである。図３１Ａに示されるように、周波数走査（または、ステップ）は、方向の変化に同期化されるかもしれない。あるいは、図３１Ｂに示されるように、周波数走査（または、ステップ）は、方向変化に対して非同期性であるかもしれない。

他の実施形態では、２つ又はそれ以上の周波数成分（例えば、１７０ｋＨｚと２５０ｋＨｚ）を含む信号は、サイズ分布を有する細胞の集団を処理するために、同時に電極に印加されることができる。様々な信号は、印加された周波数成分の全てを含む電界を生成するために重ね合わせによって加えられるだろう。

ここで図１４に移ってみると、典型的な実施形態による衣類（article of clothing）５００が示されている。より詳細には、この衣類５００は、人の頭に載せるように設計されたハット、キャップまたは他のタイプの衣類の形態である。例示の目的において、ヘッド５０２は、ヘッド５０２の皮膚表面５０４に対してその上に置かれたハット５００と共に示されている。頭蓋内腫瘍またはその類似物５１０は、その皮膚表面５０４の下にあるヘッド５０２内に形成されるように示されている。したがって、このハット５００は、腫瘍５１０またはその類似物を有する人間の頭５０２の上に置かれるためのものである。

絶縁された電極２３０が多かれ少なかれ平面配置に配置される図１から１３に示された様々な実施形態とは異なり、それらは、皮膚表面に位置するか又は皮膚表面の下の体内に埋め込まれるので、本発明の実施形態の絶縁された電極２３０は、明らかに特定の用途に合わせて作られ、配置されている。頭蓋内腫瘍、他の損傷またはその類似物の処理は、典型的には、例えば、数日間から数週間までの比較的長い期間の処理を必要とし、したがって、患者にできるだけ快適性を提供することが望まれる。ハット５００は、処理の有効性を台無しにすることなく、長い処理プロセス中に快適性を提供するために特に設計される。

ある典型的な実施形態によれば、ハット５００は、好ましくは、腫瘍５１０の位置において最適なＴＣ電界を生成するように位置される所定の数の絶縁された電極２３０を含む。ＴＣ電界の電気力線は、全体的に符号５２０で示される。図１４で見られることができるように、腫瘍５１０は、これらの力線５２０の内側に位置する。以下により詳細に記載されるように、絶縁された電極２３０は、その一部または表面が頭部５０２の皮膚表面５０４に自由に接触できるようにハット５００内に位置する。言い換えれば、患者がハット５００を被っているとき、絶縁された電極２３０は、それによって発生されるＴＣ電界が腫瘍５１０で焦点が合うとともに周囲の領域で低密度になるように、適切な位置の頭部５０２の皮膚表面５０４に接触して位置する。典型的に、頭部５０２の髪は、絶縁された電極２３０と皮膚表面５０４との間の良好な接触を可能とするために選択領域において剃られるが、これは重要なことではない。

ハット５００は、好ましくは、絶縁された電極２３０に力を加える装置５３０を含むので、皮膚表面５０２を圧迫する。例えば、この装置５３０は、絶縁された電極２３０にバイアス力を印加し、絶縁された電極２３０がハット５００から外側に向かうようにするバイアスタイプでありえる。従って、患者が彼／彼女の頭部５０２上にハット５００を置いた時、絶縁された電極２３０は、この装置５３０によって皮膚表面５０４を圧迫する。この装置５３０は、絶縁された電極と頭部５０２との間に満足のいく適合を提供するために若干反動することができる。１つの典型的な実施形態では、この装置５３０は、ハット５００内に配置されるバネベースの装置であり、絶縁された電極２３０に結合され、それを圧迫する一部分を有する。

前述の実施形態と同様に、絶縁された電極２３０は、導電体２２０を用いて発生器２１０に結合される。発生器２１０は、コンパクト且つ自立型で独立したシステムを提供するためにそれ自体がハット５００内に配置されることができ、または、発生器２１０は、開口部またはその類似物を介してハット５００に存在し、さらに発生器２１０に接続される導電体２２０を用いてハット５００の外側に配置されることができる。発生器２１０がハット５００の外側に配置される場合、発生器２１０がいくらでも異なる位置に配置することができることは理解されるであろう。それらの位置には、ハット５００自体に近接する位置もあり、ハット５００から離れている位置もある。例えば、発生器２１０は、患者が着用することができる搬送用バッグまたはその類似物内に配置することができ、または、それは、患者の四肢または胴体の周りにストラップで固定することができる。発生器２１０は、固定される保護ケース内に配置することもでき、または、患者が着用する他の衣料品によって運ばれることもできる。例えば、保護ケースは、セーターなどのポケットに挿入することができる。図１４は、発生器２１０がハット５００内に直接組み込まれている実施形態を示す。

ここで図１５と図１６を見てみると、ある実施形態において、装置５３０に沿う多くの絶縁された電極２３０は、全体的に符号５４０で示される独立したユニットとして形成されることが好ましく、それは、ハット５００内に挿入することができ、導電体（不図示）を介して発生器（不図示）に電気的に接続されることができる。これらの部材を独立したユニットの形態で提供することによって、患者は、洗浄、アフターサービス、及び／又は、交換が必要になった場合、容易にそのユニット５４０をハットに挿入したり、ハットから取り除いたりすることができる。

この実施形態において、ハット５００は、ユニット５４０を収容及び保持するためにハット５００内に形成される選択領域５５０を含むように構成される。例えば、図１５に示されるように、それぞれの領域５５０は、ハット５００内に形成される開口部（ポア）の形態である。このユニット５４０は、本体部５４２を有し、装置５３０と１つ又はそれ以上の絶縁された電極２３０を含む。この装置５３０は、ユニット５４０内に配置されるので、この装置５３０が、絶縁された電極２３０の面に対するバイアス力を印加するように、その一部（例えば、その一端）は、それぞれの絶縁された電極２３０の面に接触する。ユニット５４０が開口部５５０内に受容されると、それは、接着剤の使用または機械的な手段を含む通常の技術をいくつでも用いてその中に完全に保持される。例えば、ハット５００は、適切な位置に絶縁された電極２３０を保持及び維持するために、開口部５５０が自由である開口位置と回転可能なクリップ部材が絶縁された電極の部分（例えば、周辺端部）に係合する閉鎖位置との間に係合する回転可能なクリップ部材を含むことができる。絶縁された電極２３０を取り除くために、回転可能なクリップ部材は、開口位置に移動される。図１６に示される実施形態では、絶縁された電極２３０は、接着部材５６０によって開口部５５０内に保持され、それは、ある実施形態では、絶縁された電極２３０の周囲を囲って延長する両面自己接着性の周縁部材である。言い換えれば、接着性の周縁５６０の一側の保護カバーは除去され、それは、絶縁された電極２３０の露出した面の周囲を囲って適用され、それによって接着性の周縁５６０をハット５００にしっかりと取り付け、次いで、接着性の周縁５６０の他側は、ＴＣ電界の最適化においてそれに相対的に位置する腫瘍がある頭部５０２に絶縁された電極を位置合わせし固定するために所望の位置で皮膚表面への適用のために除去される。その接着性の周縁５６０の一側は、皮膚表面５４０に接触し固定されるので、このことが、接着性の周縁（リム）５６０が皮膚表面５４０に対して平らに位置することができるように、頭部５０２が剃られることが望まれる理由である。

その接着性の周縁（リム）５６０は、必要に応じてユニット５４０がハット５００から容易に除去されることができるような方式で開口部５５０内のユニット５４０にしっかりと取り付けられるように設計され、次いで他のユニット５４０または同一ユニット５４０と置換することができる。上述の通り、ユニット５４０は、ハット５００を着用した際に絶縁された電極２３０を皮膚表面５０４に圧迫するためのバイアス装置５３０を含む。このユニット５４０は、絶縁された電極の反対側が、プラスチックなどの硬質材料から形成される支持表面であるように設計され、バイアス装置５３０（例えば、バネ）が、力が加わった状態でそれを用いて圧縮されることができるように設計され、バネ５３０が弛緩状態で、バネ５３０は、支持表面に接触した状態であり、絶縁された電極２３０に対するその他端にバイアス力を印加する。絶縁された電極２３０は、絶縁された電極２３０が皮膚表面５０４を補完する輪郭を有することができるように、それに印加される力を有し、それによって、その２つが、他方に対して平らに位置することができるので、このバイアス装置５３０（例えば、バネ）は、皮膚表面に相当する輪郭を有することが好ましい。この装置５３０はバネであるが、バネの代わりに使用することができる他の多くの実施形態がある。例えば、この装置５３０は、気泡ゴム、気泡プラスチック、または、気泡などを含む層などの弾性材料の形態でありえる。

このユニット５４０は、ハット５００内に位置する導電体２２０などの対応する電気コネクタに接続することができる電気コネクタ５７０を有する。この導電体２２０は、ユニット５４０にその一端で接続し、他端は発生器２１０に接続される。この発生器２１０は、ハット５００内に直接取り入れられることができ、または、この発生器２１０は、患者または枕元の支持体に分離して（遠隔で）位置することができる。

前述の通り、導電性ゲルなどの結合剤は、効果的な導電性環境が絶縁された電極２３０と皮膚表面５０４との間に提供されることを保証するために使用することが好ましい。適切なゲル材料は、前記の実施形態の検討において上記に開示されている。この結合剤は、絶縁された電極２３０に配置され、好ましくは、この結合剤の均一な層は、電極２３０の表面に沿って提供される。このユニット５４０が周期的に置換を必要とする理由の１つは、結合剤が置換及び／又は補充される必要があることである。言い換えれば、結合剤が電極２３０に再び適用することができるように、所定の期間または所定の使用回数の後、患者は、ユニット５４０を除去する。

図１７、１８は、その一部として含まれる絶縁される電極２３０を有する衣類に関する他の例を示す。より具体的には、ブラジャーまたはその類似物７００が記載されており、着用者に対する形状、支持、及び、快適性を提供するための一般的なブラジャーの材料からなる本体部を含み、それは、全体的に符号７０５で示される。ブラジャー７００は、その一端に繊維の支持層７１０も有する。支持層７１０は、適切な繊維材料で形成されることが好ましく、それは、ブラジャー７００に対する必要で望まれる支持体を提供するように構成される。

他の実施形態と同様に、ブラジャー７００は、そのブラジャー材料７０５内に配置される１つ又はそれ以上の絶縁された電極２３０を含む。その１つ又はそれ以上の絶縁された電極は、支持体７１０に対向するブラジャー７００の内部表面に沿って配置され、胸の中またはその直ぐ周辺の領域に位置する腫瘍またはその類似物の直前に位置するようにされている。前述の実施形態と同様に、この実施形態の絶縁された電極２３０は、特に胸またはその直ぐ周辺の領域に適用されるように構成され配置される。従って、この用途において使用される絶縁された電極２３０は、平らな表面構成を有しておらず、どちらかと言えば、典型的な胸に見られる一般的な湾曲に相補的な弓形状を有する。

裏地（ライニング）７２０は、絶縁された電極を胸自体に対する配置の内部表面に沿う所望の位置に保持するのを補助するように絶縁された電極２３０を横切って配置される。裏地７２０は、皮膚に対して着用するのに快適であるどんな薄い材料からも形成することができ、例えば、ある実施形態では、裏地７２０は、繊維材料から形成される。

ブラジャー７００は、前述の実施形態のいくつかの場合と同様に、バイアス装置８００を含むことが好ましい。バイアス装置８００は、ブラジャー材料７０５内に配置され、支持体７１０から絶縁された電極２３０まで延長し、電極２３０が胸を圧迫するように絶縁電極２３０にバイアス力を加える。これは、皮膚表面から離れる持ち上げ（リフト）とは対照的に、絶縁された電極２３０が皮膚表面に接触したままであることを保証する。持ち上げは、隙間がＴＣ電界の効率を減少させるので、非効果的な処理をもたらす隙間を形成する。バイアス装置８００は、バネ配置の形態でありえ、または、絶縁された電極２３０を胸に圧迫するために、所望のバイアス力を絶縁電極２３０に印加する弾性材料でありえる。弛緩位置において、バイアス装置８００は、絶縁された電極２３０に対して力を印加し、患者が自分の身体の上にブラジャー７００を配置すると、絶縁電極２３０は、それ自体がバイアス力に対向する力を印加する胸に対して配置される。それによって、絶縁電極２３０は、患者の胸を圧迫することになる。示される実施形態では、バイアス装置８００は、ブラジャー材料７０５内に配置されるバネの形態である。

導電性ゲル８１０は、電極と裏地７２０の間の絶縁された電極２３０に提供することができる。ここで、導電性ゲル層８１０は、上記の機能を実行する前述の材料から形成される。

電気コネクタ８２０は、絶縁された電極２３０の一部として提供され、その一端で導電体２２０と電気的に接続し、導電体の他端２２０は発生器２１０に電気的に接続されている。この実施形態で、導電体２２０は、開口部がブラジャー７００内に形成される位置までブラジャー材料７０５内を走る（延長する）。導電体２２０は、この開口部を通って延長し、この実施形態でブラジャー７００から遠隔位置に配置される発生器２１０まで送られる。他の実施形態においては、発生器２１０がブラジャー７００自体の内側に配置することができることは理解されるだろう。例えば、ブラジャー７００は、その中に形成された区画を有することができ、その区画は、患者がブラジャーを着用した際に、所定の位置に発電器２１０を収容し保持するように配置される。この配置において、その区画は、発生器２１０をその中に挿入したり、その中から取り出したりすることを可能にするように開閉できる放出可能なストラップを用いて覆うことができる。このストラップは、ブラジャー７００を構成するために使用されるのと同一の材料で形成することができ、または、他のタイプの材料で形成することができる。このストラップは、フックとループ要素などの締結手段によって周囲のブラジャー本体に開放可能に取り付けられることができ、それによって、発生器２１０を挿入し又は発生器２１０から取り除くためにその区画にアクセスするために、フックとループ部材を分離することによって患者がその区画を容易に開放することを可能にする。

発生器２１０は、導電体２２０への電気接続用のコネクタ２１１を有し、これは、発生器２１０が絶縁された電極２３０に電気的に接続されることを可能にする。

他の実施形態と同様に、絶縁された電極２３０は、所望の標的（例えば、腫瘍）に電界（ＴＣ電界）の焦点を合わせるためにブラジャー７００内に配置される。ブラジャー７００内の絶縁された電極２３０の位置は、腫瘍の位置に依存して変化するであろうことが理解されるだろう。言い換えれば、腫瘍を位置させた後、次いで、絶縁された電極２３０の配置を医者が工夫し、ブラジャー７００は、標的部位（腫瘍）上でＴＣ電界の効果を最適化するためのこの配置で構成される。したがって、絶縁された電極２３０の数と位置は、処理される腫瘍または他の標的部位の正確な位置に依存するだろう。ブラジャー７００上の絶縁された電極２３０の位置は、明確な用途に依存して変化することができ、絶縁された電極２３０の正確な大きさ及び形状は、同様に変化することができる。例えば、絶縁された電極２３０がより中央の位置とは対照的にブラジャー７００の底部に位置する場合、胸の形状（ブラジャーと同様に）はこれらの領域と異なるので、絶縁された電極２３０は、異なる形状を有するであろう。

図１９は、絶縁電極２３０が、膀胱や腟などの自然の通路を通して体内に入れるように構成されるプローブまたはカテーテル６００の形態に含まれる内部電極の形態である他の実施形態を示す。この実施形態において、絶縁された電極２３０は、プローブ６００の外表面にその長さ方向に沿って配置される。導電体２２０は、電極２３０に電気的に接続され、プローブ６００の本体内の発生器２１０に向かって走り、その発生器２１０は、プローブ本体内に配置されることができ、その発生器２１０は、患者に取り付けられ、又は、患者に近い幾つかの他の位置などの遠隔位置のプローブ６００に独立して配置されることができる。

あるいは、プローブ６００は、皮膚表面または体内に横たわる内部標的に達する他の組織を貫通して配置されることができる。例えば、プローブ６００は、皮膚表面を貫通することができ、次いで、体内に位置する腫瘍に近接して又は腫瘍の近くに位置することができる。

これらの実施形態において、絶縁された電極２３０は標的部位（すなわち、腫瘍）付近に配置されるように、プローブ６００は、自然通路を通して挿入され、次いで、所望の場所に位置される。次いで、発生器２１０は、絶縁された電極２３０が、所定の期間にわたって腫瘍に印加されるＴＣ電界を発生するように始動される。示されたプローブ６００が本質的に単に例示のものであり、目的の機能を遂行することができる限り、プローブ６００が他の形状及び配置を有することができるということは理解されるであろう。好ましくは、絶縁された電極２３０から発生器２１０まで通っている導電体（例えば、ワイヤ）は、シャフトに沿って電界が発生しないようにツイストされ又はシールドされる。

プローブがたった１つの絶縁された電極を含むことができ、その他が身体表面に位置することができるということはさらに理解されるだろう。この外部電極は、処理されない領域に影響を与えずに低い力線−電流密度をもたらすように、より大きいか、又は多くの電極からなるものであるべきである。事実、電極の配置は、潜在的に影響を受けやすい領域の電界を最小化するように設計すべきである。任意に、外部電極は、真空力（吸引力）によって皮膚表面に対して保持されるかもしれない。

図２０は、高く伸びる襟部材(カラーメンバー）９００（または、ネックレスタイプの構造物）が、甲状腺、副甲状腺、喉頭病変などを処理するために使用することができる他の実施形態を示す。図２０は、包装されていない、実質的に平らな状態の襟部材９００を示す。この実施形態において、絶縁された電極２３０は、襟部材９００の本体部９１０に組み込まれ、着用者の首の領域に対して配置される。絶縁された電極２３０は、上に記述された方法の何れかによって発生器２１０に結合され、発生器２１０が、本体９１０内に配置されることができ、または、本体９１０に外部位置に配置されることができることは理解されるだろう。カラー本体９１０は、人の首の周りに配置されるカラー９００を形成するために一般に使用されるどんな材料でも形成することができる。そのようなものとして、カラー９００は、首に対してカラー９００を調整するための手段９２０を含むことが好ましい。例えば、補足的なファスナー（フック／ループファスナー、ボタンなど）は、カラーの直径の調整を可能にするために、カラー９００の端部に配置することができる。

従って、本装置の構成は、特に患者が処理を受けることができると同時に患者が一般的な衣類を容易に着用することができる衣類などにその装置が含まれる用途に相応しい。言い換えれば、快適性のさらなるレベルが患者に提供されることができ、この装置の構成要素のいくらか又は全てを衣類に取り入れることによって処理の有効性を増加することができる。構成要素が取り入れられる的確な衣類は、生体組織、腫瘍、病変（損傷）または類似物が存在する標的部位に依存して明らかに変化する。例えば、標的部位が男性患者の睾丸領域にある場合、ソックスのような構造物またはラップの形態の衣類が提供され、ＴＣ電界が直接標的部位に向かうようにその絶縁された電極が腫瘍に対して位置する方式で、患者の睾丸領域の周りに着用されるように配置される。この装置の構成要素が衣類のほとんどのタイプに取り入れることができ、それによって患者の身体のいくらでも異なる領域を処理するために使用することができるので、衣類の正確な性質または形態は、大きく変化することができる。

ここで、本発明の他の側面が示された図２１から２２に移動してみると、人間または動物の身体のかなり多くの部分などの身体１０００が示される。前の実施形態と同様に、２つ又はそれ以上の電極２３０は、他の実施形態における上記検討において非常に詳細に記載されているように、ＴＣ電界を用いた腫瘍または類似物（不図示）の処理のための身体１０００に近似して配置される。絶縁された電極２３０は、導電性の構成要素を有し、その導電性の部材を囲う外部の絶縁体２６０を有する。それぞれの絶縁された電極２３０は、リード２２０によって発生器（不図示）に結合されることが好ましい。それぞれの絶縁された電極２２と身体１０００との間に、導電性の充填材料（例えば、導電性ゲル部材２７０）が配置される。絶縁された電極２３０は、互いに離れており、発生器が始動すると、絶縁された電極２３０は、非常に詳細に前述されているＴＣ電界を生成する。電界（ＴＣ電界）の力線は、全体的に符号１０１０で示される。示されるように、電界力線１０１０は、絶縁された電極２３０間と、導電性ゲル部材２７０を通って伸長する。

長い間に、または、一種の機会の結果として、絶縁された電極２３０の外部の絶縁体２６０は、それのあらゆる所定の位置で衰弱（ブレイクダウン）し始める。例示の目的のみで、図２２は、絶縁された電極２３０の１つの外部絶縁体２６０が、導電性のゲル部材２７０に近接するその表面で衰弱１０２０を経験するということを示す。外部絶縁体２６０の衰弱１０２０が、この点における（すなわち、衰弱１０２０における）強い電流の流れ−電流密度の形成をもたらすことは理解されるであろう。増加した電流密度は、増加した多くの電気力線１０１０と近接した電気力線１０１０との間の相対位置及び距離とによって示される。衰弱１０２０の発生の副作用の１つは、電流が、熱を発生し、抵抗を有する組織／皮膚を消失するかもしれないこの点に存在することである。図２２において、過熱された領域１０３０が示されており、それは、増加した電流密度が内部絶縁体２６０内の衰弱１０２０のために存在する組織／皮膚の範囲または領域である。患者は、この領域に存在する強い電流と領域１０３０に存在する起こり得る灼熱感とのためにこの領域１０３０で不快感と痛みを経験する。

図２３は、絶縁された電極２３０のさらなる用途が示される他の実施形態を示す。この実施形態で、絶縁された電極２３０と身体１０００との間に位置する導電性ゲル部材２７０は、その部材２７０を形成するゲル材料が導電体を完全に囲うフローティングである導電体１１００を含む。ある典型的な実施形態において、導電体１１００は、導電体１１００内に配置される薄い金属シートプレートである。理解されるように、プレート１１００のような導電体が、電界の力線の法線方向の均一な電界中に配置されると、導電体１１００は、実際に電界上の効果を有しない（導電体１１００の２つの対向する表面が等電位であり、この対応する等電位が若干シフトされることを除いて）。逆に、導電体１１００が電界に平行に配置される場合、電界の大きな歪曲がある。導電体１１００の直近の領域は、導電体１１００がないという状態が存在するのと対照的に等電位ではない。導電体１１００は、ゲル部材２７０内に配置される場合、導電体１１００は、典型的には電界（ＴＣ電界）に上記で検討した理由、すなわち、導電体１１００が電界の力線の法線方向であるという理由で影響を与えない。

絶縁された電極２３０の外部絶縁体２６０の衰弱がある場合、前述のように衰弱の点に強い電流の流れ−電流密度がある。しかしながら、その電流が高くも低くもない電流密度で身体１０００に達するように、導電体１１００の存在は、電流が導電体１１００の全体に至るまで広がり、次いで、導電体１１００の全表面から出る。従って、その皮膚まで達する電流は、絶縁された電極２３０の絶縁体２６０内に衰弱がある場合でも、患者に不快感をもたらさない。これがそれを越えて電界を止めることをもたらすので、導電体１１００が接地されないということは重要である。従って、導電体１１００は、ゲル部材２７０内で“フローティング”である。

導電体１１００が体内組織１０００内に導入され、電界に平行に配置されない場合、導電体１１００は、電界の歪曲をもたらすだろう。この歪曲は、介在物及びその周囲のものの特定の配置によって、電界の力線（低い電界密度−強度）または電界の線（高い濃度）の濃度を生じることができ、従って、導電体１１００は、例えば遮蔽効果を示すことができる。従って、例えば導電体１１００が完全に臓器１１０１を囲むと、このタイプの配置がファラデー箱であるので、臓器自体内の電界は、ゼロになるだろう。しかしながら、導電体が臓器の周りに完全に配置されることは実際的でないから、導電性のネットまたは同様の構造物は、完全に又は部分的に、臓器を覆うために使用されることができ、それによって、臓器自体内の電界がゼロまたは略ゼロになる。例えば、ネットは、ネットを形成するために互いに相対的に配置される多くの導電性ワイヤから形成されることができ、または、１セットのワイヤは、臓器１１０１を実質的に取り囲む又は覆うように配置されることができる。反対に、処理される臓器１１０３（標的臓器）は、ファラデー箱効果を有する部材で覆われないが、どちらかと言えば電界１０１０（ＴＣ電界）に配置される。

図２４は、導電体１１００が体内（すなわち、皮膚の下）に配置され、それが標的（例えば、標的臓器）付近に位置する実施形態を示す。標的付近に導電体１１００を配置することによって、高い電界密度（ＴＣ電界の）が標的で実現される。同時に、もう１つの近くの臓器は、電界から臓器を保護するために、上述の保護的な導電性ネットまたは類似物をこの近くの臓器付近に配置することによって保護されることができる。標的に近接して導電体１１００を位置することによって、高い電界密度状態は、標的付近または標的に提供されることができる。言い換えれば、導電体１１００は、ＴＣ電界が特定の領域（すなわち、標的）に焦点を合わせることを可能にする。

図２４の実施形態において、ゲル部材２６０が、図２３を参照して記述されたような導電体をそれぞれ含むことができることは理解されるであろう。このような配置において、ゲル部材２６０の導電体は、絶縁された電極２３０の絶縁体の破壊（ブレークダウン）が起こる場合に実現されるあらゆる副作用から皮膚表面（組織）を保護する。同時に、導電体１１００は、標的付近に高い電界密度を生成する。

様々に電極を組み立てることによって、及び／又は、戦略的に互いに対照的に電極を配置することによって、電界の密度を調整する多くの様々な方法がある。例えば、図２５において、第１の絶縁された電極１２００と第２の絶縁された電極１２１０が提供され、身体１３００付近に配置されている。それぞれの絶縁された電極は、好ましくは絶縁材料によって囲まれる導電体を含み、従って、“絶縁された電極”という用語が用いられる。第１及び第２電極１２００、１２１０のそれぞれと身体１３００との間には、導電性ゲル部材２７０が提供される。電界の力線は、このタイプの配置において全体的に符号１２００で示される。この実施形態において、第１の絶縁された電極１２００は、第２の絶縁された電極１２１０よりも大幅に大きい寸法を有する（同様に、第２の絶縁された電極１２１０に対する導電性ゲル部材は、より小さいだろう）。

絶縁された電極の寸法を変えることによって、電界力線１２２０のパターンは変えることができる。より詳細には、電界は、第２の絶縁された電極１２１０の寸法が小さいために、第２の絶縁された電極１２１０に対して先細りになる。全体的に符号１２３０で示される高い電界密度の領域は、第２の絶縁された電極１２１０に関連するゲル部材２７０と皮膚表面との界面付近に形成する。これらのシステムの様々な構成要素は、皮膚内または皮膚上の腫瘍が、高い電界密度内にあるように操作され、それによって、処理される領域（標的）がより高い電界密度の電気力線に提供される。

図２６は、導電体１４００（例えば、導電性プレート）が導電性のゲル部材２７０のそれぞれに配置される際の先細りになっているＴＣ電界を示す。この実施形態において、ゲル部材２７０の大きさ及び導電体１４００の大きさは、絶縁された電極１２００、１２１０の大きさが異なるにかかわらず、同一ないし略同一である。繰り返しになるが、各々の導電体１４００が、ゲル部材２７０を形成する材料によって囲われるので、導電体１４００は、“浮遊プレート”として特徴付けることができる。図２６に示されるように、他の絶縁された電極１２００よりも小さく、導電体１４００自体及び他の絶縁された電極１２００よりも小さい絶縁された電極１２１０の付近の１つの導電体１４００の位置は、その１つの導電体１４００と他の絶縁された電極１２００との間に配置される組織内の電界密度の減少を引き起こすその１つの導電体１４００から離れた位置に配置される。電界密度の減少は、全体的に符号１４１０で示される。同時に、非常に低い密度から非常に高い密度まで変化する、全体的に符号１４２０で示される不均一の先細りの電界は、その１つの導電体１４００とその絶縁された電極１２１０との間に形成される。この典型的な配置の１つの利点は、それが、絶縁された電極の大きさが付近の電界密度の減少を引き起こすことなく減少されることを可能にすることである。非常に高い誘電定数の絶縁体を有する電極が非常に効果であるので、これは非常に重要でありえる。例えば、絶縁された電極には、＄５００．００またはそれ以上のものもあり、さらに、価格は、処理の特定の領域によって影響を受ける。従って、絶縁された電極の大きさの減少は、コストの減少に直結する。

上に説明されるように、大きく分極した部材（二重体）及び細胞分裂段階にある場合（すなわち、それらが、２つの娘細胞と接続するナローネックまたは“溝（ファロー）”を有する砂時計の形状と仮定すると）には、分裂細胞自体を含む微小管スピンドルは、印加される電界の存在で分極されることになる。均一な電界中に置かれると、このような分極の存在は、反対方向の等しい力が正電荷と負電荷上働くので、回転トルクを経験する。電界中のあらゆる双極子上で働くこの力は、双極子モーメントと電界との間の角度の関数である。より詳細には、この力は、角度が９０度のときに最大で角度がゼロ度のときにゼロの力である、角度の正弦波の関数である。このトルクは、双極子が、電界の負極に面した構造物の正の端部（positive end）を有する電界の力線に沿って配向するだろう方向のそれらの軸を中心に構造物を回転する傾向にある。しかしながら、回転することができる構造物に均一な電界が印加される場合、最終的には、その構造物は、電界がその構造物に如何なるトルクももはや与えない位置に回転するだろう。

その関連する構造物の回転に基づく電界の有効性の減少を防止するために、電界の方向は、図２７と２８に関連して上述されるように、その極性のある構造体の回転に従い続けようとする不連続の段階で変化することができる。あるいは、その電界の方向は、その極性のある構造物の回転に従い続けるようとする連続方式で変化することができる。好ましくは、電界の回転の速度は、双極子構造物が電界に提供された際に、双極子構造物の回転の速度に適合するように選択されるべきである。そのような状況下において、磁界は９０度の回転を経験するので、その双極子は、同量の回転を経験するだろう。回転モーメントを生成する力は、最大で一定のままである。

２つの手法が、継続方式で回転する回転電界を得るために使用されるかもしれない（段階的な方式とは対照的に）。通常生体内用に実際的でない１つの手法は、電極自体を物理的に回転することである。より好ましい他の手法は、標的領域を囲う３つ又はそれ以上の電極を使用することであり、駆動信号間の位相シフトを有し、互いに共時性の電位を有するこれらの電極を同時に駆動することである。

図３２Ａは、共通接地を共有しない２対の電極を用いて一平面に完全な循環電界回転を提供する好ましい実施形態を示す。我々が標的集団１６１２を含む身体１６１０を有することを仮定すると、電極用の好ましい配置は、第１対の電極１６２０を身体１６１０の反対側に配置し、第１セットの電極１６２０から９０度オフセットして電極１６３０の他の対を身体１６１０の反対側に配置することである。この電極は、互いに同期した多数の出力を有する多出力電圧源（不図示）に接続される。

図３２Ａの実施形態において、電圧源の出力の１つのセットは、それらの２つの電極間の第１の交流電位差を生成するために第１の対の電極１６２０に接続され、この電圧源の出力の他のセットは、それらの２つの電極間の第２の交流電位差を生成するために第２の対の電極１６３０に接続される。出力の両方のセットが同一の周波数を有する正弦波である場合、出力の第１のセットは、出力の第２のセットから９０度位相がシフトされ、その電界は、身体１６２０内の標的部位１６１２で回転するだろう。図３２Ｂは、このような波形のセットの例であり、ここで、第１の交流波形１６４０は、第１の対の電極１６２０を横切って印加され、第２の交流波形１６５０は、第２の対の電極を横切って印加される。この第２の波形１６５０は、第１の波形１６４０に対して９０度シフトされる。従って、２つの正弦波、ｘ＝ｓｉｎ（σ）とｙ＝ｓｉｎ（σ＋９０度）（すなわち正弦波と余弦波）を有する。

図３２Ｂが、第１の対の電極１６２０のうちの１つの電極と第２の対の電極１６３０のうちの１つの電極とにおける電圧波形１６４０、１６５０のみを示すことは留意すべきことである。関連する技術の当業者に理解されるように、それらの対（不図示）のそれぞれにおける他の電極の電圧波形は、示された電圧波形１６４０、１６５０の反転であるだろう。もちろん、他の実施形態（不図示）において、他の電極配置は、それらが多出力電圧源からの適切な出力によって駆動される場合、同様の結果を得るために使用されることができる。例えば、３つの電極は、同様の回転時間を生成するために、１２０度離れて物理的に標的集団の周囲に位置し、互いに１２０度位相シフトされる３つの正弦波（米国で一般に使用される３相交流電力のように）によって駆動されるかもしない。

図３２Ｃは、波形１６４０、１６５０（図３２Ｂに示される）が電極１６２０、１６３０（図３２Ａに示される）に印加される様々な場合の標的集団１６１０における電界ベクトルの方向を示す。図３２Ｃにおける時刻ｔ＝１、２、３、・・・、１２は、図３２Ｂにおける時刻ｔ＝１、２、３、・・・、１２に対応する。ベクトル１６６０が時刻ｔ＝２及びｔ＝１０において位置するだろう方向は、図３２Ｃに実線で示され、ベクトル１６６０が他の時刻において位置するだろう方向は点線で示される。ベクトル１６６０の先端は、矢印１６６４の方向で時間に伴って円１６６２をトレースする。この具体例における回転の周波数は、電界の周波数と同じであり、完全な回転を行うのにかかる時間は、電界の周波数の逆数である。

図３３は、図３２Ａに示されるのと同一の電極配置において電界を回転するために使用することができる他の波形のセットを示す。この場合、電圧源は、交流波形１６７０、１６８０を生成し、変調される波形の周波数よりも非常に低いある選択された周波数で、それぞれの振幅は変調される。２つの変調された波形１６７５、１６８５は、それらの間に位相シフトを提供する。これらの２つの電界のベクトルの和は、時間に伴って回転する電界であり、“ビート”または時間に伴った装置の振幅の変調も有する。示された例において、変調周波数は、電界交流周波数の１０分の１よりも小さく、位相シフトは９０度である。明らかに、周波数の他のパラメータと位相シフトは、選択されることができる。この配置は、図３２Ｂの波形が用いられる場合よりも非常にゆっくり電界を回転するために使用することができ、変調される波形の基礎となる周波数の回転速度の依存を作り出す。

任意に、図３２と３３に関連して上述された循環回転は、例えば、ｓｉｎ（σ＋９０°）を例えばｓｉｎ（σ＋Φ（ｔ））に置換することによって楕円を形成するために調整されることができる。もちろん、電極の数及び／又は電極の位置合わせは、所望の方向の結果と電極に対する様々な身体の部分の接近可能性とに基づいて、２Ｄまたは３Ｄ空間での異なる回転を達成するために変えてもよい。任意に、様々な波形間の位相シフトは、同時に調整することができ、センサ（不図示）またはいくつかの所定のプロトコルによって測定されるような、標的部位内のいくつかの要因によって決定される。このプロトコルは、例えば、連続的に特定の細胞機能に関連する様々な極性の高分子を対象とするように設計されるかもしれない。ある周波数から次の周波数へのスイッチングは、いくつかの細胞反応または細胞機能の生成物によって決定されるかもしれない。

多くの実験が、様々な方向に電界を連続的に印加する異なる方法の有効性を決定するために行われた。ある実験では、１７Ｖ／ｃｍの電界強度を有する２００ＫＨｚの電界は、培養液中のＦ−９８（ラットのグリオーマ）細胞に印加され、この電界配向は、この磁界が２つの垂直な方向（図２７に示される３つの方向の代わりに）の間の前後に交互に生じることを除いては、図２７に関連して上記に説明されるように様々な方向に連続的に印加された。Ｆ-９８細胞を含むペトリ皿の周囲の電極の配置は、図３２Ａに示されるものと同様であり、その電界がそれぞれの方向に印加される時間は、どの時間が最良の結果をもたらすかを決定するために変更された。

図３４Ａは、電界方向が一定に保たれた制御結果に加えて、この電界方向が２つの垂直な方向の間で前後に１０、２０、５０、１００、２００、２５０、５００、１０００ｍ秒毎に変化された場合における、観測された結果を示す。図３４Ａにおける相対的な拡散速度は、電界が印加されていない時の拡散と比較した細胞組織の割合で表す。従って、より小さい数は、より多くの抑制を意味し、１．０の速度は、電界が印加されない時の拡散速度である。それぞれのバー上のＮ値は、それぞれの速度で行われた実験の数を表す。この結果は、一定の方向の電界における場合よりも２０から２５％小さい５０から２５０ミリ秒の電界持続時間における拡散速度を有する試験された二方向の電界が連続する一方向の処理よりも効果的であることを示す。Ｖｘ２腫瘍がラビットの体内に生じるという生体内実験（不図示）において、腎臓は、１秒の電界持続時間と比較して、５０ミリ秒及び２５０ミリ秒の電界持続時間を用いた処理有効性において同様の改善を示す。

他の実験において、１７Ｖ／ｃｍの電界強度を有する２００ＫＨｚの電界は、培養液中のＦ−９８（ラットのグリオーマ）細胞に適用され、この電界配向は、図３２、３３に関連して説明されたように回転される。Ｆ−９８細胞を含むペトリ皿を囲う電極の配置は、図３２Ａに示され、完全な３６０度の回転を達成するための時間は、どの回転速度が最良の結果を提供するかを決定するために変更される。

図３４Ｂは、全ての電界が２４時間の全体的な時間にわたって印加される状態で、電界方向が一定に保たれた制御結果に加えて、この電界が５マイクロ秒、９ミリ秒、１２４ミリ秒、２５０ミリ秒、１秒、及び、２秒の回転時間で回転される場合に観測された結果を示す。図３４Ｂに示される相対的な拡散速度は、一方に配向した交流電界（不図示）が印加される場合の拡散と比較した細胞増殖の比率として表される。従って、より少ない数は、より高い抑制を意味し、１．０の拡散速度は、電界配向が一定のままである電界の拡散速度である。この結果は、５マイクロ秒と２５０ミリ秒の回転速度で２つの最小値を含んでいた。

図３４Ｃは、２５０ミリ秒の回転速度と２５０ミリ秒の電界継続時間を用いた回転処理と二方向処理との実験比較の結果を示す。この図における相対的な拡散速度は、電界が印加されない時の拡散と比較した細胞増殖の比として表される。従って、より低い数は、より高い抑制を意味し、１．０の拡散速度は、電界が印加されない時の拡散速度である。観察された結果は、二方向の電界を用いることが回転電界を用いる場合よりも大幅に効果的であったことを示す。

さらに他の実験において、異なる周波数の電界（全て、１７Ｖ／ｃｍの電界強度で）は、培養液中のＦ−９８（ラットのグリオーマ）細胞に印加され、その電界配向は、図３２Ａに示されるように配置された電極のセットに正弦波と余弦波を適用することによる電界の周波数と同一の周波数で回転される。この周波数は、どれが最良の結果をもたらすかを決定するために変更される。

図３４Ｄは、１４０、２００、３００及び５００ｋＨｚの電界周波数において観測された結果を示す。この図に示される相対的な拡散速度は、一方向の配向の交流電界が印加される場合の増幅に比較した細胞増幅の割合として表される。従って、より小さい数はより大きい抑制を意味し、１．０の拡散速度は、電界配向が一定である場合の増幅の割合である。この結果は、細胞増幅が２００ｋＨｚの電界周波数（５ミリ秒の速度の電界回転速度を有する）において最も小さいことを示すので、約２００ｋＨｚの周波数は、Ｆ−９８ラットのグリオーマを処理するために好ましい。

ここに記載された回転電界及びマルチ方向電界は、生体内で又は試験管で使用してもよく、周波数、電界強度、回転速度、及び、方向転換の速度は、用途に応じて変更されてもよい（例えば、ラットのグリオーマ以外の癌を処理するために）。

ここで使用されるように、“腫瘍”という用語は、抑制できないほどに成長する形質転換細胞を含む悪性組織を意味する。腫瘍には、白血病、リンパ腫、骨髄腫、形質細胞種など、及び、固形腫瘍が含まれる。本発明によって処理することができる固形腫瘍の例には、線維肉腫、粘液肉腫、脂肪肉腫、軟骨肉腫、骨原性肉腫、脊索腫、血管肉腫、内皮肉腫（endotheliosarcoma）、リンパ管肉腫、リンパ管内皮肉腫（lymphangioendotheliosarcoma）、滑液腫瘍、中皮腫、ユーイング腫瘍、平滑筋肉腫、横紋筋肉腫、結腸癌、膵臓癌、乳癌、卵巣癌、前立腺癌、扁平上皮（細胞）癌、基底細胞癌、腺癌、汗腺癌、脂腺癌、乳頭癌（papillary carcinoma）、乳頭腺癌（papillary adenocarcinomas）、 嚢胞腺癌、髄様癌、 気管支癌、腎細胞癌、肝臓癌、胆管癌、絨毛腫、セミノーマ、胎生期癌、ウィルムス腫瘍、子宮頸癌、精巣腫瘍、肺癌、小細胞肺癌、膀胱癌、上皮性癌、神経膠腫（グリオーマ）、星状細胞腫、髄芽細胞腫、頭蓋咽頭腫、上衣細胞腫、松果体腫、血管芽細胞腫、聴神経腫、乏突起膠腫、髄膜腫、黒色腫、神経芽細胞腫、網膜芽細胞腫に限定されないが、肉腫（非上皮性悪性腫瘍）、及び、癌腫（上皮性悪性腫瘍）が含まれる。これらの腫瘍のそれぞれは急速成長を経験するので、いずれも本発明に従って処理することができる。本発明は、特に、外科手術や放射線で処理することが困難であり、しばしば化学療法や遺伝子療法が利用できない脳腫瘍を処理するのに利点がある。さらに、本発明は、本発明によって提供される局所的な処理の容易さのために、皮膚腫瘍や胸腫瘍を処理するために相応しい。

さらに、本発明は、悪性ではない状態、または、悪性になる前の状態と、不適切な成長を経験する組織への本発明による電界の印加による不適切な細胞や組織の成長を含む他の疾患とに関係する制御されていない成長を制御することができる。例えば、本発明が特に頭蓋内部位の動静膜（ＡＶ）の奇形の処理に有用であることは予想される。本発明は、乾癬、炎症と欠陥増殖によって特徴付けられる皮膚病変、良性の前立腺肥大、及び、炎症と起こり得る欠陥増殖とに関連する症状を処理するために使用されてもよい。他の過剰増殖性疾患の処理も予期される。

さらに、外科手術または負傷の後の瘢痕及びケロイド形成、及び、血管形成または冠状動脈ステントの配置後の再狭窄をもたらす、創傷治癒と関連する望まれない線維芽細胞と内皮細胞の増殖は、本発明による電界の印加によって抑制することができる。本発明の非侵襲性の性質は、それをこれらのタイプの状態に望まれるようにし、内部の傷と癒着の発達を防止し、又は、心臓発作、頚動脈、または他の重要な動脈の再狭窄を示す。

すでに検出された腫瘍を治療することに加えて、上述の実施形態は、まず初めの段階で腫瘍が検出可能になることを防止するために使用することができる。例えば、図１７、１８に関連して上述された実施形態のブラジャーは、癌性になっていて急増し始めているあらゆる細胞を殺すために数ヶ月繰り返される１週間続く処理のコースで一週間にわたり毎日８時間女性に着用される。このモードの使用法は、特に、特有のタイプの癌における高いリスクがある人に適切である（例えば、家族に乳がんの強い歴史がある女性、または、ひとしきりの癌を乗り切り、再発の危険性がある人々）。予防的治療のコースは、標的とされ、患者の利便性に合っているこのタイプの癌に対して調整されていてもよい。例えば、治療の週の間に４つの１６時間のセッションを経験することは、等しい効果である７つの８時間のセッションよりも、患者にとっては都合がよいかもしれない。

従って、本発明は、非分裂細胞または非分裂生物が、細胞と生物の両方のタイプを含む生体組織に本発明を適用することによって影響を受けながら、腫瘍細胞及び寄生生物などの分裂細胞を選択的に破壊する効果的で簡単な方法を提供する。従って、多くの従来の方法とは異なり、本発明は、正常細胞及び正常生物を損傷しない。さらに、本発明は、細胞のタイプ（例えば、異なるサイズを有する細胞）に依存して分け隔てしない。したがって、変化する寸法を含む広範囲の特性を有するどんなサイズのタイプを処理するために用いてもよい。

本発明は、その好ましい実施形態を参照して示され記載されているが、形状における様々な変化及び細部が本発明の精神及び範囲から逸脱することなく行うことができることは当業者に理解されるだろう。

細胞分裂プロセスの様々な段階の簡略化した概略断面図である。 細胞分裂プロセスの様々な段階の簡略化した概略断面図である。 細胞分裂プロセスの様々な段階の簡略化した概略断面図である。 細胞分裂プロセスの様々な段階の簡略化した概略断面図である。 細胞分裂プロセスの様々な段階の簡略化した概略断面図である。 電界に提供された非分裂細胞の概略図である。 電界に提供された非分裂細胞の概略図である。 ある実施形態に従って電界に提供された分裂細胞の概略図である。 ある実施形態に従って電界に提供された分裂細胞の概略図である。 ある実施形態に従って電界に提供された分裂細胞の概略図であり、ある実施形態に従った細胞の破壊をもたらす概略図である。 電界に提供される一段階の分裂細胞の概略図である。 細胞を選択的に破壊するためのある実施形態に従う電気を印加する装置の概略ブロック図である。 図５の装置の絶縁された電極の等価電気回路の簡略化した概略図である。 図５の装置を含み、腫瘍またはその類似物を治療するための皮膚表面の配置される皮膚パッチの断面図である。 腫瘍またはその類似物を治療するために体内に入れられた絶縁された電極の断面図である。 腫瘍またはその類似物を治療するために体内に入れられた絶縁された電極の断面図である。 図５の装置の絶縁された電極の様々な構成の断面図である。 例えば肺癌に関連する腫瘍のような体内の腫瘍コンテナを治療するために人間の胴体に配置された２つの絶縁電極の部分的な断面の正面図である。 その構造物の一部として形成された保護部材を有する場合と有しない場合の様々な絶縁された電極の概略図である。 低い電界密度の他の領域（すなわち、保護された領域）を残した状態で所望の標的に電界を集中するために配置される絶縁された電極の概略図である。 頭蓋内腫瘍またはその類似物を治療するために頭部に配置する第１実施形態によるハットに組み込まれた絶縁された電極の断面図である。 １つ又はそれ以上の絶縁された電極を受け入れるためのリセス部分を有するある実施形態によるハットの部分断面図である。 頭部に配置される図１５のハットの断面図であり、ヘッドに対して接触した状態の絶縁された電極を保証するために絶縁された電極に力を印加するバイアス機構を示す断面図である。 腫瘍またはその類似物を治療するためにその中に絶縁された電極を有する衣類の上部断面図である。 図１７の衣類の断面図であり、処理が望まれる皮膚表面付近に絶縁された電極が配置されることを保証する方向に絶縁された電極をバイアスするためのバイアス機構を示す断面図である。 腫瘍またはその類似物を治療するために体内に配置されるある実施形態によるプローブの断面図である。 カラーが首に巻かれた際にこの領域の腫瘍またはその類似物を治療するために首の付近に配置されるある例示的な実施形態による巻き付けられていないカラーの正面図である。 示される電気力線と共に体に対して配置された導電性ゲル部材を有する２つの絶縁された電極の断面図である。 １つの絶縁された電極の絶縁破壊の１点を示す図２１の配置の断面図である。 腫瘍またはその類似物の治療のために体に配置される導電性ゲル部材を有する少なくとも２つの絶縁膜された電極の配置の断面図であり、それぞれの導電性ゲル部材が、この絶縁された電極の絶縁破壊の効果を最小化するための特徴を有する断面図である。 腫瘍またはその類似物の治療のために体に配置される導電性ゲル部材を有する少なくとも２つの絶縁された電極の他の配置の断面図であり、導電性部材が、電界密度が増加した領域を形成するために腫瘍の付近の体内に配置される断面図である。 体に対して配置された大きさが変化する２つの絶縁された電極の配置の断面図である。 腫瘍またはその類似物の治療のために体に配置される伝導性ゲル部材を有する少なくとも２つの絶縁された電極の配置の断面図であり、それぞれの導電性ゲル部材は、絶縁された電極の絶縁破壊の効果を最小化するための特徴を有する断面図である。 異なる方向の電界の印加を促進する電極の配置を示す図である。 異なる方向の電界の印加を促進する電極の配置を示す図である。 異なる方向の電界の印加を促進する電極の配置を示す図である。 異なる方向の電界の印加を促進する体の部分の電極の３次元は位置を示す図である。 黒色腫細胞（メラノーマ細胞）及びグリオーマ細胞のそれぞれにおける電界強度の関数として細胞破壊プロセスの効率を示す図である。 黒色腫細胞（メラノーマ細胞）及びグリオーマ細胞のそれぞれにおける電界強度の関数として細胞破壊プロセスの効率を示す図である。 細胞破壊効率が黒色腫細胞（メラノーマ細胞）及びグリオーマ細胞のそれぞれにおける印加される電解の周波数の関数であることを示す図である。 細胞破壊効率が黒色腫細胞（メラノーマ細胞）及びグリオーマ細胞のそれぞれにおける印加される電解の周波数の関数であることを示す図である。 複数の方向の複数の周波数の連続的な印加のグラフ表示である。 複数の方向の走査周波数の連続的な印加のグラフ表示である。 ２対の電極を用いて一平面の３６０度電界回転を提供する好ましい実施形態を示す図である。 急速回転電界を生成するために図３２Ａに示される電極を駆動する波形の１セットの例を示す図である。 図３２Ｂの波形が電極に印加されるときの電界ベクトルの方向を示す図である。 遅い回転電界を生成するために図３２Ａに示される電極を駆動する波形の１セットの例を示す図である。 異なる速度の２つの垂直な方向の間の前後に電界方向がスイッチされる際の相対的な細胞増殖速度を示す図である。 電界方向が異なる回転方向に回転する際の相対的な細胞増殖速度を示す図である。 回転する実施形態と二次元の実施形態とから得られる結果を比較する図である。 異なる周波数の電界における回転電界がＦ−９８グリオーマを治療するために使用される際の結果を比較する図である。

符号の説明

１０ 細胞
１１ 細胞膜
１２ 裂け目
１４ 副細胞
１６ 副細胞
１８ 細胞
２０ 細胞
２２ ブリッジ
２４ 細胞核
２６ 細胞核
２８ 電極
３０ 細胞核
３２ 電極

Claims (36)

1. 患者の標的部位内に位置する急速分裂細胞の成長を選択的に破壊または抑制する方法であって、
   前記標的部位に対して回転する電界配向を有する交流電界を前記患者の標的部位に印加する段階であって、前記電界が、前記急速分裂細胞の脆弱性に相当する周波数特性を有し、前記電界が、細胞分裂後期の末期または細胞分裂終期の末期中に、前記急速分裂細胞の長軸が前記電界の電気力線に通常位置合わせされる前記急速分裂細胞の大部分に損傷を与えるほど十分強く、前記電界が、前記標的部位内に位置する非分裂細胞を実質的に変化させないようにするところの段階と、
   治療的に前記急速分裂細胞の大部分が死亡するまで前記印加する段階を繰り返す段階と、を含む方法。
2. 前記電界は、絶縁された電極を介して前記標的部位に印加される、請求項１に記載の方法。
3. 前記電界の周波数は、約５０ｋＨｚから約５００ｋＨｚであり、前記標的部位の少なくとも一部の前記電界の強度は、少なくとも０．１Ｖ／ｃｍである、請求項１に記載の方法。
4. 前記電界の周波数は、約１００ｋＨｚから約３００ｋＨｚであり、前記標的部位の少なくとも一部の前記電界の強度は、約１Ｖ／ｃｍから約１０Ｖ／ｃｍである、請求項１に記載の方法。
5. 前記電界配向は、約４回転／秒で回転する、請求項４に記載の方法。
6. 前記電界配向は、約４回転／秒で回転する、請求項１に記載の方法。
7. 前記電界配向は、前記電界の周波数の逆数である速度で回転する、請求項１に記載の方法。
8. 前記交流電界の回転は、少なくとも３つの電極に異なる交流電圧を同時に印加することによって達成される、請求項１に記載の方法。
9. 前記交流電界の回転は、少なくとも３つの電極の各々に第１周波数の正弦波信号を同時に印加することによって達成され、前記電極の各々に印加される信号は、前記第１周波数の少なくとも１０分の１未満である第２周波数の正弦波信号によって変調され、前記変調された正弦波信号は、互いに位相シフトされる、請求項１に記載の方法。
10. 患者の標的部位内に位置する急速分裂細胞の成長を選択的に破壊または抑制する方法であって、
    前記標的部位に対して回転する電界配向を有する交流電界を前記患者の標的部位に印加する段階であって、前記電界が、細胞分裂を経験している細胞を選択的に損傷することを前記電界が引き起こす周波数特性及び電界強度特性を有し、前記電界が、細胞分裂を経験していない細胞を前記電界が実質的に無傷にするところの段階と、
    治療的に前記急速分裂細胞の大部分が死亡するまで前記印加する段階を繰り返す段階と、を含む方法。
11. 前記電界は、絶縁された電極を介して前記標的部位に印加される、請求項１０に記載の方法。
12. 前記電界の周波数は、約５０ｋＨｚから約５００ｋＨｚであり、前記標的部位の少なくとも一部の前記電界の強度は、少なくとも０．１Ｖ／ｃｍである、請求項１０に記載の方法。
13. 前記電界の周波数は、約１００ｋＨｚから約３００ｋＨｚであり、前記標的部位の少なくとも一部の前記電界の強度は、約１Ｖ／ｃｍから約１０Ｖ／ｃｍである、請求項１０に記載の方法。
14. 前記電界配向は、約４回転／秒で回転する、請求項１３に記載の方法。
15. 前記電界配向は、約４回転／秒で回転する、請求項１０に記載の方法。
16. 前記電界配向は、前記電界の周波数の逆数である速度で回転する、請求項１０に記載の方法。
17. 前記交流電界の回転は、少なくとも３つの電極に異なる交流電圧を同時に印加することによって達成される、請求項１０に記載の方法。
18. 前記交流電界の回転は、少なくとも３つの電極の各々に第１周波数の正弦波信号を同時に印加することによって達成され、前記電極の各々に印加される信号は、前記第１周波数の少なくとも１０分の１未満である第２周波数の正弦波信号によって変調され、前記変調された正弦波信号は、互いに位相シフトされる、請求項１０に記載の方法。
19. 患者の標的部位内に位置する急速分裂細胞の成長を選択的に破壊または抑制する装置であって、
    少なくとも３つの絶縁された電極であって、前記電極の各々が、前記患者の体に対して位置するように配置された表面を有する絶縁された電極と、
    少なくとも３つの出力部を有する交流電圧源であって、前記出力部の各々が、前記電極のそれぞれの１つに電気的に接続されている交流電圧源と、
    を含み、
    前記交流電圧源及び前記電極は、前記電極が前記患者の体に対して位置された際に、前記標的部位に対して回転する配向を有して前記患者の標的部位に交流電界が印加されるように配置されており、前記印加された電界は、前記急速分裂細胞の脆弱性に相当する周波数特性を有し、前記電界は、細胞分裂後期の末期または細胞分裂終期の末期中に、前記急速分裂細胞の長軸が前記電界の電気力線に通常位置合わせされる前記急速分裂細胞の大部分に損傷を与えるほど十分強く、前記電界は、前記標的部位内に位置する非分裂細胞を実質的に変化させないようにする装置。
20. 前記電極の各々の表面は、非常に高い誘電定数を有する薄い誘電体被覆によって前記交流電圧源から絶縁される、請求項１９に記載の装置。
21. 前記電界の周波数は、約５０ｋＨｚから約５００ｋＨｚであり、前記標的部位の少なくとも一部の前記電界の強度は、少なくとも０．１Ｖ／ｃｍである、請求項１９に記載の装置。
22. 前記電界の周波数は、約１００ｋＨｚから約３００ｋＨｚであり、前記標的部位の少なくとも一部の前記電界の強度は、約１Ｖ／ｃｍから約１０Ｖ／ｃｍである、請求項１９に記載の装置。
23. 前記電界配向は、約４回転／秒で回転する、請求項２２に記載の装置。
24. 前記電界配向は、約４回転／秒で回転する、請求項１９に記載の装置。
25. 前記電界配向は、前記電界の周波数の逆数である速度で回転する、請求項１９に記載の装置。
26. 前記交流電界の回転は、前記電極の各々に正弦波信号を同時に印加することによって達成され、前記正弦波信号は、互いに位相シフトされる、請求項１９に記載の装置。
27. 前記交流電界の回転は、前記電極の各々に第１周波数の正弦波信号を同時に印加することによって達成され、
    前記各々の電極に印加される信号は、前記第１周波数の少なくとも１０分の１未満である第２周波数の正弦波信号によって変調され、
    前記変調された正弦波信号は、互いに位相シフトされる、請求項１９に記載の装置。
28. 患者の標的部位内に位置する急速分裂細胞の成長を選択的に破壊または抑制する装置であって、
    少なくとも３つの絶縁された電極であって、前記電極の各々が、前記患者の体に対して位置するように配置された表面を有する絶縁された電極と、
    少なくとも３つの出力部を有する交流電圧源であって、前記出力部の各々は、前記電極のそれぞれの１つに電気的に接続されている交流電圧源と、
    を含み、
    前記交流電圧源及び前記電極は、前記電極が前記患者の体に対して位置された際に、前記標的部位に対して回転する配向を有して前記患者の標的部位に交流電界が印加されるように配置されており、前記印加された電界は、前記電界が、（ａ）細胞分裂を経験した細胞を選択的に損傷し、（ｂ）細胞分裂を経験していない細胞を実質的に無傷にする周波数特性と電界強度特性を有する装置。
29. 前記電極の各々の表面は、非常に高い誘電定数を有する薄い誘電体被覆によって前記交流電圧源から絶縁される、請求項２８に記載の装置。
30. 前記電界の周波数は、約５０ｋＨｚから約５００ｋＨｚであり、前記標的部位の少なくとも一部の前記電界の強度は、少なくとも０．１Ｖ／ｃｍである、請求項２８に記載の装置。
31. 前記電界の周波数は、約１００ｋＨｚから約３００ｋＨｚであり、前記標的部位の少なくとも一部の前記電界の強度は、約１Ｖ／ｃｍから約１０Ｖ／ｃｍである、請求項２８に記載の装置。
32. 前記電界配向は、約４回転／秒で回転する、請求項３１に記載の装置。
33. 前記電界配向は、約４回転／秒で回転する、請求項２８に記載の装置。
34. 前記電界配向は、前記電界の周波数の逆数である速度で回転する、請求項２８に記載の装置。
35. 前記交流電界の回転は、前記電極の各々に正弦波信号を同時に印加することによって達成され、前記正弦波信号は、互いに位相シフトされる、請求項２８に記載の装置。
36. 前記交流電界の回転は、前記電極の各々に第１周波数の正弦波信号を同時に印加することによって達成され、前記各々の電極に印加される信号は、前記第１周波数の少なくとも１０分の１未満である第２周波数の正弦波信号によって変調され、
    前記調整された正弦波信号は、互いに位相シフトされる、請求項２８に記載の装置。

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