(57)【要約】  本発明は、患者の身体１０の組織内の熱エネルギのデポジションに対する温熱治療アプリケータ１９に関する。アプリケータ１９は、身体１０に向けてＲＦ電磁場を放射する複数のＲＦアンテナ２０と、ＲＦアンテナ２０にＲＦ信号を供給する複数のＲＦ電力増幅器２１とを有し、各ＲＦ電力増幅器２１は、トランジスタと、前記トランジスタの出力インピーダンスを低インピーダンス値に変換する出力整合回路網２２とを有する。更に、本発明は、ＭＲ撮像ガイド治療システム１に関する。
2014516631.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者の身体の組織内の熱エネルギのデポジションに対する温熱治療アプリケータにおいて、前記アプリケータは、
前記身体に向けてＲＦ電磁場を放射する複数のＲＦアンテナと、
前記ＲＦアンテナにＲＦ信号を供給する複数のＲＦ電力増幅器と、
を有し、各ＲＦ電力増幅器は、トランジスタと、前記ＲＦ信号を前記ＲＦアンテナに供給し、前記トランジスタの出力インピーダンスを低インピーダンス値に変換する出力整合回路網とを有し、各ＲＦ電力増幅器は、それぞれのＲＦ電力増幅器と関連付けられた前記出力回路網を介して前記ＲＦアンテナに直接的に接続される、アプリケータ。
【請求項２】
各ＲＦアンテナは、前記アプリケータの所定のＲＦ動作周波数における前記ＲＦアンテナの同調及び整合に対する入力回路網を有する、請求項１に記載のアプリケータ。
【請求項３】
前記アプリケータが、ＭＲ撮像互換性を持ち、及び／又はＸ線検査において透明である、請求項１ないし２のいずれか一項に記載のアプリケータ。
【請求項４】
前記アプリケータが、前記ＲＦアンテナに接続されたＲＦトラップを更に有し、前記ＲＦトラップが、ＭＲ装置のＭＲ共鳴周波数に同調される、請求項１ないし３のいずれか一項に記載のアプリケータ。
【請求項５】
前記ＲＦアンテナが、ＰＩＮダイオードスイッチを有する、請求項１ないし４のいずれか一項に記載のアプリケータ。
【請求項６】
前記ＲＦ電力増幅器の入力部に供給されるＲＦ信号を生成する１つ又は複数の制御可能信号生成器を更に有する、請求項１ないし５のいずれか一項に記載のアプリケータ。
【請求項７】
前記アプリケータが、前記ＲＦアンテナにより照射される目標領域からの電磁放射線を取得する取得アンテナにより形成されるフィードバックループを有し、前記取得アンテナが、前記制御可能信号生成器に接続される、請求項６に記載のアプリケータ。
【請求項８】
前記ＲＦ電力増幅器が、クラスＤ、クラスＥ又はクラスＦ切替増幅器である、請求項１ないし７のいずれか一項に記載のアプリケータ。
【請求項９】
前記アプリケータが、５０ないし２００ＭＨｚのＲＦ周波数範囲で動作する、請求項１ないし８のいずれか一項に記載のアプリケータ。
【請求項１０】
前記ＲＦアンテナが、前記ＲＦアンテナの相互デカップリングに対するデカップリング回路網により相互接続される、請求項１ないし９のいずれか一項に記載のアプリケータ。
【請求項１１】
ＭＲ撮像ガイド治療システムにおいて、
検査体積内に一様な定常磁場を生成する少なくとも１つの主磁石コイルと、
前記検査体積内の異なる空間的方向において切り替え磁場勾配を生成する複数の勾配コイルと、
前記検査体積内でＭＲ共鳴周波数においてＲＦパルスを生成し、前記検査体積内に配置された患者の身体からＭＲ信号を受信する少なくとも１つのＲＦコイルと、
ＲＦパルス及び切り替え磁場勾配の時間的遷移を制御する制御ユニットと、
前記受信されたＭＲ信号からＭＲ画像を再構成する再構成ユニットと、
請求項１ないし１０のいずれか一項に記載の温熱治療アプリケータと、
を有するシステム。
【請求項１２】
前記温熱治療アプリケータが、前記検査体積内に配置される、請求項１１に記載のシステム。
【請求項１３】
前記温熱治療アプリケータが、光リンクを介して前記制御ユニットに接続される、制御１１又は１２に記載のシステム。
【請求項１４】
前記温熱治療アプリケータが、前記ＭＲ共鳴周波数とは異なるＲＦ周波数で動作する、請求項１１ないし１３のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項１５】
前記温熱治療アプリケータ及び前記少なくとも１つのＲＦコイルが、共有ハウジング内で一体化される、請求項１１ないし１４のいずれか一項に記載のシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）撮像の分野に関する。これは、患者の身体の組織内の熱エネルギのＭＲ撮像ガイド（MR imaging guided）デポジション（deposition）に対するアプリケータに関する。更に、本発明は、ＭＲ撮像ガイド治療システムに関する。
【０００２】
二次元又は三次元画像を形成するために磁場と核スピンとの間の相互作用を使用する画像形成ＭＲ方法は、軟組織の撮像に対して、多くの点で他の撮像方法より優れており、電離放射線を必要とせず、通常は非侵襲的であるので、特に医療診断の分野で、最近では幅広く使用されている。
【背景技術】
【０００３】
一般にＭＲ方法によると、検査されるべき患者の身体は、強力な一様な磁場の中に配置され、同時に、前記磁場の方向は、測定が基づく座標系の軸（通常はｚ軸）を規定する。前記磁場は、磁場強度に依存して個別の核スピンに対して異なるエネルギレベルを生じ、これは、規定された周波数（いわゆるラーモア周波数又はＭＲ周波数）の交流電磁場（ＲＦ場）の印加により励起（スピン共鳴）されることができる。巨視的視点から、個別の核スピンの分布は、適切な周波数の電磁パルス（ＲＦパルス）の印加により平衡状態から偏向されることができる全体磁化を生じ、前記ＲＦパルスの磁場は、ｚ軸に垂直に延在し、前記磁化は、ｚ軸について歳差運動を行う。前記磁化のこの運動は、開口角がフリップ角と称される円錐の表面を描く。前記フリップ角の大きさは、印加される電磁パルスの強度及び持続時間に依存する。いわゆる９０°パルスの場合、スピンは、ｚ軸から横断面に偏向される（フリップ角９０°）。前記ＲＦパルスは、前記ＭＲ装置のＲＦコイル構成により前記患者の身体に向けて放射される。前記ＲＦコイル構成は、典型的には、前記患者の身体が配置される検査体積を囲む。
【０００４】
前記ＲＦパルスの終了後に、前記磁化は、第１の時定数Ｔ1（スピン格子又は縦緩和時間）で、ｚ方向の磁化が再び構築される元の平衡状態に戻るように緩和し、ｚ方向に垂直な方向の磁化が、第２の時定数Ｔ2（スピン‐スピン又は横緩和時間）で緩和する。前記磁化の変化は、前記磁化の変化がｚ軸に垂直な方向において測定されるように前記ＭＲ装置の検査体積内で配置及び配向される受信ＲＦアンテナ又はコイルを用いて検出されることができる。横磁化の減衰は、例えば９０°パルスの印加後に、同じ位相を持つ秩序状態から、全ての位相角が一様に分布する状態への（局所的な磁場不均一性により誘起される）核スピンの遷移（位相散逸）を伴う。前記位相散逸は、リフォーカスパルス（例えば１８０°パルス）を用いて補償されることができる。これは、受信コイルにおいてエコー信号（スピンエコー）を生じる。
【０００５】
前記身体内の空間解像度を実現するために、３つの主軸に沿って延在する線形磁場勾配が、前記一様な磁場に重畳され、スピン共鳴周波数の線形の空間依存性を生じる。前記受信コイルにおいて取得される信号は、この場合、前記身体内の異なる場所に関連付けられることができる異なる周波数の成分を含む。受信ＲＦアンテナ又はコイルにより得られた信号データは、空間周波数領域に対応し、ｋ空間データと称される。前記ｋ空間データは、通常は、異なる位相符号化で取得された複数のラインを含む。各ラインは、複数のサンプルを収集することによりデジタル化される。ｋ空間データのセットは、フーリエ変換を用いて又は他の周知の再構成技術によりＭＲ画像に変換される。
【０００６】
ここで以下に詳細に述べられるように、熱エネルギデポジションは、病変組織を壊死させる手段として医学においてますます使用されている。本発明は、高強度ＲＦ照射による温熱治療との関連で以下に開示される。ＲＦアンテナのアレイを有する温熱治療アプリケータは、治療されるべき身体組織の標的領域内にＲＦ電磁場を生成するのに使用される。治療に使用される温熱治療アプリケータ（thermal treatment applicator）は、典型的には、体外で前記治療されるべき領域上に配置される。
【０００７】
温熱治療アプリケータを有する治療システムは、一般に、例えばＵＳ２０１０／００３６３６９Ａ１から既知である。
【０００８】
ＲＦ温熱治療において、関心組織は、高強度ＲＦ電磁放射線で照射され、前記高強度ＲＦ電磁放射線は、吸収され、熱に変換され、前記組織の温度を上昇させる。温度が５５℃より上に上昇すると、前記組織の凝固壊死が起こり、結果として細胞死を生じる。
【０００９】
ＲＦ温熱治療は、ＭＲ撮像と有利に組み合わせられることができ、これにより撮像ガイド局所治療を可能にする。水のプロトン共鳴周波数シフト（ＰＲＦＳ）に基づくＭＲ温度測定は、現在、温熱治療の非侵襲的監視に対する'ゴールドスタンダード'と見なされている。プロトン共鳴周波数における温度誘起変化は、適切かつ周知のＭＲ撮像シーケンスを用いて取得されたＭＲ信号の位相の変化を測定することにより推定される。
【００１０】
従来の温熱治療アプリケータにおいて、個別のＲＦアンテナの相互結合は、最適化されたＲＦ電磁場特性の設計に対する制限因子である。既知のアプリケータ設計の他の不利点は、給電ケーブルにおける大きなＲＦ電力損失及び非効率的なＲＦ電力増幅器の使用であり、前記給電ケーブルを介して、ＲＦエネルギが、ＲＦ電力増幅器から前記ＲＦアンテナに供給される。前記ＲＦ電力増幅器の電力効率は、浪費された電力のみならず、大きな熱発生をも生じる。ＲＦ電子素子における熱負荷は、適切な冷却システムを用意しなければならないので設計をより高価かつ大きくする、及び／又は前記システムの信頼性に負の影響を与える。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
先行する記載から、改良されたＭＲ撮像ガイド治療法に対する必要性が存在すると容易に理解される。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
本発明によると、患者の身体の組織内の熱エネルギのデポジションに対する温熱治療アプリケータが、開示される。前記アプリケータは、
‐前記身体に向けてＲＦ電磁場を放射する複数のＲＦアンテナと、
‐前記ＲＦアンテナにＲＦ信号を供給する複数のＲＦ電力増幅器と、
を有し、各ＲＦ電力増幅器は、トランジスタと、前記ＲＦ信号を前記ＲＦアンテナに供給し、前記トランジスタの出力インピーダンスを低インピーダンス値に変換する出力整合回路網を有する。
【００１３】
本発明の温熱治療アプリケータは、複数のＲＦアンテナと、前記ＲＦアンテナにＲＦ信号を供給する複数のＲＦ電力増幅器とを有し、前記ＲＦ電力増幅器は、好ましくは、１対１で前記ＲＦアンテナと関連付けられる。本発明の要点は、前記トランジスタ（例えば高出力ＭＯＳＦＥＴ）の出力インピーダンスを低インピーダンス値に変換する出力整合回路網を各ＲＦ電力増幅器に備えることである。このようにして、前記ＲＦアンテナのアレイ内のアンテナ間分離が、改良される。特に、各ＲＦ増幅器に対して、それぞれの出力整合回路網が備えられる。各ＲＦ電力増幅器は、その出力が出力整合回路網に結合され、前記出力回路網は、前記ＲＦ信号を、前記ＲＦ電力増幅器から、前記ＲＦ信号により電力を与えられる前記ＲＦアンテナに供給する。このように、前記治療アプリケータは、マルチチャネル電源を設けられ、各チャネルは、ＲＦ増幅器及び出力整合回路網及びＲＦアンテナを含む。各チャネルにおいて、当該チャネル内のＲＦ増幅器は、該チャネルの出力整合回路網を介して該チャネルのＲＦアンテナに前記ＲＦ信号を供給する。各チャネルは、ＲＦ増幅器とＲＦアンテナとの間に回路接続された適切な出力整合回路網を持つ。他の及び各ＲＦ電力増幅器は、それぞれのＲＦ電力増幅器に関連付けられた出力回路網を介して前記ＲＦアンテナに直接的に接続される。すなわち、前記出力回路網は、関連付けられたＲＦアンテナに直接的に接続される。このように、本発明の温熱治療アプリケータは、一体化モジュールにおいて前記出力整合回路網と一体化された前記ＲＦアンテナ及び関連付けられたＲＦ電力増幅器を持つ。
【００１４】
本発明の意味の範囲内の低インピーダンス値は、５０Ωより大幅に小さい。好ましくは、前記低インピーダンス値は、１０Ω以下のインピーダンスに対応する。
【００１５】
一方、前記出力整合回路網は、利用可能な出力電力を最大化するように、各ＲＦアンテナの入力インピーダンスを、それぞれのＲＦ電力増幅器のトランジスタの最適な負荷（典型的には５０Ω）に整合する。本発明のアプローチは、前記ＲＦ電力増幅器の特有の電流源特性から利益を得、これにより他の重要な利点である負荷変化に対する優れたロバスト性を示す。
【００１６】
超低出力インピーダンスＲＦ電力増幅器の概念は、ＭＲ撮像における並列ＲＦ送信（Xu Chu et al., Magnetic Resonance in Medicine, 2009, vol.61, p.952-961）に関連して周知である。
【００１７】
典型的には、本発明によるアプリケータの各ＲＦアンテナは、所定のＲＦ動作周波数における前記ＲＦアンテナのチューニング及び整合に対する入力回路網を有する。前記ＲＦ電力増幅器の出力インピーダンスは非常に低い（ゼロに近い）ので、各ＲＦアンテナの入力回路網は、本質的に並列共振回路として動作する。結果として、アンテナ間結合による各ＲＦアンテナにおいて誘起された電流成分は、大きなインピーダンスを"見て"、これにより実質的に抑制される。
【００１８】
本発明の好適な実施例によると、各ＲＦ電力増幅器は、それぞれのＲＦ電力増幅器と関連付けられたＲＦアンテナに直接的に接続される。直接接続は、前記ＲＦ電力増幅器が、実際に前記アプリケータ"上に"配置され、すなわち、前記ＲＦアンテナ及び前記ＲＦ電力増幅器が、本発明の温熱治療アプリケータを構成するユニットの不可欠な構成要素であることを意味する。前記ＲＦ増幅器が前記ＲＦアンテナの近くに配置され、これによりアンテナ間結合が更に減少されることは、本質的である。更に、前記ＲＦ電力増幅器と関連付けられたＲＦアンテナとの間の損失の多いケーブル接続が避けられるので、必要とされるＲＦ電力は、減少されることができる。いかなる場合においても、前記ＲＦ電力増幅器とそれぞれのＲＦアンテナとの間の接続の長さは、前記アプリケータのＲＦ動作周波数における前記ＲＦ信号の波長の半分より実質的に小さくなくてはならない。
【００１９】
画像ガイド治療において使用可能であるために、本発明の温熱治療アプリケータは、ＭＲ撮像互換性がある及び／又はＸ線検査において透明であるべきである。強磁性材料の使用は、前記アプリケータの設計において避けられるべきである。更に、Ｘ線放射線を小さな程度でのみ吸収する材料が、選択されるべきである。
【００２０】
本発明の他の好適な実施例によると、前記温熱治療アプリケータは、前記ＲＦアンテナに接続されたＲＦトラップを更に有し、前記ＲＦトラップは、前記アプリケータと組み合わせて使用されるＭＲ装置のＭＲ共鳴周波数に調整される。このようにして、前記アプリケータにおける磁気共鳴の励起及び／又は操作に対して前記ＭＲ装置により放射されるＲＦエネルギの吸収は、最小化される。更に、前記ＲＦアンテナは、好ましくは、ＰＩＮダイオードスイッチを有する。このようにして、前記アプリケータの前記ＲＦアンテナは、前記ＭＲ装置により生成されるＲＦ場に対して透明にされる。ＰＩＮダイオードスイッチは、前記ＭＲ装置のＭＲ共鳴周波数が前記アプリケータのＲＦ動作周波数に近い場合に、前記アプリケータのＲＦアンテナにおいて使用されるべきである。
【００２１】
本発明の更に他の好適な実施例によると、前記アプリケータは、前記ＲＦ電力増幅器の入力部に供給されるＲＦ信号を生成する１つ又は複数の制御可能信号生成器を更に有する。この実施例において、身体組織内の熱エネルギのデポジションに対して必要とされる全てのＲＦコンポーネントは、単一のユニットに一体化される。前記制御可能信号生成器は、前記ＲＦアンテナアレイにより照射される目標領域内のＲＦ場分布の制御を可能にする。このために、前記制御可能信号生成器は、個別のＲＦ電力増幅器に供給される各ＲＦ信号の振幅及び位相を制御するように構成されるべきである。例えば前記アプリケータと組み合わせて使用されるＭＲ装置のバックエンド電子素子による、前記温熱治療アプリケータの外的制御に対して、光リンクが十分でありうる。バッテリは、前記制御可能信号生成器及び前記ＲＦ電力増幅器に対するエネルギ供給源として使用されうる。
【００２２】
前記アプリケータは、前記ＲＦアンテナにより照射される目標領域から電磁放射線を取得する取得アンテナにより形成されるフィードバックループを更に有することができ、前記取得アンテナは、前記制御可能信号生成器に接続される。前記取得アンテナは、前記目標領域内で生成されたＲＦ電磁場の振幅を検出するセンサ素子として機能する。このようにして、治療される組織の過熱が、避けられることができ、負荷変化が、自動的に補償されることができる。
【００２３】
本発明の他の好適な実施例において、前記アプリケータの前記ＲＦ電力増幅器は、クラスＤ、クラスＥ又はクラスＦ切替増幅器である。このような切替増幅器は、原理的には、完全な切替動作が電力を散逸しないという事実による高出力効率性を持つ。この利点は、切替増幅器が極度に高い非線形性により特徴づけられるが、本発明によるアプリケータ内のＲＦ電力増幅器に対して有益である。前記ＲＦ増幅器の線形性は、熱エネルギのデポジションに対するＲＦ電磁場の生成に対してあまり重要ではない。
【００２４】
好ましくは、本発明のアプリケータは、５０ないし２００ＭＨｚのＲＦ周波数範囲において動作する。この周波数範囲は、深い組織領域において局所加熱を生成するのに適している。
【００２５】
本発明の更に他の好適な実施例によると、前記ＲＦアンテナは、前記ＲＦアンテナの相互結合を更に減少させるようにデカップリング回路網により相互接続される。例えば、容量性若しくは誘導デカップリングブリッジ又は前記ＲＦアンテナを相互接続する適切なマルチポート回路網が、実際に使用されることができる。
【００２６】
本発明は、温熱治療アプリケータのみならず、ＭＲ撮像ガイド治療システムにも関する。前記システムは、
‐検査体積内に一様な定常磁場を生成する少なくとも１つの主磁石コイルと、
‐前記検査体積内の異なる空間的方向において切り替え磁場勾配を生成する複数の勾配コイルと、
‐前記検査体積内にＭＲ共鳴周波数でＲＦパルスを生成し、前記検査体積内に配置された患者の身体からＭＲ信号を受信する少なくとも１つのＲＦコイルと、
‐ＲＦパルス及び切り替え磁場勾配の時間的遷移を制御する制御ユニットと、
‐前記受信されたＭＲ信号からＭＲ画像を再構成する再構成ユニットと、
‐上で指定されたタイプの温熱治療アプリケータと、
を有する。
【００２７】
本発明による温熱治療アプリケータは、臨床診療に現在使用されているほとんどのＭＲ撮像装置と組み合わせて有利に使用されることができ、前記温熱治療アプリケータは、前記ＭＲ装置の前記検査体積内に配置されることができる。前記温熱治療アプリケータ及び前記ＭＲ装置のバックエンド電子素子の相互接続は、例えば、光リンクを介して確立されることができる。好ましくは、前記温熱治療アプリケータは、前記ＭＲ共鳴周波数とは異なるＲＦ周波数で動作する。このようにして、前記温熱治療アプリケータの動作とＭＲ検査との間の干渉が、避けられる。
【００２８】
添付の図面は、本発明の好適な実施例を開示する。しかしながら、図面は、本発明の限定の定義としてではなく、説明の目的のみに対して設計されると理解されるべきである。
【図面の簡単な説明】
【００２９】
【図１】本発明によるＭＲ撮像ガイド治療システムを示す。
【図２】本発明による温熱治療アプリケータのブロック図を示す。
【図３】本発明による温熱治療アプリケータのＲＦアンテナのアレイの実施例を概略的に示す。
【発明を実施するための形態】
【００３０】
図１を参照すると、ＭＲ撮像ガイド治療システム１が示されている。前記システムは、実質的に一様な時間的に一定の主磁場が、検査体積を通るｚ軸に沿って作成されるような超伝導又は抵抗性主磁石コイル２を有する。
【００３１】
磁気共鳴生成及び操作システムは、ＭＲ撮像を実行するように、核磁気スピンを反転又は励起し、磁気共鳴を誘起し、磁気共鳴をリフォーカスし、磁気共鳴を操作し、前記磁気共鳴を空間的に及び他の形で符号化し、スピンを飽和させる等をするように一連のＲＦパルス及び切り替え磁場勾配を加える。
【００３２】
より具体的には、勾配パルス増幅器３は、前記検査体積のｘ、ｙ及びｚ軸に沿って全身勾配コイル４、５及び６の選択されたものに電流パルスを加える。デジタルＲＦ周波数送信器７は、前記検査体積内にＲＦパルスを送信するように全身ボリュームＲＦコイル９に、送信／受信スイッチ８を介して、ＲＦパルス又はパルスパケットを送信する。典型的なＲＦ撮像シーケンスは、互いと一緒に取られる短い持続時間のＲＦパルスセグメントのパケットからなり、如何なる印加された磁場勾配も、核磁気共鳴の選択された操作を達成する。前記ＲＦパルスは、飽和させる、共鳴を励起する、磁化を反転させる、共鳴をリフォーカスする、又は共鳴を操作する及び前記検査体積内に配置された身体１０の部分を選択するのに使用される。前記ＭＲ信号は、全身ボリュームＲＦコイル９により取得される。
【００３３】
身体１０の限定された領域のＭＲ画像の生成に対して、局所アレイＲＦコイル１１、１２、１３のセットは、撮像に対して選択された領域に隣接して配置される。アレイコイル１１、１２、１３は、身体コイルＲＦ送信により誘起されたＭＲ信号を受信するように並列撮像に対して使用されることができる。
【００３４】
結果として生じるＭＲ信号は、全身ボリュームＲＦコイル９により及び／又はアレイＲＦコイル１１、１２、１３により取得され、好ましくは前置増幅器（図示されない）を含む受信器１４により復調される。受信器１４は、送信／受信スイッチ８を介してＲＦコイル９、１１、１２及び１３に接続される。
【００３５】
ホストコンピュータ１５は、エコープラナー撮像（ＥＰＩ）、エコーボリューム撮像、勾配及びスピンエコー撮像、及び高速スピンエコー撮像等のような複数のＭＲ撮像シーケンスのいずれかを生成するように勾配パルス増幅器３及び送信器７を制御する。選択されたシーケンスに対して、受信器１４は、各ＲＦ励起パルスの後に続く速い遷移において単一の又は複数のＭＲデータラインを受信する。データ取得システム１６は、前記受信された信号のアナログ‐デジタル変換を実行し、各ＭＲデータラインを、他の処理に適したデジタルフォーマットに変換する。現代のＭＲ装置において、データ取得システム１６は、生画像データの取得に特化された別のコンピュータである。
【００３６】
最終的に、デジタル生画像データは、適切な再構成アルゴリズムを適用する再構成プロセッサ１７により画像表現に再構成される。前記ＭＲ画像は、前記患者を通る平面スライス、平行な平面スライスのアレイ、又は三次元体積等を表しうる。前記画像は、次いで、画像メモリに記憶され、前記画像メモリは、スライス、投影、又は前記画像表現の他の部分を、例えば結果として生じるＭＲ画像の人間可読表示を提供するビデオモニタによる、視覚化に対して適切なフォーマットに変換するためにアクセスされることができる。
【００３７】
身体１０の組織内の熱エネルギのデポジションに対する温熱治療アプリケータ１９は、前記検査体積内に配置される。温熱治療アプリケータ１９は、描かれたＭＲ撮像ガイド治療システム１の制御ユニット１５により制御される。
【００３８】
図１を参照し続け、更に図２及び３を参照すると、温熱治療アプリケータ１９の実施例が記載されている。
【００３９】
温熱治療アプリケータ１９は、身体１０に向けてＲＦ電磁場を放射する複数のＲＦアンテナ２０を有する。前記ＲＦ電磁放射は、身体１０の組織に吸収され、熱に変換される。生成されるＲＦ電磁場の空間分布は、ＲＦアンテナ２０のアレイの設計により及び個別のＲＦアンテナ２０に供給されるＲＦ信号の振幅及び位相により決定される。
【００４０】
温熱治療アプリケータ１９は、ＲＦ電力増幅器２１を有し、各ＲＦ電力増幅器２１は、トランジスタ（典型的には高出力ＭＯＳＦＥＴ）を有する。各ＲＦ電力増幅器２１の出力整合回路網２２は、それぞれのトランジスタの出力インピーダンスを低インピーダンス値に変換する。ＲＦ電力増幅器（２１）と、これが結合される出力整合回路網（２２）と、当該出力整合回路網に結合されるＲＦアンテナ（２０）とは、チャネルを形成する。図２は、このように、ＲＦアンテナ（２０）に対するマルチチャネル電源を示す。同時に、出力整合回路網２２は、それぞれのＲＦアンテナ２０の入力インピーダンスを、ＲＦ電力増幅器２１のトランジスタの最適な負荷に対して整合する。このようにして、ＲＦアンテナ２０の相互結合は、最小化され、ＲＦ電力増幅器２１の利用可能な出力電力及び電力効率は、最大化される。各ＲＦアンテナ２０は、アプリケータ１９の所定のＲＦ動作周波数におけるＲＦアンテナ２０の同調及び整合に対して入力回路網（図示されない）を有する。出力整合回路網２２の出力部におけるインピーダンスが低い（ゼロに近い）場合、それぞれのＲＦアンテナ２０の入力整合回路網は、並列共鳴回路として動作し、アンテナ間結合により誘起された電流は、大きなインピーダンスを"見て"、これにより実質的に抑制される。
【００４１】
個別のＲＦ電力増幅器２１にＲＦ信号を供給する制御可能信号生成器２３が用意される。前記ＲＦ信号の位相及び振幅は、ＲＦアンテナ２０のアレイにより放射されたＲＦ電磁場の空間分布の制御を可能にするために信号生成器２３を用いて制御可能である。前記ＲＦ信号の生成に対して、制御可能信号生成器２３は、例えば、適切なダイレクトデジタルシンセサイザ（ＤＤＳ）を有し得る。制御可能信号生成器２３は、光リンク２４を介してＭＲ撮像ガイド治療システム１のバックエンド電子素子１５に接続される。
【００４２】
更に、アプリケータ１９は、取得アンテナ２５（例えばループアンテナ）により形成されるフィードバックループを有する。取得アンテナ２５は、ＲＦアンテナ２０により照射された目標領域からの電磁放射線を取得する。取得アンテナ２５は、制御可能信号生成器２３に接続される。これは、治療される組織の過熱を避け、（例えば異なる患者の解剖学的構造による）負荷変化を補償するために自動フィードバック制御を可能にする。個別のＲＦアンテナ２０は、ＰＩＮダイオードスイッチ２６を使用することによりＭＲ撮像に対して生成されるＲＦ磁場に対して透明にされる。このようにして、温熱治療アプリケータ１９は、ＭＲ共鳴周波数がアプリケータ１９のＲＦ動作周波数に近い場合でさえ、使用可能である。
【００４３】
図に描かれていない本発明の他の実施例によると、温熱治療アプリケータ１９及び少なくとも１つのＲＦコイル９は、共有ハウジング内で一体化される。この実施例において、ＭＲ信号の励起及び／又は取得に対する（局所）ＲＦコイル並びに前記温熱治療アプリケータのＲＦアンテナは、単一の一体化ユニットを構成する。前記ＲＦコイルは、前記温熱治療アプリケータを用いて局所的に治療される身体領域から直接的にＭＲ信号を取得するのに使用される。
【００４４】
要約すると、適切に設計された出力整合回路網が、本発明によってＲＦ増幅器の出力段に使用される。前記出力整合回路網は、前記ＲＦ電力増幅器のトランジスタの出力インピーダンスを低い値に変換し、同時にそれぞれのトランジスタに対する最適な負荷（典型的には５０Ω）を確立することにより利用可能な出力電力を最大化する。前記ＲＦアンテナの入力整合回路網と組み合わせて、本発明のＲＦ電力増幅器は、電流源として動作し、前記ＲＦアンテナの相互結合による及び負荷変化による電流変化は、おおよそ完全に抑制される。本発明は、このように前記ＲＦアンテナのアレイ幾何構成に対する制約を排除することにより前記温熱治療アプリケータのＲＦ送信性能の最適化を容易化する。前記アプリケータユニットへの前記ＲＦ増幅器の一体化は、前記ＲＦ増幅器が前記ＲＦアンテナ素子の近くに配置されるので、相互結合を更に減少させ、ＲＦ放射線の生成の電力効率を改良する。必要とされるＲＦ電力が減少される。結果として、より小さくより安価なＲＦ電力電子素子が使用されることができる。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【国際調査報告】
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