JP7085514B2 - Ｍｒｉによりガイドされる放射線治療のための無線周波数バードケージコイル - Google Patents

Description

本開示は一般的に、磁気共鳴画像化（ＭＲＩ）によりガイドされる放射線治療システムでの使用に適するＲＦコイルを含むＭＲＩシステムに使用するための無線周波数（ＲＦ）コイルに関する。

関連された出願に対する相互参照
本ＰＣＴ出願は、２０１３年３月１２日に提出された特許文献１に対する優先権を主張し、出願日及び全ての開示はその全体の参照によってここに取り込まれる。

一般的に、ＭＲＩシステムでは、実質的に均一な主磁場Ｂ_０は、撮像される対象の全体領域を覆うように生成される。主磁場は、主磁場内のプロトンの磁気双極子を揃える。その後、一時的にフリップさせる瞬間的なＲＦパルスがプロトンの双極子に印加される。一旦ＲＦパルスからのＲＦエネルギーが取り除かれると、双極子はこれらの緩和された状態にフリップバックし、ＲＦパルスから吸収されたエネルギーをいくつかの予測可能な無線周波数を有するフォトンの形式で放出する。フォトンは捕獲され、撮像を可能にするように処理される。

一般に、瞬間的なＲＦパルスはＲＦコイルによって送信される。ＭＲＩに一般に使用されるＲＦコイルの一つのタイプは「バードケージコイル」として知られている。例えば、バードケージコイルの例それぞれは、特許文献２及び特許文献３によって開示され、それらの全体内容は参照によってここに取り込まれる。典型的には、バードケージコイルは円筒形状であり、２つの端部リングをこれらの間に規定された円弧又は弓形に分割する偶数個のリング又は軸状の導電体によって接続された２つの導電性端部ループ又はリングを含む。この構成は、このタイプのＲＦコイルをバードケージの装置に提供し、それ故に発明の名称「バードケージコイル」を提供する。

米国特許出願シリアル番号第１３／７９６７８４号明細書（発明の名称“Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｔｒａｎｓｍｉｔ Ｃｏｉｌ ｆｏｒ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ，”） 米国特許第４６８０５４８号明細書（Edelstein et al.、発明の名称“Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｆｉｅｌｄ Ｃｏｉｌ Ｆｏｒ ＮＭＲ”） 米国特許出願公開第２００６／００３３４９７号明細書（Chmielewski et al.、発明の名称“Ｄｅｇｅｎｅｒａｔｅ Ｂｉｒｄｃａｇｅ Ｃｏｉｌ ａｎｄ Ｔｒａｎｓｍｉｔ／Ｒｅｃｅｉｖｅ Ａｐｐａｒａｔｕｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ Ｆｏｒ Ｓａｍｅ”） 米国特許第７９０７９８７号明細書（Dempsey、発明の名称“Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ ｄｅｌｉｖｅｒｉｎｇ ｃｏｎｆｏｒｍａｌ ｒａｄｉａｔｉｏｎ ｔｈｅｒａｐｙ ｗｈｉｌｅ ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓｌｙ ｉｍａｇｉｎｇ ｓｏｆｔ ｔｉｓｓｕｅ”）

上記で検討されたバードケージコイルにもかかわらず、さらなる改善の要望が残る。特に、ＭＲＩ技術が放射線治療の分野に適用されるとき、従来のバードケージコイルは放射線治療システムに適用するために理想的に好ましくない。特許文献４はそのようなＭＲＩによりガイドされる放射線治療システムの例を開示し、その全体内容は参照によってここに取り込まれる。

ここに開示されるものは、磁気共鳴画像化（ＭＲＩ）によりガイドされる放射線治療システムでの使用に適するＲＦコイルを含むＭＲＩシステムに使用するための無線周波数コイルのためのシステム及び方法であって、そのいくつかの実施形態は、第１の導電性ループと、第２の導電性ループと、第１及び第２の導電性ループに電気的に接続されてもよい第１及び第２の導電性ループの間の導電性ラングとを備えてもよく、導電性ラングは第１及び第２の導電性ラング部分を含んでもよく、第２の導電性ラング部分は第１の導電性ループの厚さ、第２の導電性ループの厚さ、及び、第１の導電性ラング部分の厚さのうちの少なくとも１つよりも実質的に薄い厚さを有してもよい。

いくつかの実施形態において、第２の導電性ラング部分は、第１の導電性ループ、第２の導電性ループ、及び、第１の導電性ラング部分のうちの少なくとも１つの厚さの約５％～約７５％である厚さを有してもよい。他の実施形態において、第２の導電性ラング部分は、第１の導電性ループ、第２の導電性ループ、及び、第１の導電性ラング部分のうちの少なくとも１つの厚さの約１０％～約５０％である厚さを有してもよい。さらなる実施形態において、第２の導電性ラング部分は、第１の導電性ループ、第２の導電性ループ、及び、第１の導電性ラング部分のうちの少なくとも１つの厚さの約１５％～約３０％である厚さを有してもよい。また、第２の導電性ラングは、第１の導電性ループ、第２の導電性ループ、及び、第１の導電性ラング部分のうちの少なくとも１つの厚さの約２０％である厚さを有する部分を有してもよい。

特定の実施形態において、導電性ラングはさらに第３の導電性ラング部分を含んでもよく、第２の導電性ラング部分は第１及び第３の導電性ラング部分の間に設けられ、第２の導電性ラング部分は第１及び第３の導電性ラング部分よりも実質的に薄くてもよい。いくつかの実施形態において、第１の導電性ループ、第２の導電性ループ、及び、導電性ラングのうちの少なくとも１つは、銅、銀、及び、アルミニウムのうちの少なくとも１つを含んでもよく、又は、導電性材料の複数の層を含んでもよい。

いくつかの実施形態において、無線周波数コイルは第１及び第２の導電性ループに電気的に接続された複数の導電性ラングを含んでもよい。それはまた、隣接する導電性ラングの間に、及び、第１及び第２の導電性ループの間に設けられた絶縁領域を含んでもよい。絶縁領域の少なくとも一部は、絶縁領域の一部及び第２の導電性ラング部分の両方が実質的に同一の減衰量を放射線ビームに与えるように選択される厚さを有してもよい。いくつかの実施形態において、絶縁領域はポリイミドであってもよい。

さらなる実施形態において、無線周波数コイルはまたプリント配線基板（ＰＣＢ）基板を含んでもよく、導電性ラングはＰＣＢ基板の第１の側に形成された導電性材料の層を含んでもよい。コイルはまた、導電性ラングに隣接して、かつ、第１及び第２の導電性ループの間に配置される絶縁性領域を含んでいてもよく、絶縁性領域は、ＰＣＢ基板の第１の側に形成された第１の絶縁層及びＰＣＢ基板の第２の側に形成された第２の絶縁層を含んでもよい。

無線周波数コイルはまた、第１及び第３の導電性ラング部分に隣接して設けられるＰＩＮダイオード回路を含んでもよく、磁気共鳴画像化装置は１．０Ｔより小さい磁場強度を有してもよい。

これら及び他の特徴、態様、及び本開示の利点は、以下の発明を実施するための形態及び特許請求の範囲を参照してより理解されるようになる。

特徴、態様及び実施形態は、添付された図面と共に説明される。

ＭＲＩシステムの斜視図を示す。 図１に示されたＭＲＩシステムの簡略化した断面図を示す。 本開示に係るＲＦコイルの斜視図を示す。 図３Ａに示された巻回されないＲＦコイルの平面図を示す。 図３Ａ及び図３Ｂに示されたＲＦコイルに用いられる導電性ラングの実施形態の側面図を示す。 図３Ｂの断面線Ｖ－Ｖに沿ったＲＦコイルの一部の断面図を示す。

以下の説明は、限定の方法ではなく例示の方法で実施形態を図示する。ここに開示される全ての数は、これらに関して用語「約」又は「略」の使用の有無にかかわらず、特に明記しない限り近似値である。下限及び上限を有する整数の範囲が開示されるときはいつでも、この範囲に含まれる任意の数が具体的に及び明示的に開示される。

本開示のＲＦコイルアセンブリの概念は、如何なるタイプの磁気共鳴画像化（ＭＲＩ）システムに使用されてもよい。それは、２つの水平ＭＲＩ磁石の半分の間にギャップを含む分割ソレノイド又は水平の「オープン」ＭＲＩでの使用に特によく適している。ここに開示されるＲＦコイルアセンブリはさらに、そのギャップ内で動作される追加器具と共に使用される水平オープンＭＲＩでの使用によく適している。図１は、ギャップ領域１２によって分離された第１及び第２の主磁石ハウジング１１ａ，１１ｂを有する水平オープンＭＲＩ１０の配置を図示する。器具１４は、構台１６上のギャップ領域１２に搭載される。また、患者１８及び患者寝台２０が図示される。いくつかの実施形態において、構台１６は、患者１８の近くの（言い換えれば、図１に示されたＺ軸のまわりの）器具１４の位置変更のために使用することができる。

図１の実施形態は、参照によってここに取り込まれる特許文献４の一部に記載された本出願の譲渡人ビューレイ・インコーポレイテッドのシステムの要素を含むことができる。例えば、器具１４は、特許文献４に開示されるように、第１の画像化水平オープンＭＲＩと組み合わせて、放射線治療の間に目標の位置を確認することができる改良された放射線治療を可能とする放射線治療デバイス及び関連したマルチリーフコリメータ（ＭＬＣ）を備えることができる。図１では単に一つのアセンブリーが器具１４として示されるが、いくつかの実施形態は、器具１４に関連される複数のアセンブリー、例えば複数の放射線放射体及び／又はＭＬＣデバイスを含むことができる。例えば、いくつかの実施形態は、ギャップ１２に搭載され、Ｚ軸に対して分布され、構台１６上でＺ軸に対して回転可能な３つの放射線ヘッドアセンブリー（図１に図示せず）を含んでもよい。ここに開示される実施形態のいくつかの態様は特許文献４によって開示されたシステムに関して記載されるが、このような態様は開示されたＲＦコイルアセンブリの使用を要求されない。ここに記載されるＲＦコイルアセンブリが、関連した器具１４の使用と共に、又は使用なしに、如何なるタイプのＭＲＩに使用されてもよいことは熟考される。さらに、器具１４を利用するシステムでは、このような器具は放射線源又は直線加速器（ＬＩＮＡＣ）等の放射線治療デバイスに制限されないが、ＭＲＩに使用される如何なるタイプの器具を含むことができる。

図２は、図１に示されたシステムの断面図である。図２の実施形態は、ギャップ１２によって分離された１対の主磁石２２ａ，２２ｂを含む水平のオープンＭＲＩ１０を図示する。ＭＲＩ１０は患者寝台２０の上方の関心領域２４を撮像するために使用されることができ、このとき、器具１４は治療のいくつかの形態を関心領域２４内の患者に同時に実施するために、放射線１５を放射するように使用されることができる。ＭＲＩ１０はまた、ギャップ１２を横切って延在するＲＦ送信コイルアセンブリ１００を含む。ＲＦコイルアセンブリ１００の実施形態は以下に非常に詳細に開示される。ＭＲＩ１０は、図示されない追加の従来の構成、例えば勾配磁場コイル及び潜在的に１つ又はそれ以上のシムコイルを含むことができる。図面に用いられ、またこの開示を通して用いられる座標系は、ＭＲＩボアを通過する長手方向の軸をＺ軸として参照する。Ｘ軸はＺ軸に対して直角にかつＭＲＩ１０の側面から側面に延在する。Ｙ軸はＺ軸に対して直角にかつＭＲＩ１０の下面から上面に延在する。

図２に示されるように、ＲＦコイルアセンブリ１００は器具１４と関心領域２４との間に延在する。したがって、例えば、器具１４が放射線治療システムに使用される放射線放射デバイス等の放射線放射デバイスを備える実施形態において、ＲＦコイルアセンブリの一部は、器具１４から関心領域２４の患者に向けて向けられる放射線１５の経路にある。従来のＲＦコイルアセンブリをそのような位置に単に挿入することは、ＭＲＩ動作及び放射線治療デバイスの動作の両方に、また器具１４として実施される他のシステムに問題を引き起こす。例えば、従来のＲＦ送信コイルは、器具１４からそれらを通して通過する放射線治療ビームを妨げ、ＲＦコイルが臨床的に受け入れられないそのポイントに対する治療の品質を低下するポイントに対してビームを潜在的に減衰する構造を含む。したがって、器具１４の動作を妨げることなく適切なＭＲＩ撮像を可能にするＲＦコイルがここに開示される。例えば、ここに開示されるＲＦコイルの実施形態は、器具１４からＲＦコイルの一部を介して放射される放射線ビームに対して望ましくないレベルの減衰を引き起こすことなく、適切なＭＲＩ撮像を可能にすることができる。

図３ＡはＲＦコイル１００として示されるそのようなＲＦコイルの実施形態を示す。図３Ｂは展開されフラットにされたＲＦコイル１００、言い換えると平面状の面上のＲＦコイル１００の平面図を示す。図３ＡはＭＲＩシステム１０に取り付けられるようにＲＦコイル１００の構成を示す。ＲＦコイル１００が取り付けられるとき、一般的に円筒形状を有する内部空間を画成し、円筒形状の長さは図３Ａに示されるようにＭＲＩシステム１０のＺ軸に平行に延在する。

ＲＦコイル１００は、両方ともＺ軸を同軸とする第１の導電性ループ１１０及び第２の導電性ループ１２０を備える。第１及び第２の導電性ループ１１０，１２０は、少なくとも第１及び第２の導電性ループ１１０，１２０の間でＺ軸に平行にそれぞれ延在する複数の導電性ラング１５０を介して互いに電気的に接続されている。

ＲＦコイル１００は図３Ａ及び図３Ｂに１６個の導電性ラング１５０を有するように示されるが、ＲＦコイル１００の他の実施形態は他の数のラングを有することができる。例えば、ＲＦコイル１００の例示的な実施形態は、４の倍数に等しい数の導電性ラング１５０を含むことができる。しかし、１６個よりも少ない導電性ラング１５０を含む実施形態は、所望よりも少ないＲＦ放射の均一性を有するかもしれない。

複数の導電性ラング１５０のそれぞれは、第１の導電性ループ１１０と第２の導電性ループ１２０との間に互いに直列に設けられた第１の端部部分１５１ａ、中間部分１５２及び第２の端部部分１５１ｂを備える。第１の端部部分１５１ａは、第１の導電性ループ１１０に電気的に接続される。第２の端部部分１５１ｂは、第２の導電性ループ１２０に電気的に接続される。中間部分１５２は、第１の端部部分１５１ａに、及び第２の端部部分１５１ｂに電気的に接続される。したがって、電流は、第１の導電性ループ１１０と第２の導電性ループ１２０との間に、導電性ラング１５０の第１の端部部分１５１ａ、中間部分１５２及び第２の端部部分１５１ｂを通って流れることができる。

絶縁領域１８０は、１対の隣り合うラング１５０のそれぞれ、及び、第１及び第２の導電性ループ１１０，１２０によって規定される。絶縁領域１８０は以下により詳細に説明されるように電気的な絶縁材料を備えてもよい。

開示されたシステムの一実施形態において、ＰＩＮダイオード減結合回路が、第１の端部部分１５１ａ及び第２の端部部分１５１ｂと隣り合う放射線ビームの経路の外側に設けられる。この実施形態は特に低磁場ＭＲＩ（例えば、１．０Ｔより小さい磁場強度）と併用して有効である。一実施形態において、同軸ケーブルがＰＩＮダイオード減結合の中心を外れた配置を提供するために使用される。同様により有効な方法はまた、セルフキャンセリング磁場プロファイルを有するツイストペア又は幅広な並列導体の利用等を実施されることができる。同調キャパシタは、放射線ビームの外側のラング及びリングのギャップに位置されてもよく、導電体の長さの変化に起因して増加されたインダクタンスを補償するために減少されてもよい。

図４は、例示的な導電性ラング１５０の導電性部分の一般化された側面図を図示するブロック図を示す。図４は、導電性ラング１５０の絶縁部分を示さず、その結果導電性ラング１５０の導電性部分がより明確に図示されることができることに気づく。また、図４に示された図は縮尺に合わせて描かれる必要なく、導電性ラング１５０の導電性領域の正確な形状として制限されるように意図されない。さらに、図４は単に導電性ラング１５０が薄い導電性部分及び厚い導電性部分のそれぞれをどのように含むのかを図示するために提供される。したがって、図４に示されるように、導電性ラング１５０は比較的に薄い導電性部分を含む。言い換えると、各導電性ラング１５０の少なくともいくつかの導電性部分は、導電性ラング１５０の他の導電性部分の厚さ（厚さ）よりも実質的に薄い厚さを有することができる。特に、中間部分１５２は第１及び第２の端部部分１５１ａ，１５２ｂの導電性部分よりも実質的に薄い導電性部分を含む。また、そのような実施形態において、中間部分１５２の導電性部分は、第１及び第２の導電性ループ１１０，１２０の導電性部分よりも実質的に薄くなることができる。

中間部分１５２の導電性部分は、第１及び第２の端部部分１５１ａ，１５１ｂの導電性部分の厚さの約５％～約７５％である厚さを有することができる。いくつかの実施形態において、中間部分１５２の導電性部分は、第１及び第２の端部部分１５１ａ，１５１ｂの導電性部分の厚さの約１０％～約５０％である厚さを有することができる。いくつかの実施形態において、中間部分１５２の導電性部分は、第１及び第２の端部部分１５１ａ，１５１ｂの導電性部分の厚さの約１５％～約３０％である厚さを有することができる。いくつかの実施形態において、中間部分１５２の導電性部分は、第１及び第２の端部部分１５１ａ，１５１ｂの導電性部分の厚さの約２０％である厚さを有することができる。

第１の導電性ループ１１０、第２の導電性ループ１２０、及び複数の導電性ラング１５０の導電性部分は、ＭＲＩのＲＦコイルの構成に適することが知られている１つ又はそれ以上の多くの異なる導電性材料を備えることができる。例えば、導電性ループ１１０，１２０及び導電性ラング１５０の導電性部分は、銅、銀及び／又はアルミニウムのうちの１つ又はそれ以上を備えることができる。また、いくつかの実施形態において、第１の導電性ループ１１０、第２の導電性ループ１２０、及び導電性ラング１５０のうちの１つ又はそれ以上は、銅、銀及び／又はアルミニウム等の導電性材料の１つ又はそれ以上の層を含むことができる積層された層で形成されることができる。

いくつかの実施形態は、最小のロスを生じさせる厚さを有する導電性部分を含むことができる。例えば、最小のロスを生じさせる銅の望ましい厚さは約１０個の表皮深さである。表皮深さは次式に従って計算されることができる。

ここで、
ρ＝バルク抵抗率（オーム－メートル）
ｆ＝周波数（ヘルツ）
μ_０＝透磁率定数（ヘンリー／メートル）＝４π×１０^－７
μ_ｒ＝非透磁率（通常 ～１）
したがって、例えば１４．７ＭＨｚで、銅が導電性材料で、１０個の表皮深さは０．１７２ｍｍに略等しい。しかし、０．１７２ｍｍの厚さを有する銅の層は、放射線ビーム１５に対して、水の約１．５３ｍｍ（計算：０．１７２ｍｍ×８．９（銅の密度／水の密度）＝１．５３ｍｍ）に略等しい減衰量を発生する。この減衰量は望ましくない減衰量である。しかし、有意な係数で放射線ビーム１５の経路の銅の厚さを減少させることによって、減衰は満足なレベルに減少されることができる。例えば、放射線ビーム１５の経路の銅の厚さが１／５倍で減少されるとき、銅によって発生される減衰は水の約０．３ｍｍ（計算：０．０３３０２ｍｍ×８．９＝０．３ｍｍ）に略等しい量に減少されることができる。

したがって、図２を戻って参照して、比較的に薄い中間部分１５２は、動作中に器具１４から放射される放射線１５の経路に供給されることが好ましい。ラング１５０の中間部分１５２を比較的に薄い導体を有するように構成することの１つの利点は、薄い導電体が、第１及び第２の端部部分１５１ａ，１５１ｂを形成するために使用される厚い導電体等の厚い導電体よりも少ない減衰量を放射線１５に対して生成することである。したがって、放射線１５は、ＲＦコイル１００の中間部分１５２を貫通ことができ、患者１８に到達し、さらに放射線治療の望ましいレベルを患者１８の関心領域２４に及ぼすのに適する。

当業者に理解されるように、従来のバードケージ型ＲＦコイルのラングの導電性部分の厚さを減少することは、ラングのＲＦ抵抗値を増加する効果を有する。ＲＦコイルの重要な性能要因は、コイルの品質係数（Ｑファクター）であり、このＱファクターは最大であるべきである。バードケージ型ＲＦコイルでは、ＱファクターはコイルのＲＦ抵抗値に逆比例する。したがって、放射線ビーム１５を減少することを回避するために従来のＲＦコイルのラングを薄くすることは、コイルのＲＦ抵抗値を増加させ、その結果コイルのＱファクターを減少させるという望ましくない効果を有する。

本開示は、部分的にのみ薄くされたラング１５０を提供することによって、この問題に対して解法を提供する。ここに説明されるＲＦコイルは、比較的に厚いラング端部部分１５１ａ，１５１ｂと組み合わせた比較的に薄い中間部分１５２と導電体ループ１１０，１２０とを含む。本開示の態様は、導電体ループ１１０，１２０のＲＦ電流の量がラング１５０のそれぞれのＲＦ電流の量よりも著しく高いという所見に基づく。例えば、導電体ループ１１０，１２０のＲＦ電流の量は、ラング１５０のそれぞれのＲＦ電流の量よりも４倍～５倍高いかもしれない。したがって、ラング１５０の一部を薄くすることによって発生された増加されたＲＦ抵抗値は、導電性ループ１１０，１２０のＲＦ抵抗値を減少することによって、またラング１５０の有意な部分（言い換えると、ラング端部部分１５１ａ，１５１ｂ）のＲＦ抵抗値を減少することによって、著しく補償されることができる。この結果は、ＲＦコイルのＱファクター又は性能の受け入れ可能な少ない量の低下である。

再び図３Ｂを参照して、いくつかの実施形態において、ＲＦコイル１００は薄いプリント配線基板（ＰＣＢ）技術を使用して構成されることができる。このような実施形態において、導電性層の複数の厚さは、（明確性の目的のために図３Ａに示されない）ＰＣＢ１９の一方側又は両側に適用されることができる。導電性層がＰＣＢ１９０の両側に適用される実施形態では、ビアがＰＣＢ１９０の反対側に設けられる導電性層に電気的に接続するように使用されてもよい。いくつかの実施形態において、例えば、ラング１５０の中間部分１５２の導電性部分は、ＰＣＢ１９０の一方側（上）に設けられてもよく、端部部分１５１ａ，１５１ｂ、第１の端部ループ１１０及び第２の端部ループ１２０の全ては、ＰＣＢ１９０の他方側（下）に設けられてもよい。いくつかの実施形態において、ビアはＰＣＢ１９０を通って、隣り合う端部部分１５１ａ，１５１ｂに中間部分１５２を電気的に接続して使用されてもよい。

ＲＦコイル１００は、公知のコイル設計及び同調方法に従うラング１５０及び／又は絶縁領域１８０において、例えばキャパシタ等の回路要素を含むことによってバンドパスコイル、ローパスコイル、又はハイパスコイルのように構成されることができる。また、導電性層のスロットは渦電流を減少するために提供されることができる。

ＲＦコイル１００がＰＣＢ技術を使用して構成されるように説明されたが、ＲＦコイル１００の他の実施形態は、ＰＣＢ技術を含まない構成の他の方法を含むことができる。例えば、導電性材料の薄いストリップが、ラング１５０の中間部分１５２を構成するために、絶縁材料でできた形成物に適用されることができる。端部ループ１１０，１２０もラング１５０の端部部分１５１ａ，１５１ｂも、厚い導電性材料、層、又は層のグループから構成されることができる。ラング１５０の端部部分１５１ａ，１５１ｂは、ラング１５０の中間部分１５２の薄い導電性ストリップに半田付けされるか、又は他の方法で接続されることができる。いくつかの実施形態において、導電性材料の所望の厚さは、公知のプレーティングプロセス又は他の公知の構成技術を使用して導電性材料を選択的に厚くすることによって達成されてもよい。

絶縁領域１８０の厚さはまた、例えば放射線ビーム１５の均一な減衰を可能にするために様々であることができる。絶縁領域１８０は、ポリイミドフィルム（例えば、デュポン（ウィルミントン、デラウェア州）から入手可能なＫＡＰＴＯＮ（商標登録）ポリイミドフィルム）等の１つ又はそれ以上の異なる絶縁材料含むことができる絶縁材料の１つ又は複数の層で形成されることができる。

図５は、図３ＢのセクションラインＶ－Ｖに沿った例示的な断面図を示す。図５に示された部分は、ＲＦコイル１００に対する器具１４の位置に従う放射線ビーム１５の経路に位置されたＲＦコイル１００の部分を図示する。図５に示されるように、ＲＦコイル１００は、厚さＴ１を有する非導電性（絶縁）ＰＣＢ基板１９０を含む。厚さＴ２を有する絶縁層１９２ａ，１９２ｂは、絶縁領域１８０のＰＣＢ基板１９０上に形成される。厚さＴ３を有する導電層１９４は、ラング１５０の領域のＰＣＢ基板１９０上に形成される。また、厚さＴ４を有する追加の絶縁層１９６ａ，１９６ｂは、絶縁領域１８０のＰＣＢ基板１９０の反対側上に形成される。導電性層１９４の材料は基板及び絶縁材料よりも大きな放射線減衰を発生するので、基板１９０及び絶縁層１９２，１９６の総厚さＴ１＋Ｔ２＋Ｔ３は、放射線ビーム１５に対して均一な減衰を提供するために、基板１９０及び導電層１９４の厚さＴ１＋Ｔ３よりも大きくなることができる。例えば、いくつかの実施形態において、ＰＣＢ基板１９０は厚さＴ１＝０．０７６２ｍｍを有することができ、絶縁層１９２ａ，１９２ｂはそれぞれ厚さＴ２＝０．０７６２ｍｍを有することができ、導電層１９４は厚さＴ３＝０．０３３０２ｍｍを有することができ、絶縁層１９６ａ，１９６ｂはそれぞれ厚さＴ４＝０．１２７ｍｍを有することができる。そのような実施形態において、ＰＣＢ基板１９０及び絶縁層１９２，１９６は、ＫＡＰＴＯＮポリイミドフィルムで形成されることができ、導電層１９４は銅で形成されることができる。層１９２，１９４，１９６を基板１９０に固定するために用いられてもよい粘着材等のＲＦコイル１００に含まれてもよい図５に示されない他の材料が、導電層１９４と実質的に同一の減衰を提供するために層１９２，１９６の適切な厚さを決定するときに考慮に入れることができる。

層１９２，１９４，１９６のそれぞれが１つの層として示されるが、他のブロック１９２，１９４，及び／又は１９６は１つ又はそれ以上の実際の材料の層として形成されることができる。また、１つ又はそれ以上の層１９２，１９４，及び／又は１９６は１つ又はそれ以上の異なる材料を含むことができる。

本開示の図示的な実施形態が添付の図及び例を参照してここに説明されているが、本開示はこれらの詳細な実施形態に限定されないこと、及び、様々な他の変形及び変更は本開示の精神の範囲から逸脱することなく当業者によってこれらに影響を及ぼされてもよいことを理解される。全てのそのような変更及び変更は、添付された特許請求の範囲によって決定される本開示の範囲内に含まれるように意図される。

ここに説明される主題は、提案された構成に従ってシステム、装置、方法、及び／又は物品で実施されることができる。前述する発明を実施するための形態に記載された実施態様は、ここに記載された主題を構成する全ての実施態様を代表しない。それどころか、これらは単に、説明された主題に関する態様を構成するいくつかの例である。本開示の原理に係る様々な実施態様が上述されているが、これらは単に例示の方法で提供されており、限定されないことを理解されるべきである。したがって、本発明の広がり及び範囲は、上述した例示的な実施態様のいずれかに限定されるべきでなく、特許請求の範囲及びこの開示から同等な主張に従ってのみ決められるべきである。本開示は、ここに実施態様に開示された計算がここに教示された同一の発想を適用する複数の方法で行われてもよいこと、及び、そのような計算が開示された実施態様と同等であることを考慮する。さらに、上述された利点は、如何なる主張された特許請求の範囲の出願を如何なる又は全ての利点を達成するプロセス及び構造に限定するように意図されない。

さらに、見出しはこの開示から主張してもよい如何なる特許請求の範囲に述べた発明を限定し又は特徴付けるべきでない。特に、例示の方法によって、見出しが「技術分野」と記載するが、そのような特許請求の範囲はいわゆる技術分野を説明するためにこの見出しの下に選択された用語によって限定されるべきでない。さらに、「背景技術」の技術の説明は、技術がこの開示の如何なる発明に対して従来技術であるという承認として解釈することではない。「発明の概要」もまた、主張された特許請求の範囲に記載された発明の特徴として考慮されることではない。さらに、一般にこの開示の如何なる参照、又は、用語「発明」の単数での使用は、以下に記載した特許請求の範囲において如何なる限定を含むことを意図しない。複数の発明はこの開示から主張する複数のクレームの限定に従って記載されてもよく、したがってそのような特許請求の範囲は、これらによって保護される発明及びその等価を決める。

いくつかの変形が詳細に上述されているが、他の変更又は追加が可能である。特に、さらなる特徴及び／又はバリエーションがここに記載されたこれらに加えて提供されてもよい。例えば、上述した実施態様は、開示された特徴の様々な組み合わせ及びサブ組み合わせ、及び／又は、上述されたいくつかのさらなる特徴の組み合わせ及びサブ組み合わせに向けられてもよい。さらに、添付の図に図示された及び／又はここに説明されたロジックフローは、望ましい結果を達成するために、示された特定の順序又は連続的な順序を要求することを必要としない。

上の発明を実施するための形態及び特許請求の範囲において、「少なくとも１つの」又は「１つ又はそれ以上の」等のフレーズは要素又は特徴の接続後リストによってフォローされてもよい。用語「及び／又は」はまた、２つ又はそれ以上の要素又は特徴のリストに生じてもよい。他の方法が使用された前後関係によって暗黙的に又は明白に矛盾しない限り、そのようなフレーズは、如何なるリストされた要素又は特徴のそれぞれを意味するように、又は、如何なる記載された要素又は特徴を如何なる他の記載された要素又は特徴と組み合わされて意味するように意図される。例えば、フレーズ「Ａ及びＢのうちの少なくとも１つ」、「Ａ及びＢのうちの１つ又はそれ以上」及び「Ａ及び／又はＢ」はそれぞれ、「Ａ単独、Ｂ単独、又はＡ及びＢ共に」を意味するように意図される。同様の解釈はまた、３つ又はそれ以上のアイテムを含むリストのために意図される。例えば、フレーズ「Ａ、Ｂ及びＣのうちの少なくとも１つ」、「Ａ、Ｂ及びＣのうちの１つ又はそれ以上」及び「Ａ、Ｂ及び／又はＣ」はそれぞれ、「Ａ単独、Ｂ単独、Ｃ単独、Ａ及びＢ共に、Ａ及びＣ共に、Ｂ及びＣ共に、又はＡ及びＢ及びＣ共に」を意味するように意図される。

上記及び特許請求の範囲において用語「に基づいて」の使用は、記載されていない特徴又は要素がまた許容されるように、「少なくとも一部に基づいて」を意味するように意図される。

Claims (9)

1. ＭＲＩ（磁気共鳴画像化）によりガイドされる放射線治療システムであって、
   放射線ビームを放射するように構成された放射線治療装置と、
   ギャップによって分離された一対の主磁石、及び、前記ギャップを横切って延在する導電性ラングを有しており前記放射線ビームの経路にある中間部分を有するＲＦ（無線周波数）送信コイルを含むオープンＭＲＩシステムと、
   前記放射線ビームが前記放射線治療装置によって放射されるとき、前記放射線ビームの経路の外側に配置される、ＰＩＮダイオード減結合回路と、
   を備え、
   前記ＰＩＮダイオード減結合回路は、前記放射線ビームの経路にある前記導電性ラングの前記中間部分と導体によって接続され、前記導体によって前記ＰＩＮダイオード減結合回路が前記導電性ラングの中心から外れており前記放射線ビームの経路の外側にある位置に配置される、
   ＭＲＩ（磁気共鳴画像化）によりガイドされる放射線治療システム。
2. 前記ＰＩＮダイオード減結合回路は、前記導体として同軸ケーブルを用いて前記放射線ビームの経路の外側に配置される、請求項１に記載のＭＲＩによりガイドされる放射線治療システム。
3. 前記ＰＩＮダイオード減結合回路は、前記導体として導体のツイストペアを用いて前記放射線ビームの経路の外側に配置される、請求項１に記載のＭＲＩによりガイドされる放射線治療システム。
4. 前記ＰＩＮダイオード減結合回路は、前記導体としてセルフキャンセリング磁場プロファイルを有する幅広な並列導体を用いて前記放射線ビームの経路の外側に配置される、請求項１に記載のＭＲＩによりガイドされる放射線治療システム。
5. 前記ＭＲＩシステムは、１．０Ｔ未満の磁場強度を有する低磁場ＭＲＩシステムである、請求項１に記載のＭＲＩによりガイドされる放射線治療システム。
6. 前記放射線治療装置によって放射された前記放射線ビームの経路の外側に配置される同調キャパシタをさらに備える、請求項１に記載のＭＲＩによりガイドされる放射線治療システム。
7. 前記同調キャパシタが前記ＲＦ送信コイルのラングのギャップに配置される、請求項６に記載のＭＲＩによりガイドされる放射線治療システム。
8. 前記同調キャパシタが前記ＲＦ送信コイルのリングのギャップに配置される、請求項６に記載のＭＲＩによりガイドされる放射線治療システム。
9. 前記ＰＩＮダイオード減結合回路は、前記送信コイルの導電性ラングの端部部分に隣接して配置され、前記中心を外れた前記放射線ビームの経路の外側の位置は前記導電性ラングの端部部分に隣接している、請求項１に記載のＭＲＩによりガイドされる放射線治療システム。
   

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