JP2018183465A - 磁気共鳴イメージング誘導放射線治療用の医療機器 - Google Patents

Abstract

【課題】放射線耐性を改善したＭＲＩ誘導放射線治療用医療機器を提供する。【解決手段】イメージングゾーンから磁気共鳴データを取得するための磁気共鳴イメージングシステムを備える磁気共鳴イメージング誘導放射線治療用の医療機器を提供する。医療機器は、イメージングゾーン内の標的ゾーンに向けられたＸ線又はガンマ線放射を放出する放射線源をさらに有する。磁気共鳴イメージングシステムは、少なくとも１つの放射線透過性の電気伝送線路を有し、電気伝送線路は、接地層３０４に平行に延在する導体線路３０２を有するマイクロストリップ３００により提供される。導体線路及び接地層は、誘電体基板３０６によって互いに分離される。【選択図】図４Ａ

Description

本発明は、放射線治療用の医療機器に関し、特に医療機器において使用される伝送線路に関する。

放射線療法又は放射線治療は、癌治療の一種であり、この目的は、放射線源から電離、高エネルギー放射線法を用いて悪性細胞を死滅させることである。磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）は、人体の解剖学的構造のイメージングを可能にする医用画像技術である。

ＭＲＩ誘導放射線治療は、放射線の治療の供給を改善するためにＭＲＩ画像を用いることを意味する。放射線源との共存のため、ＭＲＩシステムの構成要素は、電離、高エネルギー放射線の影響に耐えることができ、同時に、それぞれの放射線は可能な限り小さな減衰を生じるべきである。特に、いわゆる放射線窓、すなわち線源からの放射線が標的、すなわち悪性細胞に到達するために通過するＭＲＩシステムの領域には、放射線の影響に耐えるとともに減衰をほとんど起こさないことが可能であるＭＲＩシステムの構成要素が必要とされる。

独立請求項の主題によって記載されているように、医療機器の様々な実施形態が提供される。

一態様では、本発明は磁気共鳴イメージング誘導放射線治療用の医療機器に関する。医療機器は、イメージングゾーンから磁気共鳴データを取得する磁気共鳴イメージングシステムを備える。医療機器は、イメージングゾーン内の標的ゾーンに向けられたＸ線又はガンマ線放射を放射するための放射線源をさらに備える。標的ゾーンに向けられた放射線源からの放射線は、磁気共鳴イメージングシステムの放射線窓を通過する。

磁気共鳴イメージングシステムは、少なくとも１つの放射線透過性の電気伝送線路を備える。電気伝送線路は、電気信号を伝送するように構成され、放射線窓を通って延びる。電気伝送線路は、接地層に平行に延在する導体線路を有するマイクロストリップにより提供される。導体線路及び接地層は、誘電体基板によって互いに分離される。

別の態様では、マイクロストリップは多導体マイクロストリップであり、接地層に平行に延在する複数の導体線路を有する。接地層は、誘電体基板によって導体線路から分離された導体線路用の共通接地層である。

別の態様では、放射線窓内の伝送線路の位置は、磁気共鳴イメージングシステムの１又は複数の受信コイル素子と伝送線路との結合が最小である位置に配置される。

別の態様では、マイクロストリップは、磁気共鳴イメージングシステムの複数の受信コイル素子を有するアンテナアレイのコイル素子に接続され、マイクロストリップは、アンテナアレイの受信コイル素子によって受信されたＲＦ信号を放射線窓を通って送信するように構成される。

磁気共鳴イメージング誘導放射線治療用の例示的な医療機器を示す概略図。 放射線窓における第１の例示的なフェイズドアレイコイルを示す概略図。 放射線窓における第２の例示的なフェイズドアレイコイルを示す概略図。 例示的なマイクロストリップを示す概略図。 例示的な多導体マイクロストリップを示す概略図。 図４Ｂの多導体マイクロストリップを具備する図３のフェイズドアレイコイルの概略図。 第３の例示的なフェイズドアレイコイルの概略図を示す。 図６Ａの例示的なフェイズドアレイコイルに対するマイクロストリップの位置と結合と依存関係を示す図。

以下では、図面において類似の番号の要素は、類似の要素であり、又は同等の機能を実行する。前述してきた要素は、機能が同等である場合には必ずしも後の図において説明されない。

様々な構造、システム及びデバイスが説明のみの目的で、かつ当業者に周知の詳細とともに本発明を不明瞭にしないように、概略的に図面に示されている。しかしながら、添付の図面は、開示された主題の例示的な実施例を記載し説明するために含まれる。

放射線治療は、周囲の健康な器官への害を最小にしつつ、悪性細胞を死滅させることを目的とする。腫瘍を死滅するために必要な総線量は、通常、約２０Ｇｙから約８０Ｇｙであり、一般に複数の治療セッションに分けられる。

放射線源を放射線治療に使用する上で考慮すべき２つの主要な欠点がある。健康組織に対する放射線の影響と、腫瘍の位置及び形状に関する不確実性である。これらの欠点は、治療の最大線量を制限する限定を設ける。

腫瘍を取り囲む健康細胞の放射線への曝露は、ビームの形状を修正することによって及び異なる角度から腫瘍に照射することによって、制限され得る。単一のセッション中に、さらに約２Ｇｙの線量のみが適用され得る。このようなやり方で、健康細胞は次の治療セッション前に放射線から回復する時間を有する。

これらの技術を使用可能にするため、腫瘍の形状及び位置についての正確な情報（知識）が必要とされる。腫瘍を取り囲む健康組織と同様に、治療すべき腫瘍を含む解剖学的構造をイメージングするために、ＭＲＩが使用され得る。上述の制限の影響は、例えばＭＲＩに基づいて画像誘導放射線治療を使用することで減少及び／又は最小化され得る。ＭＲ−ＲＴシステムは、放射線治療のための外部の放射線源と組み合された磁気共鳴イメージングシステムを意味する。

磁気共鳴イメージングは医用イメージング技術であり、これはまた、診断において、及び癌などの異なる疾患の治療の一部としての両方に使用され得る。疾患の治療に関しては、ＭＲＩは、治療のモニタリング及び誘導に使用され得る。ＭＲＩ画像を取得するために、患者は強力な静磁場（Ｂ_０）内に配置される。次に高周波（ＲＦ）パルスが患者に印加される。ＲＦパルスにより、体は、これに応答して、ＲＦ信号、いわゆる核磁気共鳴（ＮＭＲ）信号を発する。このＮＭＲ信号は、受信コイルにより受信され、取得されたＭＲＩデータを用いて画像を再構成するプロセッサに伝送される。

ＭＲＩシステムのイメージングゾーンにプロトンを含む被検体に静磁場を印加することにより、ラーモア周波数を有する外部磁場の周りにプロトンの歳差運動をもたらす。ラーモア周波数は、ｆ_０＝（γ／２π）Ｂ_０であり、γは磁気回転比であり、Ｂ_０は外部磁場の強さである。水素原子核は、γ＝２６７．５２２・１０^６１／Ｔｓである。したがって、例えばＢ_０＝１．５Ｔの場合は、ラーモア周波数はｆ_０≒６３．８７ＭＨｚである。

最初に、外部磁場Ｂ_０の周りで歳差運動を行っているプロトンは、位相がずれており正味の成分を与えない。例えば、１０^３ワットのオーダーの強さの場合、ラーモア周波数のＲＦパルスが、プロトンに印加され、プロトンは互いに位相を合わせて歳差運動をし始める。ＲＦパルスが停止すると、プロトンは、過剰エネルギーを放出し、初期状態に戻る。放出された信号はＮＭＲ信号であり、受信コイルによって受信される。信号の大きさは、例えば１０^−１２ワットのオーダーであり、指数関数的に減衰する。

ＭＲＩは、コンピュータトモグラフィイメージングのような他の医用イメージング技術に比べ優れた軟組織コントラストを提供し得る。ＭＲＩ誘導放射線治療は、放射線治療の供給を改善するためにＭＲＩ画像を用いることを意味する。線量送達計画において誘導としてＭＲＩ画像を使用することで治療の正確性を増す可能性があり、場合によっては治療結果を改善する。診断された癌の数は増加し続ける一方、より効率的な放射線の治療の必要性が高まっている。従来の放射線療法に比べてＭＲＩ誘導治療の増大された正確さは、より高い放射線量の使用を可能にし、これは、必要とされる治療セッションを減少させる。ＭＲＩ誘導放射線治療のために、ＭＲＩシステム及び高エネルギー放射線を生成するために使用され得る線形加速器（ＬＩＮＡＣ）のような放射線源を統合した医療機器が使用される。例えば^６０ＣＯ放射性核種を使用する代替の放射線源が提供されることもできる。ＭＲＩ誘導放射線治療のためのこのような医療機器は、癌患者に対して正確な放射線療法治療を行うために使用され得る。

放射線源からの放射線がＭＲＩシステムを通過する領域、特に受信コイルを通過する領域は、放射線窓又は時にグリーンゾーンと呼ばれている。

通常、同軸ケーブルは、周囲の環境から良好に分離できるため、放射線治療用の医療機器に使用される。しかしながら、同軸ケーブルは２つの理由から不都合がある。比較的大きな直径を有するこれらのケーブルの金属量が放射線を減衰させることと、ケーブルの丸い形状によって放射線が分散することである。

実施形態は、マイクロストリップ又は多導体マイクロストリップによって提供される伝送線路を使用して放射線窓を通って電気信号を伝送することを可能にする有益な効果を有し得る。多導体マイクロストリップは、同一の伝送線路を介して多数の電気信号を伝送することを可能にする。マイクロストリップは、放射線耐性及び放射線透過性のために放射線源と共存しうる。すなわち、マイクロストリップを通過する放射線の減衰が小さい。透過性は、放射線が物質（少なくとも一部）を通過することを可能にする物理的特性を意味する。実施形態によるとマイクロストリップ及び／又はそれらの構成要素は矩形断面を有し、放射線の分散を低減し得る。したがって、放射線窓内のマイクロストリップの形態の伝送線路は、依然として放射線源からの放射線ビームを通過させることが可能であり得る。伝送線路は、例えば６３．８７ＭＨｚのＲＦ信号のようなＲＦ信号を、受信コイルの放射線窓を通じて伝送するために使用され得る。換言すれば、マイクロストリップにより提供された伝送線路は、ＭＲＩシステムのラーモア周波数で動作し得る。放射線窓を通ってＲＦ信号を伝送することができることによって、より大きな信号対雑音比を生じる、より小さなコイル素子を備える受信コイルを実装することが可能になる。マイクロストリップを備える物質は、ＭＲＩデータ取得に干渉しないように非磁性であるように選択され得る。

マイクロストリップは、少なくとも１つの導体線路を含んでいてもよい。多導体マイクロストリップは、複数の導体線路を含むことができる。これは、複数の導体線路がコンパクトな配置で実装されることができるという有益な効果を有する。さらに、全ての導体線路は、例えばコイル素子のようなＭＲＩシステムの他の構成要素との最小の結合を伴って同一の位置に配置されることができる。

マイクロストリップは電気伝送線路の一種であり、プリント回路板（ＰＣＢ）技術を使用して製造され、マイクロ波周波数の信号を伝えるために使用され得る。マイクロストリップは、導体線路とも称される１又は複数の導電性ストリップを有し、基板として知られている誘電体基板によって共通接地面から分離される。マイクロストリップは、全体的に、基板上にメタライゼーションのパターンとして構築され得る。

信号対雑音比（ＳＮＲ）は任意のＭＲＩシステムの重要な特徴である。ＳＮＲは、信号強度を画像及びノイズレベルと比較する尺度である。信号は、ＮＭＲ信号の強度に対する被撮像物体内の画素の平均輝度であり、ノイズはそれぞれの物体外部の画素の標準偏差である。

当業者によって理解されるように、本実施形態の態様は、装置又はコンピュータプログラム製品として具体化され得る。したがって、本発明の態様は、全体的にハードウェアの実施形態、全体的にソフトウェアの実施形態（ファームウェア、常駐ソフトウェア、マイクロコード等を含む）又は本明細書においては、通常全て、「回路」、「モジュール」又は「システム」と称される、ソフトウェアとハードウェアの態様を組み合わせた実施形態の形態を成し得る。さらに、本発明の態様は、そのなかに組み込まれたコンピュータで実行可能なコードを有する、１又は複数のコンピュータ可読媒体に組み込まれた、コンピュータプログラム製品の形態を成し得る。

１又は複数のコンピュータ可読媒体の任意の組み合わせが使用され得る。コンピュータ可読媒体は、コンピュータ可読信号媒体又はコンピュータ可読記憶媒体であり得る。本明細書で使用する「コンピュータ可読記憶媒体」は、コンピューティングデバイスのプロセッサによって実行可能な命令を記憶し得る任意の有形の記憶媒体を包含する。コンピュータ可読記憶媒体は、コンピュータ可読非一時的記憶媒体と称され得る。コンピュータ可読記憶媒体は、有形のコンピュータ可読媒体とも称され得る。いくつかの実施形態では、コンピュータ可読記憶媒体も、コンピューティングデバイスのプロセッサによってアクセスされ得るデータを記憶することが可能であり得る。コンピュータ可読記憶媒体の例は、フロッピーディスク、磁気ハードディスクドライブ、ソリッドステートハードディスク、フラッシュメモリ、ＵＳＢサムドライブ、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、読み取り専用メモリ（ＲＯＭ）、光ディスク、光磁気ディスク及びプロセッサのレジスタファイルを含むが、これらに限定されない。光ディスクの例としては、例えばＣＤ−ＲＯＭ、ＣＤ−ＲＷ、ＣＤ−Ｒ、ＤＶＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ−ＲＷ又はＤＶＤ−Ｒディスクのような、コンパクトディスク（ＣＤ）及びデジタル汎用ディスク（ＤＶＤ）を含む。「コンピュータ可読記憶媒体」という用語は、ネットワーク又は通信回線を介するコンピュータデバイスによってアクセスされることが可能な様々な種類の記録媒体も指す。例えば、データは、モデム、インターネット又はローカルエリアネットワークを介して検索され得る。コンピュータ可読媒体に組み込まれたコンピュータで実行可能なコードは、限定されないが、ワイヤレス、有線、光ファイバケーブル、ＲＦ等又は上記の任意の好適な組み合わせを含む任意の適切な媒体を使用して伝送され得る。

コンピュータ可読信号媒体は、例えばベースバンド又は搬送波の一部として、中にコンピュータで実行可能なコードを組み入れた伝搬データ信号を含み得る。このような伝搬信号は、限定されないが電磁気、光又はそれらの任意の好適な組み合わせを含む任意の様々な形態を取り得る。コンピュータ可読信号媒体は、コンピュータ可読記憶媒体ではなく、命令実行システム、装置又はデバイスに関連して使用されるプログラムを通信、搬送又は移送可能な任意のコンピュータ可読媒体であり得る。

「コンピュータメモリ」又は「メモリ」は、コンピュータ可読記憶媒体の一例である。コンピュータメモリは、プロセッサに直接アクセス可能な任意のメモリである。「コンピュータ記憶装置」又は「記憶装置」は、コンピュータ可読媒体のさらに別の例である。コンピュータ記憶装置は、任意の不揮発性コンピュータ可読記憶媒体である。いくつかの実施形態において、コンピュータ記憶装置はまた、コンピュータメモリ又はその逆でもよい。

本明細書で使用する場合「プロセッサ」は、プログラム又は機械で実行可能な命令あるいはコンピュータで実行可能なコードを実行できる電子部品を包含する。「プロセッサ」を備えるコンピューティングデバイスへの言及は、２つ以上のプロセッサ又はプロセッシングコアを含有する可能性があると解釈されるべきである。プロセッサは、例えば、マルチコアプロセッサであってよい。プロセッサは、単一のコンピュータシステム内、又は多数のコンピュータシステム間に分散されるプロセッサの集合も意味し得る。「コンピューティングデバイス」という用語もまた、それぞれが単一のプロセッサ又は複数のプロセッサを備えるコンピューティングデバイスの集合又はネットワークを意味し得ると解釈されるべきである。コンピュータで実行可能なコードは、同一のコンピューティングデバイス内にあるか、又は多数のコンピューティングデバイス間に等しく分散された複数のプロセッサによって実行され得る。

コンピュータで実行可能なコードは、機械で実行可能な命令又はプロセッサに本発明の態様を実行させるプログラムを含み得る。本発明の態様のために操作を行うコンピュータで実行可能なコードは、Ｊａｖａ、Ｓｍａｌｌｔａｌｋ、Ｃ＋＋等のようなオブジェクト指向プログラミング言語及び「Ｃ」プログラミング言語または類似のプログラミング言語のような従来の手続き型プログラミング言語を含む、１つ以上のプログラミング言語の任意の組み合わせで書かれ、機械で実行可能な命令にコンパイルされ得る。場合によっては、コンピュータで実行可能なコードは、高水準言語の形態又は事前にコンパイルされた形態であり、実行中に機械で実行可能な命令を生成するインタプリタとともに使用され得る。

コンピュータで実行可能なコードは、完全にユーザのコンピュータ上で、スタンドアロンのソフトウェアパッケージとして部分的にユーザのコンピュータ上で、部分的にユーザのコンピュータ上で、及び部分的にリモートコンピュータ上で、又は完全にリモートコンピュータ又はサーバ上で実行し得る。後者の場合には、リモートコンピュータは、ローカルエリアネットワーク（ＬＡＮ）又はワイドエリアネットワーク（ＷＡＮ）を含む任意の種類のネットワークを介してユーザのコンピュータに接続され、又はこの接続は、外部コンピュータに対して（例えば、インターネットサービスプロバイダを使用するインターネットを介して）行われ得る。

本発明の実施形態により、本発明の態様は、装置（システム）及びコンピュータプログラム製品のブロック図を参照して説明する。フローチャートの各ブロックもしくはブロックの一部、図表及び／又はブロック図は、適用可能な場合、コンピュータで実行可能なコードの形態のコンピュータプログラム命令によって実行されることができると理解されるであろう。互いに排他的でない場合、異なるフローチャート、図表及び／又はブロック図におけるブロックの組み合わせが組み合わせられ得るとさらに理解される。これらのコンピュータプログラム命令は、機械を製造するために汎用コンピュータ、専用コンピュータ又はその他のプログラムが可能なデータ処理装置のプロセッサに提供されてよく、命令は、コンピュータのプロセッサ又はその他のプログラムが可能なデータ処理装置を介して実行され、フローチャート及び／又はブロック図又はブロックに特定された機能／行動の実行するための手段を作ることを可能にする。

これらのコンピュータプログラム命令は、コンピュータ可読媒体に記憶された命令が、フローチャート及び／又はブロック図又はブロックに指定された機能／動作を実行する命令を含む製造物品を製造するように、コンピュータ、その他のプログラム可能なデータ処理装置又はその他のデバイスに特定の手法を機能させることが可能なコンピュータ可読媒体にも記憶され得る。

コンピュータ又はその他のプログラム可能な装置上で実行する命令がフローチャート及び／又はブロック図もしくはブロックに指定された機能／動作を実行するためのプロセスを提供するように、コンピュータプログラム命令もまた、コンピュータ、その他のプログラム可能なデータ処理装置又はその他のデバイスに搭載され、一連の動作のステップをコンピュータ、その他のプログラム可能な装置又はその他のデバイス上で実行し、コンピュータで実行されるプロセスを生成させる。

本明細書で使用する場合「ユーザインタフェース」は、ユーザ又はオペレータがコンピュータ又はコンピュータシステムと対話できるインタフェースである。「ユーザインタフェース」もまた「ヒューマンインタフェースデバイス」と称され得る。ユーザインタフェースは情報又はデータをオペレータに提供し及び／又はオペレータから情報又はデータを受信し得る。ユーザインタフェースにより、オペレータからの入力をコンピュータで受信することができ、コンピュータからユーザに出力を提供し得る。換言すれば、ユーザインタフェースによりオペレータがコンピュータを制御又は操作することができ、このインタフェースによりコンピュータはオペレータの制御又は操作の影響を示すことが可能であり得る。ディスプレイ又はグラフィカルユーザインタフェース上のデータ又は情報の表示は、オペレータへの情報を提供する一例である。キーボード、マウス、トラックボール、タッチパッド、ポインティングスティック、グラフィックスタブレット、ジョイスティック、ゲームパッド、ウェブカメラ、ヘッドセット、ギアスティック、ステアリングホイール、ペダル、ワイヤードグローブ、ダンスパッド、遠隔操作及び加速度計を介するデータの受信は、オペレータからの情報又はデータの受信を可能にするユーザインタフェースコンポーネントの全ての例である。

本明細書で使用する場合、「ハードウェアインタフェース」は、コンピュータシステムのプロセッサが外部のコンピューティングデバイス及び／又は装置と対話及び／又は制御するのを可能にするインタフェースを包含する。ハードウェアインタフェースにより、プロセッサが制御信号又は命令を外部のコンピューティングデバイス及び／又は装置に送信することを可能にし得る。ハードウェアインタフェースにより、プロセッサがデータを外部のコンピューティングデバイス及び／又は装置と交換することも可能にし得る。ハードウェアインタフェースの例には、ユニバーサルシリアルバス、ＩＥＥＥ１３９４ポート、パラレルポート、ＩＥＥＥ１２８４ポート、シリアルポート、ＲＳ−２３２ポート、ＩＥＥＥ−４８８ポート、ブルートゥース接続、無線ローカルエリアネットワーク接続、ＴＣＰ／ＩＰ接続、イーサネット接続、制御電圧インタフェース、ＭＩＤＩインタフェース、アナログ入力インタフェース及びデジタル入力インタフェースを含むがこれらに限定されない。

本明細書で使用する場合、「ディスプレイ」又は「ディスプレイデバイス」は、画像又はデータを表示するために適合された出力デバイス又はユーザインタフェースを包含する。ディスプレイは、視覚的、聴覚的及び／又は触覚的データを出力し得る。ディスプレイは、コンピュータ用モニター、テレビ画面、タッチスクリーン、触覚電子ディスプレイ、点字スクリーン、ブラウン管（ＣＲＴ）、蓄積管、双安定ディスプレイ、電子ペーパ、ベクトル表示、フラットパネルディスプレイ、真空蛍光ディスプレイ（ＶＦ）、発光ダイオード（ＬＥＤ）ディスプレイ、エレクトロルミネセンスディスプレイ（ＥＬＤ）、プラズマディスプレイパネル（ＰＤＰ）、液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）、有機発光ダイオードディスプレイ（ＯＬＥＤ）、プロジェクタ、及びヘッドマウントディスプレイを含むがこれらに限定されない。

実施形態によれば、誘電体基板は放射線耐性物質からなる。実施形態によれば、誘電体基板は少なくとも１０ｋＧｙの総放射線耐性の物質からなる。実施形態によれば、誘電体基板は少なくとも２５０ｋＧｙの総放射線耐性の物質からなる。実施形態によれば、誘電体基板は少なくとも１ｋＧｙの総放射線耐性の物質からなる。実施形態によれば、誘電体基板は少なくとも１０ｋＧｙの総放射線耐性の物質からなる。

長期にわたる放射線耐性が、電離放射線に耐える物質の能力を記載するために使用される。例えばＬＩＮＡＣのような放射線治療に使用される放射線源の高エネルギー電離放射線は、ＭＲ−ＲＴコンポーネントにおける物質の機械的特性及び電気特性の劣化を起こし得る。コンポーネントの放射線耐性が高いほど、コンポーネントの予想寿命が長くなる。汎用的なＭＲ−ＬＩＮＡＣ受信コイルに対する１０年間の総線量は、例えば２４０ｋＧｙであると推測され得る。

実施形態は、システムの不具合及び安全問題につながりうる累積的な生涯線量による使用される物質の劣化が回避されることができるという有益な効果を有し得る。したがって、システムの信頼性の向上を達成することができる。さらに、それぞれの構成要素の短期間の交換インターバル又は再配置インターバルが回避され得る。最後に、追加の遮蔽は必要とされない。遮蔽は、例えばウォルフラムプレートで実装され得る。しかしながら、重金属による遮蔽は、例えば構成要素が結果として構成要素の重量の増加になるため不利であり得る。さらに、重金属は放射線の減衰を増大する。ＭＲ−ＲＴシステムの放射線窓を通る伝送線路の場合、再配置及び遮蔽は非現実的である。しかしながら、十分な放射線耐性を有する絶縁物質を選択することによって、伝送線路は放射線の影響に耐えるように構成され得る。

実施形態によれば、誘電体基板はポリイミドからなる。ポリイミドの使用は、高放射線耐性を提供するという有益な効果を有し得る。したがって、ポリイミドは長期間の過酷な環境に耐え得る。ポリイミドは物理的又は電気的特性の何れにおいてもわずかな変化のみで又は変化せずに１０ ＭＧｙまでの高エネルギー放射線法に耐えることができる。より薄い誘電体基板は放射線の減衰をより低くさせるが、伝送線路設計においては困難が生じ得る。厚さは例えば１０１．６μｍとなるように選択され得る。導体物質は、優れた伝導性の理由で銅が選択された。

実施形態によれば、導体線路の厚さが最小化される。実施形態によれば、導体線路の厚さは５０μｍ未満である。実施形態によれば、導体線路の厚さは２０μｍ未満である。実施形態によれば、導体線路の厚さは１０μｍ未満である。

実施形態によれば、接地層の厚さが最小化される。実施形態によれば、誘電体基板の厚さが最小化される。実施形態によれば、誘電体基板の厚さは１１０μｍ未満である。実施形態によれば、誘電体基板の厚さは５０μｍ未満である。

患者に到達するために、放射線はＭＲＩ ＲＴシステムの放射線窓を通って進まなければならない。放射線源と患者との間の放射線窓に配置された全てのシステム部品は、放射線に対して減衰を生じさせる。この減衰は、放射線窓内の構成要素の設計によって最小化されるべきである。さらに、減衰は放射線窓において可能な限り均一であるべきであり、例えば腫瘍のような治療すべき組織に放射線を一様に分布させることを確実にすべきである。

ＭＲＩシステムは、ラーモア周波数にチューニングされる高感度のアンテナを提供する、少なくとも１つの受信コイルを備える。ＭＲＩシステムによって励起されるＮＭＲ信号の振動磁場は受信コイルに小電流を誘導する。このアナログ信号は、受信コイルの低ノイズ前置増幅器において増幅され、アナログ−デジタル変換器に送信され、アナログ−デジタル変換器は、アナログ信号をデジタル信号へと変換する。従来のＭＲＩ受信コイルは、通常、ＭＲＩシステムの担体上に横たわる患者の上部及び下部に、イメージングゾーンに可能な限り近いところに配置される。しかしながら、放射線治療において使用される受信コイルは、内部器官及び腫瘍の形状に影響を与え得るため、患者には触れてはならない。

実施形態によれば、受信コイルは、複数のコイル素子を有するフェイズドアレイコイルによって提供される。フェイズドアレイコイルは、例えば４から３２個のコイル素子を有し得る。実施形態は、以下の有益な効果を有し得る。フェイズドアレイコイルは、フェイズドアレイコイルに含まれる複数のコイル素子によって覆われる大領域から磁気共鳴データを取得する一方で、個々のコイル素子の小さなループにより高信号対雑音比を維持する。受信コイルの設計の大体の目安は、円形コイルループの最も高い可能なＳＮＲが、円形ループの直径に等しい距離により達成されることである。

隣接するコイル素子の結合は、ノイズを増加させる信号をコイル素子に導き得るが、隣接するコイル素子のループを幾何学的に重ね合わせることによって減少され得る。重ね合わせることによって、隣接するコイル素子は互いに減結合され得る。

それぞれのコイル素子は、ＮＭＲ信号によって誘導された電流を増幅する前置増幅器を有し得る。この増幅されたアナログ信号は、伝送線路を通ってアナログ−デジタル変換器へと伝送される。コイル素子と同様に、ＳＮＲの減少を防止するために伝送線路のコイル素子及び他の伝送線路に対する結合を最小限にすることが同様に望ましい。

実施形態によれば、磁気共鳴イメージングシステムの複数の受信コイル素子は、矩形マトリックス構造を形成する複数の平行な行に配置される。伝送線路は、マトリックス構造の最も外側の列に含まれるコイル素子のコモン中心線に隣接して延びる。実施形態は、マトリックス構造で配列された複数の受信コイル素子が、マトリックス構造の行に沿って及び列に沿って平行なイメージングを可能にし得るという、有益な効果を有し得る。さらに、最も外側の列に含まれるコイル素子のコモン中心線に隣接して延びる伝送線路の位置は、伝送線路とマトリックス構造のコイル素子との間の結合を最小限にし得る。

実施形態によれば、最小の結合の位置は、伝送線路とアンテナアレイのコイル素子との最小の結合が測定される複数の位置を含む組の中の１つの位置として識別される。伝送線路からの受信コイルループへの結合は、伝送線路の位置に強く依存し得る。伝送線路は、例えば放射線窓の上方に移動され、結合が、いくつかの異なる位置で測定され得る。したがって、最小の結合を呈する１又は複数の位置が識別され得る。

実施形態によれば、伝送線路及びアンテナアレイの少なくとも１つの受信コイル素子は、共通プリント回路板に実装される。プリント回路板の基板は、マイクロストリップの誘電体基板として使用される。

マイクロストリップラインは、プリント回路板（ＰＣＢ）上に製造される。プリント回路板は、電子部品を機械的に支持するとともに、例えば非導電性基板上に積層された銅シートからエッチングされた導電トラック、パッド及びその他の特徴を使用して、電気的に接続する。キャパシタ、レジスタ又は能動デバイスのような構成要素は、例えばＰＣＢ上にはんだ付けされるか、基板に埋め込まれ得る。受信コイル素子のループもまた、プリント回路板上に製造され得る。同一のＰＣＢ上に伝送線路とループを実装することが有益であり得る。それによって、２つのＰＣＢを互いに重ねて配置することが避けられ得る。共通ＰＣＢを１つのみ使用することによって、ループとマイクロストリップの組み合わせの厚さは、例えば２倍低減され得る。

実施形態によれば、複数の電気伝送線路は、放射線窓を通って延び得る。複数の電気伝送線路は複数のマイクロストリップによって提供される。実施形態によれば、複数の多導体マイクロストリップが提供される。

実施形態によれば、医療機器は、標的ゾーンに向けられるＸ線又はガンマ線放射が放射線窓を通過する位置が変化されるように、放射線窓に対して放射線源を移動するように構成される。実施形態は、腫瘍が複数の異なる角度から照射され得るという有益な効果を有する。放射線源の移動を制限せず、また放射線が適用される可能な角度を制限しないために、伝送線路を放射線窓内に配置することが必要であり得る。実施形態によれば、医療機器は回転軸を中心に放射線源を回転させるように構成される。実施形態によれば、医療機器は回転軸に沿って放射線源を移動させるように構成される。

実施形態によれば、ＬＩＮＡＣのような放射線源が、ＭＲＩシステムの周りのリング上に配置される。ＬＩＮＡＣは、放射線が患者にさまざまな異なる位置から適用され得るようにリング上で回転され得る。勾配コイル及び超伝導コイルのようなＭＲＩシステムの構成要素は、放射線源からの放射線が最小の減衰で通過する放射線窓を有し得る。

実施形態によれば、放射線源はＸ線を放射するＬＩＮＡＣによって提供される。線形粒子加速器（ＬＩＮＡＣ）は、粒子加速器の一種である。これは、線形ビームラインに沿って一連の振動電位を荷電粒子にかけることによって、荷電素粒子やイオンの運動エネルギーを増加させる。ＬＩＮＡＣは、様々な用途に使用されており、例えば、放射線治療において医療目的でＸ線を生成するために使用される。線形加速器は、特に癌患者に対する放射線治療において使用されている。放射線治療では、ＬＩＮＡＣによって生成された高エネルギーＸ線が、癌細胞を破壊するために使用される。放射線は、導波路において電子を加速させ、加速された電子を重金属の標的に衝突させることにより生成される。衝突は、制動放射過程において高エネルギー光子を生成する。これらの光子は、患者の腫瘍に向けられ、腫瘍の形状に適合するように成形される。実施形態によれば、放射線源は、ガンマ崩壊からのガンマ線放射を放出する放射性核種を有する。

ここで、Ｘ線及びガンマ線はそれらの出所によって定義される。ガンマ線は原子核から発せられ、Ｘ線は、例えば制動放射のタイプの放射線を生成するために加速される電子によって発せられる。

例えば、医療放射線治療用のガンマ線放射を放出する^６０Ｃｏが、放射線源として用いられることができる。いわゆるコバルト療法又はコバルト６０療法は、癌のような状態を治療するために放射性同位体コバルト６０からのガンマ線の医学的使用を意味する。放射線治療において使用されるように、コバルトユニットは、１．１７ＭｅＶと１．３３ＭｅＶの安定した二色性ビームを生成し、これは、１．２５ＭｅＶの平均ビームエネルギを与える。コバルト６０同位体は、５．３年の半減期を有し、そのためコバルト６０は時々交換することが必要となり得る。

実施形態によれば、医療機器は医療機器を制御するためのプロセッサを有する。医療機器はさらに、プロセッサによって実行するためにマシン実行可能な命令を含むメモリを有し、マシン実行可能な命令の実行は、プロセッサに、標的ゾーンを照射するために治療計画を受信するステップと、磁気共鳴イメージングシステムを使用して磁気共鳴データを取得するステップと、磁気共鳴データから磁気共鳴画像を再構成するステップと、磁気共鳴画像において標的ゾーンの位置を位置合わせするステップと、標的ゾーンの位置及び治療計画に従って制御信号を生成するステップと、制御信号を使用して標的ゾーンを照射するように放射線源を制御するステップと、を実行させる。

実施形態によれば、メモリは、さらに、パルスシーケンスデータ及びパラレル磁気共鳴イメージングプロトコルを含む。パルスシーケンスデータは、パラレル磁気共鳴イメージングプロトコルに従ってプロセッサに磁気共鳴データを取得させるように構成される。磁気共鳴画像は、パラレル磁気共鳴イメージングプロトコルに従って磁気共鳴データから再構成される。パラレルイメージングは、ＳＮＲを増大させ、画像取得を加速させることが可能である。パラレルイメージングは、エイリアシングされた画像（ＳＥＮＳＥタイプ再構成）又はアンダーサンプリングされたデータ（ＧＲＡＰＰＡタイプ再構成）からアーチファクトのない画像を再構成する。臨床の場では、より高速の画像取得が、例えば呼吸停止時間を短縮するために使用され、それによって動きにより損なわれる検査又は治療が少なくなり得る。

実施形態によれば、メモリは、アンテナアレイの複数の受信コイル素子について、さらに一組のコイル感度を含む。パラレル磁気共鳴イメージングプロトコルは、ＳＥＮＳＥプロトコルであり、磁気共鳴画像は、一組のコイル感度を使用して磁気共鳴データから再構成される。

実施形態は、例えば患者の頭から脚の方向において感度エンコーディング（ＳＥＮＳＥ）の使用を可能にするコイルの幾何学的形状が適用され得るという、有益な効果を有し得る。ＳＥＮＳＥを使用することにより、イメージング時間が短縮され得る。取得時間は、１乃至データ取得に使用されるコイル素子の数の係数で低減され得る。

減結合される独立した受信コイル素子の組が、パラレル磁気共鳴取得のために使用され、それによって単一コイルに比べて信号対雑音比（ＳＮＲ）を増大させる。一般にマルチコイル構成のこれらの単一コイルは、より良い充填率を有する。すなわち、サンプルで充填されたコイル検出ボリュームの割合がより高い。しかし、これらのコイルは不均一な受信感度及び異なる空間的位置を有する。したがって、コイルによって検出可能な磁気共鳴（ＭＲ）信号は感度エンコーディングされ、通常のフーリエ信号符号化と平行して空間符号化を実行するためのＭＲＩにおける別の手法及び代替的な手法を与える。これらのコイルの組を使用して、ｋ空間、すなわちＭＲＩデータ空間をアンダーサンプリングして、走査を加速し、アンダーサンプリング／展開アーチファクトのない磁気共鳴画像を再構成するための適切な画像再構成技術を適用し、個々のコイル画像を組み合わせる。複数のコイルにより生成された画像の画像合成をさらに実行するこのような画像再構成技術の一例は、感度エンコーディング又はＳＥＮＳＥの再構成技術である。ＳＥＮＳＥはまた、アンダーサンプリングが実行されない場合にも適用されることができ、信号対雑音比の観点で最適な画像合成を提供することができる。

ＳＥＮＳＥ再構成技術は、Pruessmannらのジャーナル記事"SENSE: sensitivity encoding for fast MRI," Magnetic Resonance in Medicine, 42:952-962 (1999)によって紹介された。

ＳＥＮＳＥ再構成を説明する用語は良く知られており、多くのレビュー文献の主題となっており、磁気共鳴イメージングについての標準的な文章に登場する。例えば、Bernsteinらによる"Handbook of MRI Pulse Sequences" Elsevier Academic Press in 2004は、５２７〜５３１頁にＳＥＮＳＥ再構成技術のレビューを含む。

図１は、医療機器１００の概略断面図及び機能図を示す。医療機器１００は、放射線治療システム１０２及び磁気共鳴イメージングシステム１０６を有するものとして示されている。放射線治療システム１０２は、リング機構１０８を有する。リング機構１０８は、放射線治療の線源１１０を支持する。放射線治療の線源１１０は例示的なものであり、例えば、ＬＩＮＡＣのＸ線源、Ｘ線２又は^６０ＣＯガンマ線源のような放射性同位体ガンマ線源であり得る。放射線治療の線源１１０に隣接しているのは、放射線治療の線源１１０によって生成された放射線ビーム１１４をコリメートするマルチリーフビームコリメータ１１２である。リング機構１０８もまた、放射線治療システム１０２の回転点１１７の周りで放射線治療の線源１１０及びビームコリメータ１１２を回転させるなどの移動に適合される。回転軸１１６は、回転点１１７を通る。

磁気共鳴イメージングシステム１０６は、主磁石１２２を有するものとして示される。リング機構１０８は、リング形状に形成され、主磁石１２２を取り囲んでいる。図１に示されている主磁石１２２は、円筒タイプの超伝導磁石である。しかしながら、その他の磁石もまた本発明の実施形態に適用可能である。主磁石１２２は、超冷却されるクライオスタット１２４を有している。クライオスタット１２４の内部には、超伝導コイル１２６の集合体がある。更に補償コイル１２８もあり、補償コイルの電流は、超伝導コイル１２６の電流の方向と逆である。これは主磁石１２２を取り巻く又は取り囲む低磁場ゾーン１３０を作る。円筒タイプの超伝導磁石１２２は、対称軸１３２を有するように示されている。

磁石のボア内には、主磁石１２２のイメージングゾーン１３８内の物体を空間符号化するために磁気共鳴データの取得に関して使用される磁場勾配コイル１３４がある。磁場勾配コイル１３４は、磁場勾配コイル電源１３６に接続される。磁場勾配コイル１３４は例示的なものを意図している。概して、磁場勾配コイルは、３つの直交空間方向における空間符号化のための３つの別々のコイルセットを含有する。イメージングゾーン１３８は主磁石１２２の中心に配置される。

イメージングゾーン１３８に隣接しているのは、イメージングゾーン１３８内の磁気スピンの方向を操作し及びイメージングゾーン１３８内のスピンからの無線送信も受信する無線周波数（ＲＦ）コイル１４０である。無線周波数コイル１４０は、無線周波数トランシーバ１４２に接続されている。無線周波数コイル１４０及び無線周波数トランシーバ１４２は、別の伝送コイル及び受信コイル並びに別の伝送器及び受信器によって置き換えられ得る。無線周波数コイル１４０及び無線周波数トランシーバ１４２は単に例示的なものであると理解されている。

実施形態によれば、無線周波数コイル１４０は、ＲＦ信号を受信するためのフェイズドアレイコイルを有し得る。放射線ビーム１１４は、磁気共鳴イメージングシステム１０６を通過する。特に放射線ビーム１１４は無線周波数コイル１４０を通過する。放射線ビーム１１４が通過する無線周波数コイル１４０の領域は、放射線窓１４１によって規定され得る。放射線窓１４１を通って磁気共鳴イメージングシステム１０６の少なくとも１つの伝送線路が延び、かかる伝送線路は、マイクロストリップにより提供される。実施形態によれば、伝送線路は、無線周波数コイル１４０又はそのコイル素子の１つによって受信されるＲＦ信号を、放射線窓１４１を通って伝送する。

主磁石１２２の中心内部には更に被検体１４４が配置される。被検体１４４は、標的ゾーン１４６を有し、患者支持体１４８上に置かれるものとして示されている。ＲＦコイル１４０は、標的ゾーン１４６へＲＦパルスを伝送し得る。患者支持体１４８は機械的ポジショニングシステム１５０を有する。機械的ポジショニングシステム１５０は、主磁石１２２内の患者支持体１４８をポジショニングするために適合される。主磁石１２２の内部で利用可能な空間によって、機械的ポジショニングシステム１５０は、磁石軸１３２に対して垂直の方向を含む、複数の異なる方向に患者支持体１４８を移動し得る。主磁石１２２内にもっと利用可能な空間がある場合には、機械的ポジショニングシステム１５０はより多くの自由度を有し得る。例えば、機械的ポジショニングシステム１５０は、６自由度で患者支持体１４８を位置付けることができる。

無線周波数トランシーバ１４２、磁場勾配コイル電源１３６、機械式アクチュエータ１０４及び機械的ポジショニングシステム１５０は、全てコンピュータシステム１５２のハードウェアインタフェース１５４に接続されているものとして示されている。コンピュータシステム１５２は、プロセッサ１５６を使用して医療機器１００を制御する。

図１に示されているコンピュータシステム１５２は例示的なものである。複数のプロセッサ及びコンピュータシステムが、この単一のコンピュータシステム１５２によって図示された機能を表すために使用され得る。コンピュータシステム１５２は、プロセッサ１５６に医療機器１００の構成要素にメッセージを送信し及び構成要素からメッセージを受信することが可能なハードウェアインタフェース１５４を備える。プロセッサ１５６はまた、ディスプレイデバイス１５８、コンピュータ記憶装置１６０、及びコンピュータメモリ１６２に接続される。ディスプレイデバイス１５８は、タッチスクリーン式の感知ディスプレイデバイスを備え得る。ディスプレイデバイスは、取り外し可能なスタイラスペンを備え、ユーザがより効率的にディスプレイデバイス１５８を操作可能にし得る。

放射線治療システム１０２は、ハードウェアインタフェース１５４に接続されたものとして示されていない。放射線治療システム１０２は、例えば、ハードウェアインタフェース１５４に接続され、機械的アクチュエータ１０４を介してコンピュータシステム１５２と通信し得る。

図１に示した例では、放射線治療システムの回転軸１１６は、磁石軸１３２と同軸ではない。回転点１１７は、磁石軸１３２から中心が外れているものとして示されている。標的ゾーン１４６は、磁石軸１３２から中心が外れており、離れていることがわかる。放射線治療システム１０２は、放射線治療システムの回転点１１７が標的ゾーン１４６内にあるように、機械的アクチュエータ１０４によって移動されている。リング機構１０８は磁石１２２に対して移動されていることがわかる。

放射線ビーム１１４は、回転点１１７を通って通過する。放射線ビーム１１４が放射線治療の線源１１０によって作られ及びリング機構１０８によって回転される場合、標的ゾーン１４６の中心に回転点１１７を配置することで、標的ゾーンが連続して治療されることが可能になる。

コンピュータ記憶装置１６０は、コンピュータ記憶装置１６０に含まれるパルスシーケンスデータ１６８を使用して磁気共鳴イメージングシステム１０６によって取得された磁気共鳴データ１７０を含有するものとして示されている。コンピュータ記憶装置１６０は、磁気共鳴データ１７０から再構成された磁気共鳴画像１７２をさらに含有するものとして示されている。実施形態によれば、磁気共鳴画像１７２は、パラレル磁気共鳴イメージングプロトコル１７１に従って再構成される。パラレル磁気共鳴イメージングプロトコル１７１に従って磁気共鳴画像１７２を再構成する場合、コンピュータ記憶装置１６０によって含有されコイル感度の組１６９が使用され得る。コイル感度の組１６９は、無線周波数コイル１４０に含まれる複数の受信コイル素子のコイル感度を提供し得る。コンピュータ記憶装置１６０は、治療計画１７４をさらに含有するものとして示されている。例えば磁気共鳴画像１７２がパラレル磁気共鳴イメージングプロトコル１７１によって提供されるＳＥＮＳＥプロトコルにより再構成される場合、コイル感度の組１６９が使用される。コンピュータ記憶装置１６０は、放射線治療制御信号１７８をさらに含有するものとして示されている。

コンピュータメモリ１６２は、プロセッサ１５６による処理のためのマシン実行可能な命令１８０、１８２、１８６、１８８及び１９４を含有する。コンピュータメモリ１６２は、医療機器制御モジュール１８０を含有するものとして示されている。医療機器制御モジュール１８０は、プロセッサ１５６が医療機器１００の全体の機能を制御することを可能にするマシン実行可能な命令を含有する。コンピュータメモリ１６２は、放射線治療システム制御モジュール１８２をさらに含有するものとして示されている。放射線治療システム制御モジュール１８２は、プロセッサ１５６が放射線治療システム１０２の機能を制御することを可能にするマシン実行可能な命令を含有する。

コンピュータメモリ１６２は、磁気共鳴画像制御モジュール１８６をさらに含有するものとして示されている。磁気共鳴画像制御モジュール１８６は、プロセッサ１５６が磁気共鳴イメージングシステム１０６の機能及び動作を制御することを可能にするマシン実行可能なコードを含有する。コンピュータメモリ１６２は、画像再構成モジュール１８８をさらに含有するものとして示されている。画像再構成モジュール１８８は、磁気共鳴データ１７０を画像１７２へと変換させるためにプロセッサ１５６によって使用されるマシン実行可能なコードを含有する。

コンピュータ記憶装置１６２は、放射線治療制御信号生成モジュール１９４をさらに含有するものとして示されている。放射線治療制御信号生成モジュール１９４は、放射線治療制御信号１７８を生成するためにプロセッサ１５６が使用するコンピュータにより実行可能なコードを含有する。放射線治療制御信号１７８は、治療計画１７４とともに生成され得る。

図２は、４つのコイル素子２０２を具備する第１の例示的なフェイズドアレイコイル２００の放射線窓１４１の概略図を示す。フェイズドアレイコイル２００は、例えば図１の無線周波数コイル１４０によって構成される。放射線窓１４１の寸法は、例えば使用される最大矩形照射野の寸法によって決定される。左から右方向において、放射線窓１４１は、フェイズドアレイコイル２００の全幅に及ぶ必要があり、なぜなら、放射線は、患者の横断面の全ての方向から適用され得るからである。放射線源は、例えば、頭−足方向における回転軸を中心に３６０°回転可能であり得る。フェイズドアレイコイル２００の個々のコイル素子２０２によって受信されたＲＦ信号を増幅するための前置増幅器２０６のような電気部品は、放射線から構成要素を保護し、放射線の減衰を避けるために、放射線窓１４１の外部に配置されている。

図３は、図２のコイル素子と比較して小さなコイル素子２０２を具備する第２のフェイズドアレイコイル２１０の例示的な幾何学的形状を示す。フェイズドアレイコイル２１０は、左−右方向及び頭−足方向の両方向に分散される複数のコイル素子２０２を有する。コイル素子２０２は２つの行２２０、２３０に配置される。ＳＮＲを改善するために、より小さなループを具備するより小さなコイル素子２０２が使用され得る。しかしながら、この種類のコイルの幾何学的形状は、コイル素子によって受信されるＮＭＲ信号が、放射線窓１４１を通って伝送されることを必要とする。

放射線の減衰を最小にするために、例えばコイルのような物理的な物体である放射線窓１４１は、機械的に可能な限り薄く、及び／又は低密度の物質から作られるべきである。さらに、物理的な物体、特に前置増幅器２０２のような電子部品は、放射線窓１４１の外側に移動される。

全てのコイル素子２０２が水平（左から右）方向にある図２のようなコイル装置の場合、ＳＥＮＳＥは、水平方向においてのみ使用されることができる。全てのコイル素子２０２が１行に配置されるこのようなコイル装置の場合、ＳＥＮＳＥは、この行に沿って一方向においてのみ適用されることができる。例えば当該行に直交する他の方向において画像が取得される場合には、第１の行に平行なコイル素子の１又は複数の追加の行２２０、２３０が必要とされる。図３のようなコイルの幾何学的形状の場合、ＳＥＮＳＥが、頭−足方向において使用されることができ、これは、取得時間を最大で２倍低減する。複数の行を使用する場合、ＳＥＮＳＥは、第１の方向に直交する第２の方向においても適用され得る。しかしながら、例えばＬＩＮＡＣのような放射線治療とコンパチブルなＭＲＩシステムにおいて頭−足方向にＳＥＮＳＥを使用するとき、両方の行２２０、２３０のコイル素子２０２の全てからのＲＦ信号が医療機器のプロセッサによって評価されることが可能であるよう、増幅されたＮＭＲ信号は、放射線窓を通って伝送されねばならない。

図４Ａは、例示的なマイクロストリップ３００の概略図を示す。マイクロストリップ３００は、導体ストリップ３０２を有し、接地層３０４に平行に延在する。導体ストリップ３０２及び接地層３０４は、誘電体基板３０６によって互いに分離される。例えば、導体ストリップ３０２は厚さｔ及び幅Ｗを有する。例えば、誘電体基板３０６は厚さｄを有し、例えば接地層３０４は厚さｔを有する。実効誘電率ε_lは次のように計算し得る。

場合によっては、Ｗ／ｄ≧１のマイクロストリップラインのインピーダンスは、

として計算することができる。

マイクロストリップラインのＷ及びｄは、上記式が所望のインピーダンス、例えばＺ_０=５０Ωを与えるように選択されるべきである。

図４Ｂは、例示的な多導体マイクロストリップ３１０の概略図を示す。多導体マイクロストリップ３１０は図４Ａのマイクロストリップ３００に対応するが、例えば２つの導体ストリップ３０２のような複数の導体ストリップ３０２を備え、これらの導体ストリップ３０２は、共通接地層３０４に平行に延在する。

多導体マイクロストリップによって提供される例示的なＰＣＢ伝送線路の設計は、例えば以下の仕様で行われる：ε_ｒ＝３．４及び厚さｄ＝１０１．６μｍのポリイミドから作られる誘電体基板；銅は、例えば、導体物質として使用され、ｔ＝１８μｍの厚さ及びσ = 5.8・10⁷Ｓ／ｍの導電率であり、１．５ＴのＭＲＩシステムにおいてｆ_０＝６３．８７ＭＨｚのラーモア周波数、Ｚ_０＝５０Ω、伝送線路の長さｌ＝３５ｃｍ、最小導体幅＝０．１ｍｍ、及び最小導体空間＝０．１ｍｍ。

図５は、図４の２つの多導体マイクロストリップ３００を具備する図３の概略的なフェイズドアレイコイル２１０を示す。それぞれの多導体マイクロストリップ３００は、２つの導体ストリップを有し、２つの伝送線路に対応する。したがって、それぞれの多導体マイクロストリップ３００は、放射線窓１４１を通って２つのコイル素子２０２のＲＦ信号を伝送する。左の多導体マイクロストリップ３００は、例えば放射線窓１４１を通って第１及び第２のコイル素子２０２の増幅されたＲＦ信号を伝送し、一方、右の多導体マイクロストリップ３００は第３及び第４のコイル素子２０２の増幅されたＲＦ信号を伝送する。

放射線が患者に到達する前に、放射線はＭＲ−ＲＴシステムのＭＲＩシステムを通って進まなければならない。放射線源と患者との間の放射線窓に配置されたＭＲＩシステムの全ての構成要素は、放射線に対して減衰を引き起こす。減衰を最小にするＭＲ−ＲＴ構成要素を使用することが有益である。さらに、減衰は放射線窓において可能な限り均一で、例えば腫瘍のような治療すべき組織に放射線を一様に分布させることを確実にすることが有益であり得る。
百分率での減衰αは、

であり、ここで、μ／ρは質量減衰係数であり、ｘ＝ρｔは、物質の密度ρと厚さｔの積によって与えられる質量厚である。

物質の質量減衰係数は、放射線のエネルギーに依存する。混合物及び化合物の場合、質量減衰係数は、

により計算されることができ、ここで、ｗ_ｉは、ｉ番目の原子的構成要素の重量分率である。重量分率の正確な算定は、分子内の全てのプロトンと中性子の合計で１原子内の陽子と中性子の合計を割ることによって計算され得る。

マイクロストリップラインは、共通接地層、誘電体基板、及び１又は複数の導体線路の３つの層から構成され得る。接地層及び伝導体は、例えば銅から製造され得る。実施形態によると、銅層の厚さ、すなわち接地層及び伝導体の厚さは、例えば１８μｍである。誘電体基板は、ポリイミド（ＰＩ）から製造されてよく、例えば１０１．６μｍの厚さを有する。銅の密度は

である。２ＭｅＶでは、重量分率は、

である。１８μｍの厚さの場合、２ＭｅＶの銅の減衰は、

である。

ＰＩ、すなわち（Ｃ_２０Ｈ_１０Ｏ_５Ｎ_２）の密度は、ρ_ＰＩ＝１．４２ｇ／ｃｍ^３である。炭素の原子質量は１２、水素は１、酸素は１６及び窒素は１４である。（Ｃ_２０Ｈ_１０Ｏ_５Ｎ_２）の合計原子質量は３５８である。したがって、炭素（ｗ_ｃ）、水素（Ｗ_Ｈ）、酸素（Ｗ_Ｏ）及び窒素（Ｗ_Ｎ）の個々の原子的構成要素の重量分率は、

である。

ポリイミドの質量吸収係数は、

であり、文献から知られている２ＭｅＶにおける炭素、水素、酸素及び窒素の質量吸収係数を使用すると、

である。

１０１．６μｍのポリイミドの減衰は、

である。

１８μｍの銅及び１０１．６ μｍのポリイミドの２層を有するマイクロストリップラインの全減衰は、

である。

多導体マイクロストリップラインと同じＰＣＢ上にコイル素子のループを実装すること、すなわちＰＣＢによってポリイミド層を提供することにより、追加の基板層が必要とされず、コイル素子によってもたらされる減衰に加えてマイクロストリップラインによってもたらされる減衰は、２つの銅層に起因する：

図６Ａは、信号チャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ３、ＣＨ４にそれぞれ割り当てられる４つのコイル素子２０２を有する概略的なフェイズドアレイコイル２００を示す。図６Ａのフェイズドアレイコイル２００は図２のフェイズドアレイコイル２００に対応する。フェイズドアレイコイル２００の隣接するコイル素子２０２は、これらの隣接するコイル素子２０２間の結合を低減するために重ね合わせられる。０ｃｍの位置は、フェイズドアレイコイル２００の中心を表し、２３．５ｃｍの位置はチャネルＣＨ１の外側を表し、２３．５ｃｍの位置はチャネルＣＨ４の外側を表す。コイル素子２０２同士の結合を測定するための試験ケーブルが、頭−足方向にアラインされ得る。

図６Ｂは、マイクロストリップラインの位置に依存する４つのチャネルへのマイクロストリップラインの結合を示す図である。図６Ｂは、６ｍｍ幅の接地面を有するマイクロストリップラインの例示的な測定結果が示されている。伝送線路の最適位置は＋１８．２５ｃｍ及び−１８．２５ｃｍである。第１及び第２のコイル素子２０２からの受信信号は、第１のコイル素子２０２のループを通じて伝送されることが有用であり、第３及び第４のコイル素子２０２からの信号は、第４のコイル素子２０２のループを通じて伝送されることが有用である。２つの上部の伝導体を有するマイクロストリップラインを使用することは、２つの隣接するマイクロストリップラインにより、２つの信号を伝送することを単純化し得る。マイクロストリップラインは、例えば、１２ｍｍの接地面上で互いに６ｍｍ離れている２つの０．３ｍｍの上部導体ストリップからなる。マイクロストリップラインは、図４との関係で上記のその他のＰＣＢ伝送線路と同一の基板上に実装され、例えば３５ｃｍの長さであり得る。

１つ以上の上記の本発明の実施形態は、組み合わされた実施形態が相互に排他的でない限り組み合わせられ得ると理解されている。

本発明は、図面及び前述の記載において詳細に図示及び記載されているが、このような図示及び記載は例示的な又は代表的なもので、限定的ではないと考えるべきであり、本発明は、開示された実施形態に限定されるものではない。

開示された実施形態に対するその他の変更は、図面、開示及び添付の特許請求の範囲を検討することにより、特許請求された発明を実行する上で当業者に理解、達成される。特許請求の範囲において、「ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ」という用語は、他の要素又はステップを排除せず、「ａ」又は「ａｎ」という不定冠詞は、複数を排除するものではない。単一のプロセッサ又は他の単位が、請求項に記載のいくつかの機能を遂行する場合がある。特定の手法が互いに異なる従属請求項に記載されているということだけでは、これらの手法の組み合わせが有効に使用されることができないことを示すものではない。コンピュータプログラムは、好適な媒体に記憶／配布され得る。光学的記憶媒体又は他のハードウェアと共に、またはその一部として供給された固体媒体のような、例えばインターネットやその他の有線又は無線通信システムを介して、その他の形式でも配布される。特許請求の範囲における如何なる参照符号も範囲を限定するものと解釈すべきではない。

上述した特徴の例示的な組合せは、以下の通りである。
１．磁気共鳴イメージング誘導放射線治療用の医療機器（１００）であって、
イメージングゾーン（１３８）から磁気共鳴データ（１７０）を取得するための磁気共鳴イメージングシステム（１０６）と、
イメージングゾーン（１３８）内の標的ゾーン（１４６）に方向付けられるＸ線又はガンマ線放射（１１４）を放出するための放射線源（１１０）と、を有し、標的ゾーン（１４６）に向けられた放射線源（１１０）からの放射線（１１４）は、磁気共鳴イメージングシステム（１０６）の放射線窓（１４１）を通過し、
磁気共鳴イメージングシステム（１０６）は、少なくとも１つの放射線透過性の電気伝送線路を有し、電気伝送線路は、電気信号を伝送するように構成され、放射線窓（１４１）を通って延び、
電気伝送線路は、接地層（３０４）に平行に延在する導体線路（３０２）を有するマイクロストリップ（３００）により提供され、導体線路（３０２）及び接地層（３０４）は、誘電体基板（３０６）によって互いに分離される、医療機器。

２．マイクロストリップ（３００）は、接地層（３０４）に平行に延在する複数の導体線路（３０２）を有する多導体マイクロストリップであり、接地層は、誘電体基板（３０６）によって導体線路（３０２）から分離された導体線路（３０２）用の共通接地層である、項目１に記載の医療機器（１００）。

３．誘電体基板（３０６）は少なくとも２５０ｋＧｙの総放射線耐性の物質からなる、項目１及び２の何れかに記載の医療機器（１００）。

４．前記誘電体基板（３０６）はポリイミドからなる、項目１から３の何れかに記載の医療機器（１００）。

５．導体線路（３０２）の厚さは２０μｍ未満である、項目１から４の何れかに記載の医療機器（１００）。

６．導体線路（３０２）の厚さは１０μｍ未満である、項目５に記載の医療機器（１００）。

７．誘電体基板（３０６）の厚さは１１０μｍ未満である、項目１から６の何れかに記載の医療機器（１００）。

８．誘電体基板（３０６）の厚さは５０μｍ未満である、項目７に記載の医療機器（１００）。

９．放射線窓（１４１）内の電気伝送線路の位置は、磁気共鳴イメージングシステム（１０６）のアンテナアレイ（２００，２１０）の１又は複数の受信コイル素子（２０２）と電気伝送線路との結合が最小である位置に配置される、項目１から８の何れかに記載の医療機器（１００）。

１０．磁気共鳴イメージングシステム（１０６）のアンテナアレイ（２１０）の複数の受信コイル素子（２０２）は、矩形マトリックス構造を形成する複数の平行な行（２２０、２３０）に配置され、電気伝送線路は、マトリックス構造の最も外側の列に含まれるコイル素子（２０２）の共通の中心線に隣接して延びる、項目９に記載の医療機器（１００）。

１１．最小の結合の位置は、電気伝送線路とアンテナアレイ（２００，２１０）のコイル素子（２０２）との最小の結合が測定される複数の位置を含む組の中の位置として識別される、項目９又は１０の何れかに記載の医療機器（１００）。

１２．マイクロストリップ（３００）は、磁気共鳴イメージングシステム（１０６）の複数の受信コイル素子（２０２）を有するアンテナアレイ（２００，２１０）のコイル素子（２０２）に接続され、マイクロストリップ（３００）は、放射線窓（１４１）を通じてアンテナアレイ（２００，２１０）の受信コイル素子（２０２）によって受信されたＲＦ信号を伝送するように構成される、項目１から１１の何れかに記載の医療機器（１００）。

１３．伝送線路及びアンテナアレイ（２００，２１０）の受信コイル素子（２０２）の少なくとも１つは共通プリント回路板上に実装され、プリント回路板の基板は、マイクロストリップ（３００）の誘電体基板（３０６）として使用される、項目１から１２の何れかに記載の医療機器（１００）。

１４．複数の電気伝送線路は、放射線窓（１４１）を通って延び、複数の電気伝送線路は複数のマイクロストリップ（３００）によって提供される、項目１から１３の何れかに記載の医療機器（１００）。

１５．医療機器（１００）は、標的ゾーン（１４６）に向けられるＸ線又はガンマ線放射（１１４）が放射線窓（１４１）を通過する位置が変化されるように、放射線窓（１４１）に対して放射線源（１１０）を移動するように構成される、項目１から１４の何れかに記載の医療機器（１００）。

１６．放射線源（１１０）はＸ線を放射するＬＩＮＡＣによって提供される、項目１から１５の何れかに記載の医療機器（１００）。

１７．放射線源（１１０）はガンマ崩壊からガンマ線放射（１１４）を放出する放射性核種を有する、項目１から１５の何れかに記載の医療機器（１００）。

１８．医療機器（１００）を制御するプロセッサ（１５６）と、

プロセッサ（１５６）によって実行されるマシン実行可能な命令を含むメモリ（１６２）と、をさらに備え、マシン実行可能な命令の実行は、プロセッサ（１５６）に、
標的ゾーン（１４６）を照射するための治療計画を受信するステップと、
磁気共鳴イメージングシステム（１０６）を使用して磁気共鳴データ（１７０）を取得するステップと、
磁気共鳴データ（１７０）から磁気共鳴画像（１７２）を再構成するステップと、
磁気共鳴画像（１７２）において標的ゾーン（１４６）の位置を位置合わせするステップと、
標的ゾーン（１４６）の位置及び治療計画により制御信号（１７８）を生成するステップと、
制御信号（１７８）を使用して標的ゾーン（１４６）を照射するように放射線源（１１０）を制御するステップと、を実行させる、項目１から１７の何れかに記載の医療機器（１００）。

１９．メモリ（１６２）は、パルスシーケンスデータ（１６８）及びパラレル磁気共鳴イメージングプロトコル（１７１）をさらに含み、パルスシーケンスデータ（１６８）は、パラレル磁気共鳴イメージングプロトコル（１７１）によりプロセッサ（１５６）に磁気共鳴データ（１７０）を取得させるように構成され、
磁気共鳴画像（１７２）は、パラレル磁気共鳴イメージングプロトコル（１７１）により磁気共鳴画像データ（１７０）から再構成される、項目１から１８の何れかに記載の医療機器（１００）。

２０．メモリ（１６２）は、アンテナアレイ（２００，２１０）の複数の受信コイル素子（２０２）用に、コイル感度の組（１６９）をさらに含み、パラレル磁気共鳴イメージングプロトコル（１７１）は、ＳＥＮＳＥプロトコルであり、磁気共鳴画像（１７２）は、コイル感度の組（１６９）を使用して磁気共鳴データ（１７０）から再構成される、項目１９に記載の医療機器（１００）。

１００ 医療機器
１０２ 放射線治療システム
１０４ 機械式アクチュエータ
１０６ 磁気共鳴イメージングシステム
１０８ リング機構
１１０ 放射線治療線源
１１２ マルチリーフビームコリメータ
１１４ 放射線ビーム
１１６ 回転軸
１１７ 回転ポイント
１２２ 主磁石
１２４ クリオスタット
１２６ 超電導コイル
１２８ 補償コイル
１３０ 低磁場領域
１３２ 磁石軸
１３４ 磁場勾配コイル
１３６ 磁場勾配コイル電源
１３８ イメージングゾーン
１４０ 無線周波数コイル
１４１ 放射線窓
１４２ 無線周波数トランシーバ
１４４ 被検者
１４６ 標的ゾーン
１４８ 患者担体
１５０ 機械的ポジショニングシステム
１５２ コンピュータシステム
１５４ ハードウェアインタフェース
１５６ プロセッサ
１５８ ユーザインタフェース
１６０ コンピュータ記憶装置
１６２ コンピュータメモリ
１６４ 上部距離
１６６ 底部距離
１６８ パルスシークエンス
１６９ コイル感度
１７０ 磁気共鳴データ
１７１ パラレル磁気共鳴イメージングプロトコル
１７２ 磁気共鳴画像
１７４ 治療計画
１７８ 放射線治療制御信号
１８０ 医療機器制御モジュール
１８２ 放射線治療システム制御モジュール
１８６ 磁気共鳴画像制御モジュール
１８８ 画像再構成モジュール
１９４ 放射線治療制御信号生成モジュール
２００ フェイズドアレイコイル
２０２ コイル素子
２０６ 前置増幅器
２１０ フェイズドアレイコイル
２２０ コイル素子の行
２３０ コイル素子の行
３００ マイクロストリップ
３１０ 多導体マイクロストリップ
３０２ 導体線路
３０４ 接地層
３０６ 誘電体基板

Claims (20)

1. 磁気共鳴イメージング誘導放射線治療用の医療機器であって、
   イメージングゾーンから磁気共鳴データを取得する磁気共鳴イメージングシステムと、
   前記イメージングゾーン内の標的ゾーンに向けられるＸ線又はガンマ線放射を放出する放射線源と、を有し、前記標的ゾーンに向けられる前記放射線源からの前記放射線は、前記磁気共鳴イメージングシステムの放射線窓を通過し、
   前記磁気共鳴イメージングシステムは、少なくとも１つの放射線透過性の電気伝送線路を有し、前記伝送線路は、電気信号を伝送するように構成され、前記放射線窓を通って延び、
   前記電気伝送線路は、接地層に平行に延在する導体線路を有するマイクロストリップにより提供され、前記導体線路及び前記接地層は、誘電体基板によって互いに分離されている、医療機器。
2. 前記マイクロストリップは、前記接地層に平行に延在する複数の導体線路を有する多導体マイクロストリップであり、前記接地層は、前記誘電体基板によって前記複数の導体線路から分離された前記複数の導体線路用の共通接地層である、請求項１に記載の医療機器。
3. 前記誘電体基板は少なくとも２５０ｋＧｙの総放射線耐性の物質からなる、請求項１又は２に記載の医療機器。
4. 前記誘電体基板はポリイミドからなる、請求項１乃至３のいずれか１項に記載の医療機器。
5. 前記導体線路の前記厚さは２０μｍ未満である、請求項１乃至４のいずれか１項に記載の医療機器。
6. 前記導体線路の前記厚さは１０μｍ未満である、請求項５に記載の医療機器。
7. 前記誘電体基板の前記厚さは１１０μｍ未満である、請求項１乃至６のいずれか１項に記載の医療機器。
8. 前記誘電体基板の前記厚さは５０μｍ未満である、請求項７に記載の医療機器。
9. 前記放射線窓内の前記電気伝送線路の位置は、前記磁気共鳴イメージングシステムのアンテナアレイの１又は複数の受信コイル素子と前記電気伝送線路との結合が最小である位置に配される、請求項１に記載の医療機器。
10. 前記磁気共鳴イメージングシステムの複数の受信コイル素子は、矩形マトリックス構造を形成する複数の平行な行に配され、前記電気伝送線路は、前記矩形マトリックス構造の最も外側の列に含まれる受信コイル素子の共通の中心線に隣接して延びる、請求項９に記載の医療機器。
11. 前記最小の結合の前記位置は、前記電気伝送線路と前記アンテナアレイの前記受信コイル素子との最小の結合が測定される複数の位置を含む組からの位置として識別される、請求項９又は１０に記載の医療機器。
12. 前記磁気共鳴イメージングシステムのアンテナアレイは複数の受信コイル素子を有し、前記マイクロストリップは、前記アンテナアレイの１の受信コイル素子に接続され、前記マイクロストリップは、前記放射線窓を通る前記アンテナアレイの前記受信コイル素子によって受信されたＲＦ信号を伝送するように構成される、請求項１乃至１１のいずれか１項に記載の医療機器。
13. 前記電気伝送線路及び前記アンテナアレイの少なくとも１つの前記受信コイル素子は、共通プリント回路板に実装され、前記共通プリント回路板の基板は、前記マイクロストリップの前記誘電体基板として使用される、請求項１乃至１２のいずれか１項に記載の医療機器。
14. 複数の前記電気伝送線路が、前記放射線窓を通って延び、前記複数の電気伝送線路は、複数のマイクロストリップによって提供される、請求項１乃至１３のいずれか１項に記載の医療機器。
15. 前記医療機器は、前記標的ゾーンに向けられる前記Ｘ線又はガンマ線放射が前記放射線窓を通過する位置が変化されるように、前記放射線窓に対して前記放射線源を移動するように構成される、請求項１乃至１４のいずれか１項に記載の医療機器。
16. 前記放射線源はＸ線を放出するＬＩＮＡＣによって提供される、請求項１乃至１５のいずれか１項に記載の医療機器。
17. 前記放射線源はガンマ崩壊からガンマ線放射を放出する放射性核種を有する、請求項１乃至１５のいずれか１項に記載の医療機器。
18. 前記医療機器を制御するプロセッサと、
    前記プロセッサによって実行されるマシン実行可能な命令を含むメモリと、
    をさらに有し、前記マシン実行可能な命令の実行は、前記プロセッサに、
    前記標的ゾーンを照射するための治療計画を受信するステップと、
    前記磁気共鳴イメージングシステムを使用して前記磁気共鳴データを取得するステップと、
    前記磁気共鳴データからの磁気共鳴画像を再構成するステップと、
    前記磁気共鳴画像において前記標的ゾーンの位置を位置合わせするステップと、
    前記標的ゾーンの前記位置及び前記治療計画により制御信号を生成するステップと、
    前記制御信号を使用して前記標的ゾーンを照射するように前記放射線源を制御するステップと、を実行させる、請求項１乃至１７のいずれか１項に記載の医療機器。
19. 前記メモリは、パルスシーケンスデータ及びパラレル磁気共鳴イメージングプロトコルをさらに含み、前記パルスシーケンスデータは、前記パラレル磁気共鳴イメージングプロトコルにより前記プロセッサに前記磁気共鳴データを取得させるように構成され、
    前記磁気共鳴画像は、前記パラレル磁気共鳴イメージングプロトコルにより前記磁気共鳴画像データから再構成される、請求項１乃至１８のいずれか１項に記載の医療機器。
20. 前記メモリは、前記磁気共鳴イメージングシステムのアンテナアレイの複数の受信コイル素子用に、１組のコイル感度をさらに含み、前記パラレル磁気共鳴イメージングプロトコルは、ＳＥＮＳＥプロトコルであり、前記磁気共鳴画像は、前記一組のコイル感度を使用して前記磁気共鳴データから再構成される、請求項１９に記載の医療機器。

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