特許 7289067 ＭＲ誘導下超音波システムにおける改良された磁気共鳴（ＭＲ）性能

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】特許公報(B2)

(11)【特許番号】

(24)【登録日】2023-06-01

(45)【発行日】2023-06-09

(54)【発明の名称】ＭＲ誘導下超音波システムにおける改良された磁気共鳴（ＭＲ）性能

(51)【国際特許分類】

   A61B 5/055 20060101AFI20230602BHJP

   A61B 8/14 20060101ALI20230602BHJP

   A61B 17/22 20060101ALI20230602BHJP

【ＦＩ】

A61B5/055 350

A61B5/055 390

A61B8/14

A61B17/22 510

【請求項の数】 18

(21)【出願番号】P 2021571691

(86)(22)【出願日】2020-06-05

(65)【公表番号】

(43)【公表日】2022-08-10

(86)【国際出願番号】 IB2020000458

(87)【国際公開番号】W WO2020245660

(87)【国際公開日】2020-12-10

【審査請求日】2022-01-19

(31)【優先権主張番号】62/858,129

(32)【優先日】2019-06-06

(33)【優先権主張国・地域又は機関】US

(31)【優先権主張番号】62/858,410

(32)【優先日】2019-06-07

(33)【優先権主張国・地域又は機関】US

(31)【優先権主張番号】62/862,996

(32)【優先日】2019-06-18

(33)【優先権主張国・地域又は機関】US

(31)【優先権主張番号】62/858,409

(32)【優先日】2019-06-07

(33)【優先権主張国・地域又は機関】US

(31)【優先権主張番号】62/862,995

(32)【優先日】2019-06-18

(33)【優先権主張国・地域又は機関】US

(31)【優先権主張番号】62/858,127

(32)【優先日】2019-06-06

(33)【優先権主張国・地域又は機関】US

(73)【特許権者】

【識別番号】508154863

【氏名又は名称】インサイテック リミテッド

(74)【代理人】

【識別番号】100078282

【弁理士】

【氏名又は名称】山本 秀策

(74)【代理人】

【識別番号】100113413

【弁理士】

【氏名又は名称】森下 夏樹

(74)【代理人】

【識別番号】100181674

【弁理士】

【氏名又は名称】飯田 貴敏

(74)【代理人】

【識別番号】100181641

【弁理士】

【氏名又は名称】石川 大輔

(74)【代理人】

【識別番号】230113332

【弁護士】

【氏名又は名称】山本 健策

(72)【発明者】

【氏名】シャピラ， ボアズ

【審査官】佐野 浩樹

(56)【参考文献】

【文献】特表２０１９－５１０５９９（ＪＰ，Ａ）

【文献】米国特許出願公開第２０１１／００３４８００（ＵＳ，Ａ１）

【文献】特表２０１５－５３４４８８（ＪＰ，Ａ）

【文献】国際公開第２０１２／１３７１７９（ＷＯ，Ａ１）

【文献】特表２０１６－５０８８０８（ＪＰ，Ａ）

【文献】特表２０１３－５１９４９５（ＪＰ，Ａ）

【文献】ALIPOUR A. et al.，An inductively coupled ultra-thin, flexible, and passive RF resonator for MRI marking and guiding purposes: Clinical feasibility，MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE，2018年，Vol. 80, No. 1，p. 361-370，[検索日：2022.12.05], <DOI:https://doi.org/10.1002/mrm.26996 >

(58)【調査した分野】(Int.Cl.，ＤＢ名)

Ａ６１Ｂ ５／０５５、 ８／００ － ８／１５ 、

１３／００ －１８／１８ 、

Ａ６１Ｆ ２／０１ 、

Ａ６１Ｎ ７／００ － ７／０２

(57)【特許請求の範囲】

【請求項1】

少なくとも１つの伝送コイルおよび少なくとも１つの受信コイルを有するＭＲＩユニットとの併用のための超音波トランスデューサであって、前記超音波トランスデューサは、
誘電層と、
前記誘電層の少なくとも一部に共形化する第１の伝導層であって、前記第１の伝導層は、前記第１の伝導層の上または前記第１の伝導層を通して少なくとも１つの受動共振器を有し、前記少なくとも１つの受動共振器は、前記少なくとも１つの伝送コイルおよび／または前記少なくとも１つの受信コイルの視野内に最適化されたＢ_１ ^＋および／またはＢ_１ ^－の磁場分布を達成するために選択される幾何学形状を有する、第１の伝導層と
を備え、前記少なくとも１つの受動共振器が、前記第１の伝導層を通って、前記第１の伝導層の少なくとも一部を横断して延在する少なくとも１つの伸長スロットであるか、または、前記少なくとも１つの受動共振器が、ループ、双極子、または８字形として成形される、超音波トランスデューサ。

【請求項2】

前記最適化された磁場分布は、着目領域内の最大のＢ_１ ^＋および／またはＢ_１ ^－の均質性である、請求項１に記載の超音波トランスデューサ。

【請求項3】

前記最適化された磁場分布は、着目領域内の最大のＢ_１ ^＋および／またはＢ_１ ^－の感度である、請求項１に記載の超音波トランスデューサ。

【請求項4】

前記少なくとも１つの伸長スロットは、十字形構成にある一対の伸長スロットである、請求項１に記載の超音波トランスデューサ。

【請求項5】

前記誘電層および前記第１の伝導層は、略半球である、請求項１に記載の超音波トランスデューサ。

【請求項6】

前記第１の伝導層から離間されているだけではなく前記誘電層に共形化もする第２の伝導層をさらに備える、請求項１に記載の超音波トランスデューサ。

【請求項7】

前記少なくとも１つの伸長スロットは、メタ材料要素で充填される、請求項４に記載の超音波トランスデューサ。

【請求項8】

前記少なくとも１つの受動共振器は、１０を超過する誘電率を有する材料から成り、前記超音波トランスデューサの表面に取り付けられる、請求項１に記載の超音波トランスデューサ。

【請求項9】

前記少なくとも１つの受動共振器は、双極子である、請求項１に記載の超音波トランスデューサ。

【請求項10】

前記少なくとも１つの受動共振器の幾何学形状、場所、または配向のうちの少なくとも１つは、調節可能である、請求項１に記載の超音波トランスデューサ。

【請求項11】

前記少なくとも１つの受動共振器は、誘電体媒体との界面において前記超音波トランスデューサの内部表面上に配置される、請求項９に記載の超音波トランスデューサ。

【請求項12】

前記第１の伝導層は、前記第１の伝導層の上にまたは前記第１の伝導層を通して少なくとも２つの受動共振器を有する、請求項１に記載の超音波トランスデューサ。

【請求項13】

少なくとも１つの受動共振器は、１０を超過する誘電率を有し、前記超音波トランスデューサの表面に取り付けられ、少なくとも１つの受動共振器は、前記第１の伝導層を通して前記第１の伝導層の少なくとも一部を横断して延在する少なくとも１つの伸長スロットである、請求項１２に記載の超音波トランスデューサ。

【請求項14】

少なくとも１つの受動共振器が、前記超音波トランスデューサの外部面積内に配置される、請求項１に記載の超音波トランスデューサ。

【請求項15】

前記外部面積は、患者の頭部を囲繞するように構成される底部リング表面である、請求項１４に記載の超音波トランスデューサ。

【請求項16】

前記少なくとも１つの受動共振器は、箔シートである、請求項１５に記載の超音波トランスデューサ。

【請求項17】

前記少なくとも１つの受動共振器は、メッシュである、請求項１５に記載の超音波トランスデューサ。

【請求項18】

前記第１の伝導層は、モザイク方式においてタイル状に張り付けられる複数の離散伝導性要素を備える、請求項１に記載の超音波トランスデューサ。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

（関連出願の相互参照）
本願は、２０１９年６月７日に出願された米国仮特許出願第６２／８５８，４１０号、２０１９年６月６日に出願された第６２／８５８，１２７号、２０１９年６月６日に出願された第６２／８５８，１２９号、２０１９年６月１８日に出願された第６２／８６２，９９５号、２０１９年６月７日に出願された第６２／８５８，４０９号、および２０１９年６月１８日に出願された第６２／８６２，９９６号に対する優先権および利益を主張し、参照によってこれらの全体を本明細書に援用する。

【0002】

（発明の分野）
本発明は、概して、磁気共鳴誘導下（ＭＲ誘導下）集束超音波システムおよび方法に関する。

【背景技術】

【0003】

（背景）
集束超音波（すなわち、約２０キロヘルツを上回る周波数を有する音響波）が、患者内の体内組織を撮像または療法的に処置するために使用されることができる。例えば、超音波は、腫瘍のアブレーションを伴う用途において使用され得、それによって、侵襲的外科手術、標的化薬物送達、血液脳関門の制御、血餅の溶解、および他の外科手術手技の必要性を排除する。腫瘍アブレーションの間、圧電セラミックトランスデューサが、患者の外部においてであるが、アブレートされるべき組織（すなわち、標的）に近接近して設置される。トランスデューサは、電子駆動信号を機械的振動に転換し、音響波の放出をもたらす。トランスデューサは、他のそのようなトランスデューサに加えて、それらが放出する超音波エネルギーが標的組織領域に対応する（または標的組織領域の内側の）「焦点区域」において集束ビームを集合的に形成するように、幾何学的に成形され、位置付けられ得る。代替的に、または、加えて、単一のトランスデューサが、その位相が各々独立して制御されることができる複数の個々に駆動されるトランスデューサ要素から形成され得る。そのような「位相化アレイ」トランスデューサは、トランスデューサの間の相対位相を調節することによって、焦点区域を異なる場所に操向することを促進する。本明細書で使用される場合、用語「要素」は、アレイ内の個々のトランスデューサまたは単一のトランスデューサの独立して駆動可能な部分のいずれかを意味する。磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）が、患者および標的を可視化し、それによって、超音波ビームを誘導するために使用され得る。

【0004】

ＭＲＩデバイスは、強い磁石を使用し、身体内の陽子をその場と整合させる強力な磁場を生産する。高周波（ＲＦ）電流が、次いで、患者を通してパルス化されると、陽子が、刺激され、ＲＦ場がオフにされると、１つ以上の受信コイルが、陽子が磁場と再整合するにつれて解放されるエネルギーを検出する。陽子が磁場と再整合するために要する時間および解放されるエネルギーの量は、環境および分子の化学的本質に依存する。これらの差異が、患者内の着目領域（ＲＯＩ）の３Ｄ画像を再構築するために活用されることができる。

【0005】

モダリティ、すなわち、ＭＲＩと集束超音波との組み合わせは、特に、超音波トランスデューサが必然的に磁気要素内に配置されるため、ＭＲＩスキャナ下で生成されるＭＲＩ画像が、集束超音波を生成するトランスデューサ要素によって妨害されることができないまたはトランスデューサ要素と過度に相互作用することができないことを意味する。

【発明の概要】

【課題を解決するための手段】

【0006】

本発明の実施形態は、Ｂ_１ ^＋および／またはＢ_１ ^－の場分布を調節し、ＲＯＩにおける信号感度および均質性を改良する。本明細書において採用されるアプローチは、トランスデューサの外部表面、または、いくつかの場合には、トランスデューサの内部に沿った場改変特徴（例えば、スロットおよび／または双極子）の方略的な設置を含む。種々の実施形態では、場改変特徴は、受動共振器である（または受動共振器として挙動する）。

【0007】

故に、本発明のある側面は、少なくとも１つの伝送コイルおよび少なくとも１つの受信コイルとを有するＭＲＩユニットとの併用のための超音波トランスデューサに関する。種々の実施形態では、超音波トランスデューサは、誘電層と、少なくともその一部に共形化し、その上にまたはそれを通して少なくとも１つの受動共振器を有する第１の伝導層を備え、受動共振器は、ＭＲＩ伝送および／または受信コイルの視野内に最適化されたＢ_１ ^＋および／またはＢ_１ ^－の磁場分布を達成するために選択される幾何学形状および寸法を有する。最適化された磁場分布は、着目領域内の最大のＢ_１ ^＋および／またはＢ_１ ^－の均質性および／または感度であってもよい。

【0008】

いくつかの実施形態では、受動共振器（単数または複数）は、伝導層を通してその少なくとも一部を横断して延在する少なくとも１つの伸長スロットである。スロット（単数または複数）は、例えば、十字形構成にある一対のスロットであってもよい。いくつかの実施形態では、スロット（単数または複数）は、メタ材料要素で充填される。受動共振器（単数または複数）は、１０を超過する誘電率を有する材料から成り、トランスデューサの表面に取り付けられてもよい。いくつかの実施形態では、受動共振器（単数または複数）は、双極子である。受動共振器の幾何学形状、場所、および／または配向が、調節可能であってもよい。いくつかの実施形態では、共振器（単数または複数）は、ループ、双極子、または８字形として成形される。受動共振器（単数または複数）は、誘電体媒体との界面においてトランスデューサの内部表面上に配置されてもよい。

【0009】

種々の実施形態では、誘電層および第１の伝導層は、略半球である。他の実施形態では、伝導層は、モザイク方式においてタイル状に張り付けられる複数の離散伝導性要素を備える。トランスデューサは、第１の伝導性領域から離間されているだけではなく誘電層にも共形化する少なくとも１つの付加的な伝導性領域をさらに備えてもよい。第１の伝導層は、その上にまたはそれを通して少なくとも２つの受動共振器を有してもよい。受動共振器のうちの少なくとも１つは、１０を超過する誘電率を有してもよく、トランスデューサの表面に取り付けられてもよく、少なくとも１つの受動共振器は、伝導層を通して少なくともその一部を横断して延在する１つ以上の伸長スロットであってもよい。少なくとも１つの受動共振器が、トランスデューサの外部面積（例えば、患者の頭部を囲繞するように構成される底部リング表面）内に配置されてもよい。例えば、受動共振器（単数または複数）は、箔シートまたはメッシュであってもよい。
本発明は、例えば、以下の項目を提供する。
（項目１）
少なくとも１つの伝送コイルおよび少なくとも１つの受信コイルを有するＭＲＩユニットとの併用のための超音波トランスデューサであって、前記超音波トランスデューサは、
誘電層と、
少なくともその一部に共形化し、その上またはそれを通して少なくとも１つの受動共振器を有する第１の伝導層であって、前記受動共振器は、前記ＭＲＩ伝送および／または受信コイルの視野内に最適化されたＢ _１ ^＋ および／またはＢ _１ ^－ の磁場分布を達成するために選択される幾何学形状および寸法を有する、第１の伝導層と
を備える、超音波トランスデューサ。
（項目２）
前記最適化された磁場分布は、着目領域内の最大のＢ _１ ^＋ および／またはＢ _１ ^－ の均質性である、項目１に記載の超音波トランスデューサ。
（項目３）
前記最適化された磁場分布は、着目領域内の最大のＢ _１ ^＋ および／またはＢ _１ ^－ の感度である、項目１に記載の超音波トランスデューサ。
（項目４）
前記少なくとも１つの受動共振器は、前記伝導層を通してその少なくとも一部を横断して延在する少なくとも１つの伸長スロットである、項目１に記載の超音波トランスデューサ。
（項目５）
前記少なくとも１つのスロットは、十字形構成にある一対のスロットである、項目４に記載の超音波トランスデューサ。
（項目６）
前記誘電層および第１の伝導層は、略半球である、項目１に記載の超音波トランスデューサ。
（項目７）
前記第１の伝導性領域から離間されているだけではなく前記誘電層にも共形化する少なくとも１つの付加的な伝導性領域をさらに備える、項目１に記載の超音波トランスデューサ。
（項目８）
前記少なくとも１つのスロットは、メタ材料要素で充填される、項目５に記載の超音波トランスデューサ。
（項目９）
少なくとも受動共振器は、１０を超過する誘電率を有する材料から成り、前記トランスデューサの表面に取り付けられる、項目１に記載の超音波トランスデューサ。
（項目１０）
少なくとも受動共振器は、双極子である、項目１に記載の超音波トランスデューサ。
（項目１１）
前記少なくとも１つの受動共振器の幾何学形状、場所、または配向のうちの少なくとも１つは、調節可能である、項目１に記載の超音波トランスデューサ。
（項目１２）
少なくとも１つの共振器は、ループ、双極子、または８字形として成形される、項目１１に記載の超音波トランスデューサ。
（項目１３）
前記少なくとも１つの受動共振器は、誘電体媒体との界面において前記トランスデューサの内部表面上に配置される、項目１０に記載の超音波トランスデューサ。
（項目１４）
前記第１の伝導層は、その上にまたはそれを通して少なくとも２つの受動共振器を有する、項目１に記載の超音波トランスデューサ。
（項目１５）
少なくとも１つの受動共振器は、１０を超過する誘電率を有し、前記トランスデューサの表面に取り付けられ、少なくとも１つの受動共振器は、前記伝導層を通して少なくともその一部を横断して延在する少なくとも１つの伸長スロットである、項目１４に記載のトランスデューサ。
（項目１６）
少なくとも１つの受動共振器が、前記トランスデューサの外部面積内に配置される、項目１に記載のトランスデューサ。
（項目１７）
前記外部面積は、患者の頭部を囲繞するように構成される底部リング表面である、項目１６に記載のトランスデューサ。
（項目１８）
前記少なくとも１つの受動共振器は、箔シートである、項目１７に記載のトランスデューサ。
（項目１９）
前記少なくとも１つの受動共振器は、メッシュである、項目１７に記載のトランスデューサ。
（項目２０）
前記伝導層は、モザイク方式においてタイル状に張り付けられる複数の離散伝導性要素を備える、項目１に記載のトランスデューサ。

【図面の簡単な説明】

【0010】

前述および以下の詳細な説明は、図面と併せると、より容易に理解される。

【0011】

【図1A】図１Ａは、種々の実施形態による、例示的集束超音波システムを図式的に図示する。

【0012】

【図1B】図１Ｂは、種々の実施形態による、ＭＲＩシステムを図示する。

【0013】

【図1C】図１Ｃは、より詳細にＭＲＩデバイスの主要な動作コンポーネントを図式的に図示する。

【0014】

【図2A】図２Ａおよび２Ｃは、それぞれ、本発明の実施形態による、２ピース型湾曲トランスデューサ設計およびモザイクトランスデューサ設計の斜視図である。

【図2C】図２Ａおよび２Ｃは、それぞれ、本発明の実施形態による、２ピース型湾曲トランスデューサ設計およびモザイクトランスデューサ設計の斜視図である。

【0015】

【図2B】図２Ｂおよび２Ｄは、それぞれ、図２Ａおよび２Ｃに示されるトランスデューサ幾何学形状から結果として生じる不均質性を図示する矢状方向頭蓋スライスである。

【図2D】図２Ｂおよび２Ｄは、それぞれ、図２Ａおよび２Ｃに示されるトランスデューサ幾何学形状から結果として生じる不均質性を図示する矢状方向頭蓋スライスである。

【0016】

【図2E】図２Ｅは、多層トランスデューサ構築物の断面図である。

【0017】

【図3】図３Ａは、２つのスロットを含む湾曲トランスデューサ設計の斜視図である。図３Ｂおよび３Ｃは、それぞれ、１ｍｍの均一な幅と２００ｍｍおよび１７２ｍｍの長さＬとを有する２つの垂直十字形スロットを使用してシミュレーションを介して算出されるＢ_１ ^＋場を示す。図３Ｄは、異なるスロット長さから結果として生じるＢ_１ ^＋分布をグラフで描写する。

【0018】

【図4B】図４Ｂは、２つの双極子を含むモザイクトランスデューサ設計の斜視図である。

【0019】

【図4A】図４Ａおよび４Ｃは、図４Ｂに示されるような、トランスデューサによって生産されるＢ_１ ^＋場を、双極子の有無別で図示する比較シミュレーションである。

【図4C】図４Ａおよび４Ｃは、図４Ｂに示されるような、トランスデューサによって生産されるＢ_１ ^＋場を、双極子の有無別で図示する比較シミュレーションである。

【0020】

【図5A】図５Ａは、双極子が下層表面上に配置されているトランスデューサの透明斜視図である。

【0021】

【図5B】図５Ｂは、シート共振器が下層表面上に配置されているトランスデューサの透明斜視図である。

【発明を実施するための形態】

【0022】

最初に図１Ａを参照すると、これは、例示的超音波システム１００を図示し、例示的超音波システム１００は、その中で組織を破壊してそれによって組織透磁率を増大させるために、集束音響エネルギービームを発生させ、標的領域に送達するためのものである。種々の実施形態では、システム１００は、トランスデューサ要素１０４の位相化アレイ１０２と、位相化アレイ１０２を駆動するビーム形成器１０６と、ビーム形成器１０６と通信するコントローラ１０８と、入力電子信号をビーム形成器１０６に提供する周波数発生器１１０とを含む。

【0023】

アレイ１０２は、患者の身体の表面上にこれを設置するために適した湾曲（例えば、球状または放物線状）形状を有し得る、または、１つ以上の平面状または他の態様で成形された区分を含み得る。その寸法は、数ミリメートル～数十センチメートルの間で変動し得る。アレイ１０２のトランスデューサ要素１０４は、圧電セラミック要素であってもよく、要素１０４の間の機械的結合を減衰させるために適しているシリコーンゴムまたは任意の他の材料内に搭載されてもよい。圧電複合材料、または概して、電気エネルギーを音響エネルギーに転換することが可能な任意の材料もまた、使用されてもよい。トランスデューサ要素１０４への最大電力伝達を保証するために、要素１０４は、入力コネクタインピーダンスに合致する５０Ωにおける電気共振のために構成されてもよい。

【0024】

トランスデューサアレイ１０２は、集束超音波ビームまたは場を集合的に生産するように個々のトランスデューサ要素１０４を駆動するビーム形成器１０６に結合される。ｎ個のトランスデューサ要素に関して、ビーム形成器１０６は、ｎ個のドライバ回路を含有して得、各々、増幅器１１８および位相遅延回路１２０を含む、または、増幅器１１８および位相遅延回路１２０から成る。各ドライバ回路は、トランスデューサ要素１０４のうちの１つを駆動する。ビーム形成器１０６は、例えば、Ｓｔａｎｆｏｒｄ Ｒｅｓｅａｒｃｈ Ｓｙｓｔｅｍｓから入手可能なモデルＤＳ３４５発生器であり得る周波数発生器１１０から、典型的には０．１ＭＨｚ～１０ＭＨｚの範囲内の無線周波数（ＲＦ）入力信号を受信する。入力信号は、ビーム形成器１０６のｎ個の増幅器１１８および遅延回路１２０のためのｎ個のチャネルに分割されてもよい。いくつかの実施形態では、周波数発生器１１０は、ビーム形成器１０６と統合される。無線周波数発生器１１０およびビーム形成器１０６は、同一の周波数であるが異なる位相および／または異なる振幅において、トランスデューサアレイ１０２の個々のトランスデューサ要素１０４を駆動するように構成される。

【0025】

ビーム形成器１０６によって課される増幅または減衰係数α_１－α_ｎおよび位相偏移ａ_１－ａ_ｎは、標的領域上に超音波エネルギーを伝送して集束させる役割を果たし、トランスデューサ要素１０４と標的領域との間に位置する組織内に誘発される波歪曲を考慮する。増幅係数および位相偏移は、ソフトウェア、ハードウェア、ファームウェア、配線、またはそれらの任意の組み合わせを通して算出機能を提供し得るコントローラ１０８を使用して算出される。例えば、コントローラ１０８は、過度の実験を伴うことなく、標的領域において所望の焦点または任意の他の所望の空間場パターンを取得するために必要な位相偏移および増幅係数を判定するために、従来の様式でソフトウェアを用いてプログラムされる汎用目的もしくは特殊目的デジタルデータプロセッサを利用してもよい。ある実施形態では、算出は、トランスデューサ要素１０４と標的との間に位置する介在組織の特性（例えば、構造、厚さ、密度等）、および音響エネルギーの伝搬に及ぼすそれらの影響についての詳細な情報に基づく。そのような情報は、撮像機１２２から取得されてもよい。撮像機１２２は、下記に議論されるようなＭＲＩデバイスであってもよい。

【0026】

図１Ｂは、例示的ＭＲＩ装置１２２を図示する。装置１２２は、電磁石１３４のボア１３６内に静磁場を発生させる円筒形電磁石１３４（または永久磁石）を含んでもよい。ＭＲＩでは、身体組織内の核スピンが、外部磁場と相互作用し、核スピンの性質であるラーモア周波数ω_０＝γＢ（式中、Ｂは、この場合では、外部磁場であり、γは、磁気回転比である）としても公知である特定の共鳴周波数を用いて磁場の周囲で歳差運動する。医療手技の間、患者が、可動支持テーブル１３８上のボア１３６の内側に設置される。患者内の着目領域（ＲＯＩ）１４０（例えば、患者の頭部）が、電磁石１３４が数パーツパーミリオンの空間均質性を伴う静磁場Ｂ_０を発生させる撮像領域１４２内に位置付けられてもよい。円筒形磁場勾配コイル１４４のセットもまた、ボア１３６内で患者を囲繞して提供されもよい。勾配コイル１４４は、所定の時間において、３つの相互に直交する方向に所定の大きさの磁場勾配を発生させる。場勾配が存在すると、異なる空間場所が、異なる歳差運動周波数と関連付けられ、それによって、ＭＲ画像にその空間分解能を与えることができる。ＭＲＩデータが、組織内のスピンシステムを磁気平衡から外すように励起し、励起されたスピンシステム信号を測定することのみによって、取得されることができる。スピンを励起するために、撮像領域１４２を囲繞するＲＦ伝達コイル１４６が、周波数ω_ｒｆにおける成形されたＲＦパルスを撮像領域１４２の中に放出し、患者の組織に磁気共鳴（ＭＲ）応答信号を放出させる。成形されたＲＦパルスは、有限有効幅Δω_ｒｆを伴ってω_ｒｆを中心とする周波数応答プロファイルを導出する。ω_ｒｆ近傍で有効幅Δω_ｒｆ内で歳差運動するスピンのみが、ＲＦパルスによって励起される。未加工ＭＲ応答信号が、ＲＦコイル１４６によって感知され、ＭＲコントローラ１４８にパスされ、これは、次いで、ユーザに表示され得るＭＲ画像を算出する。代替的には、別個のＭＲ伝送機コイルおよび受信機コイルが、使用されてもよい。ＭＲＩ装置１２２を使用して入手される画像が、異なる組織の間の視覚コントラストおよび従来のＸ線技術を用いて可視化されることができない患者の解剖学的構造の詳細な内部ビューを放射線科医および医師に提供し得る。

【0027】

ＭＲＩコントローラ１４８は、パルスシーケンス、すなわち、磁場勾配およびＲＦ励起パルスの相対タイミングおよび強度、および、応答検出周期を制御してもよい。ＭＲ応答信号は、従来の画像処理システムを使用して増幅され、調整され、未加工データにデジタル化され、当業者に公知である方法によって画像データのアレイにさらに変換される。画像データに基づいて、標的領域（例えば、腫瘍）が、識別されることができる。

【0028】

ＭＲＩデバイスの主要な動作コンポーネントが、図１Ｃにより詳細に図示される。例えば、強度が３Ｔであり得るメイン磁石１３４が、Ｂ_０場を生産し、スピンを整合させ、平衡を達成する。勾配コイル１４４は、ｘ、ｙ、およびｚ方向（すなわち、周波数、位相、およびスライスの符号化方向）における画像符号化を可能にする。ＲＦコイル１４６は、信号を伝送および受信し、整合されたスピンを励起し、ＲＯＩからＲＦ信号を受信する。患者がＭＲＩスキャナ内に位置付けられるにつれて、組織は、磁場Ｍ_０と整合するわずかな磁化を取得する。ＲＦ伝送（Ｔｘ）コイルが、主磁場Ｂ_０に対して略垂直である小さい磁場Ｂ_１を生産するＲＦパルスを発生させる。ほぼスピンの共鳴周波数を発振する垂直の磁場成分Ｂ_１ ^＋のみが、事実上、正味磁化を主磁場とのその整合状態から離れるように回転させる。ＲＦパルス（エネルギー）が強力であるほど、磁化が、より遠くに傾斜または反転する。ＲＦ受信（Ｒｘ）コイルは、電磁気誘発を介して誘発された電流内で結果として生じる歳差運動する磁化を検出する。誘発された電流は、ＭＲ信号であり、Ｒｘコイルの視野（ＦＯＶ）内の組織からの磁化の混合を表す。スキャナは、伝送機能および受信機能の両方のための複数のコイルを有してもよい。

【0029】

Ｔｘコイルは、主（静）磁場Ｂ_０に対して垂直であるように設計される電磁Ｂ_１ ^＋場を発生させ、楕円形偏波モードにおいて共鳴周波数γＢ_０を発振する。歳差運動周波数は、電波の周波数範囲（ＭＨｚ）に対応する。Ｂ_０に対しても垂直である受信される電磁場は、Ｂ_１ ^－場と称される。

【0030】

単一の「身体コイル」が、Ｂ_１ ^＋場を発生させてＢ_１ ^－場を感知する、伝送コイルおよび受信コイルの役割を交互に果たすことができる。送達されるＢ_１ ^＋場は、均質な励起を助長するように、ＦＯＶにわたって均質であるべきであり、コイルは、（ＦＯＶ面積より小さいまたはＦＯＶ面積に等しい）ＲＯＩを横断して高い感度を保有するべきである。身体コイルは、図１Ｂに示されるボア１３６内に患者が横たわった状態での動作のために構成される。ボア１３６内へのトランスデューサアレイ１０２の導入は、均質性および感度の両方を破壊させることができる。具体的には、トランスデューサアレイ１０２の幾何学形状およびその誘電性質（主に、高導電性成分および誘電性液体（例えば、水）から生じる）が、ボア１３６内での電磁エネルギーの空間分布を変動させ得、事実上、トランスデューサアレイ１０２が、周波数依存モードパターンを課す共振器空洞として作用する。

【0031】

頭蓋撮像に関して、超音波トランスデューサは、図２Ａに示される２つの要素の湾曲半球２００として、単純な構成を有し得、湾曲半球２００は、狭い環状間隙によって底部スカート要素２１５から分離されたドーム状上部要素２１０を含む。代替的には、超音波トランスデューサは、図２Ｃに示されるように、半球２２５に近似するようにモザイク方式において配列されるタイル様要素２２０を備え得る、または、タイル様要素２２０から成り得る。

【0032】

いくつかの実施形態では、トランスデューサは、その厚さを通して１つを上回る高導電性層を含んでもよい。代表的構築物が、図２Ｅに示され、図２Ｅでは、トランスデューサ２００は、水で充填されたチャンバ２３５をカプセル化して画定する４層膜２３０を有する。膜２３０は、例えば厚さが１ｍｍであり得る最も内側のポリマー（例えば、シリコーン）層２４０_１と、２ｍｍの厚さを有し得る第１の伝導（例えば、銅）層２４０_２と、再び厚さが１ｍｍであり得る第２のポリマー層２４０_３と、０．１ｍｍの厚さを有し得る第２の（かつ最も外側の）伝導層２４０_４とを含む。典型的には、スロットが、高導電性層の全てを通して延在し、そのため、図２Ｅに示される実施形態に関して、これは、層２４０_２、２４０_４を通して延在するが、必ずしもポリマー層２４０_１、２４０_３を通して延在しなくてもよい。いくつかの実施形態では、スロット（または切り欠き）は、λ未満のサイズ（λは、水中でのＲＦ波長である）を伴うメタ材料構成要素（例えば、容量性要素および誘導性要素）等の受動共振器で充填されることができ、これは、誘電シェルのインピーダンスを変動させ、その中の電磁場分布を変動させる。

【0033】

高導電性材料と相互作用する電磁波が、反射される。半球の内面側からの反射が、図２Ｂに示されるように、ＲＯＩにおいて、不十分なＢ_１ ^＋パターンを伴う定在波を生産する。本現象の簡略化された説明は、２つの層の間に定義される反射係数Γ、例えば、水の層および銅の層の場合では、

【数1】

を使用し、式中、Ｚ_ｗおよびＺ_ｃは、それぞれ、水のインピーダンスおよび銅のインピーダンスである。Ｚ_ｗ＞＞Ｚ_ｃであるため、反射は、約Γ＝－１であり、これは、図２Ｂに示されるように、ドーム状要素２１０において最大Ｂ_１ ^＋強度とそれを下回る最小Ｂ_１ ^＋強度とを生産する反転された符号を伴う波の全反射を含意する。

【0034】

湾曲半球構成２００を用いて特に有用であるある実施形態では、場破壊が、図３Ａに示されるような高導電性（例えば、銅）層を通して１つ以上のスロット３１０を導入することによって、低減される。これは、事実上、半球２００の内側と外側との間でのＲＦ透過を可能にしてＢ_１場をトランスデューサの内側において再配列させるスロットアンテナを生成する。スロット３１０は、低伝導性材料（例えば、空気またはポリマー）で充填されてもよい。いくつかの実施形態では、スロットは、図３Ａに示されるようなドーム状上部要素２１０の中、スカート要素２１５の中、または要素２１０および２１５の両方の中に導入される。

【0035】

図３Ａに示されるように、修復条件下で高導電性シェルを通して十字形スロット３１０を切断することは、ＲＦ波が、トランスデューサの内側と外側との間の高導電性シェルを透過することを可能にする。スロットの最適な幾何学形状および長さが、所望のＢ_１ ^＋パターンを達成するために、シミュレーションまたは実際の測定を通して、過度の実験なしに選択され得る。１ｍｍの均一な幅と１７２ｍｍの長さＬとを有する２つの垂直十字形スロットを使用して、シミュレーションを介して算出された結果として生じるＢ_１ ^＋場が、図３Ｃに示される。（２００ｍｍのスロット長に関する結果が、図３Ｂに示される。）図３Ｄは、異なるスロット長Ｌから結果として生じるＢ_１ ^＋分布を図示し、故に、所望のパターンを達成するためにスロット幾何学形状を設計し、それらの中から選択することは、簡単である。特に、ＦＯＶまたはＲＯＩ内に、比較的に平坦な（したがって、最大限に均質な）最左ピーク領域を有することが、所望され得る。

【0036】

目的は、トランスデューサ内のＢ_１ ^＋および／またはＢ_１ ^－パターンを操作することであるが、隣接するトランスデューサ層（例えば、空気、銅、水）が合致されたインピーダンス値を有するとき、スロット幾何学形状と場分布との間の強力な依存が、観察される。線形スロット要素の効果が、カットオフ周波数を上回る電磁放射線を線形に偏波させる伝導性シートによって囲繞される線形スロットアンテナの効果として、定性的に概算されることができる。２つの垂直スロット３１０が、電磁放射線上に２つの垂直線形偏波を課し、伝送されるＲＦ楕円偏波パルスＢ_１ ^＋からまたはスピンシステム信号Ｂ_１ ^－からのいずれかで、源電磁波からの位相を維持する楕円偏波（ＥＰ）をもたらす。組み合わせられた身体コイルおよびスロットアンテナのＴｘ／Ｒｘ信号が、Ｂ_１ ^＋、Ｂ_１ ^－に関して、干渉して新しいＢ_１ ^＋、Ｂ_１ ^－パターンを生産する２つのコヒーレント源をもたらす。スロットの長さは、楕円偏波を変化させるように調節されることができる。Ｔｘに関して、スロットは、ＦＯＶまたはＲＯＩにおいて受動「ＲＦシミング」を課す。Ｒｘに関して、それらは、ＲＯＩにおける信号感度および均質性を改良する。一般に、他のスロットまたは切り欠きが、トランスデューサの側面に沿って課され、Ｂ_１ ^＋パターンをさらに操作することができる。いくつかの実施形態では、各スロットは、着目領域内での場分布を改良するように調節可能な幾何学形状を有する（例えば、スロットの一部が、伝導シートで被覆されることができる）。調節は、例えば、初期のＭＲＩ画像によってトリガされることができる。１つのアプローチでは、伝導シートが、所望の量のスロットが被覆されることができるように、ガイド内に摺動可能に据え付けられる。

【0037】

スロットアンテナ構成と同様に、受動共振器アプローチも、図４Ａ～４Ｃに図示されるように、モザイクトランスデューサ設計等の他のトランスデューサ構成に適用可能である。モザイク構成は、身体コイルからのＲＦがトランスデューサ４００を通して通過することを可能にするが、トランスデューサ４００内の水と空気との間の境界が、ＲＦを反射し、依然として、図２Ｄおよび４Ａに図示されるように、トランスデューサ基部の中心において信号強度の不均一性を引き起こし得る。ＲＦ伝搬に関する簡略化された説明を使用すると、モザイクトランスデューサ４００内の水と空気との間の反射係数は、

【数2】

であり、ＲＦが、依然として、トランスデューサ内の定在波として挙動することを意味する。

【0038】

バビネの原理に基づいて、湾曲トランスデューサ内のスロットアンテナ、および、モザイクトランスデューサ内の双極子アンテナが、類似のＲＦ放射線効果を呈する。故に、モザイクトランスデューサ４００の表面に１つ以上の双極子４１０を追加することは、湾曲トランスデューサ上にスロットアンテナを追加することに類似する様式において、トランスデューサ挙動に影響を及ぼす。銅等の導電性材料から構成されるひも状部品または細片である双極子４１０は、Ｂ_１ ^＋／Ｂ_１ ^－場の均質性の領域をＲＯＩに向かって有益に偏移させる受動共振器としての役割を果たす。双極子の長さ、幅、および幾何学形状は、Ｂ_１ ^＋／Ｂ_１ ^－場の均質性を操作するために、簡単に調節されることができる。双極子４１０は、双極子下に接着剤またはポリマーの層を含むことによって、他の伝導層（例えば、銅あるいは他の金属または導電性材料）、タイル、および下層の誘電層から隔離され、トランスデューサから電気的に隔離されることができる。場の均質性を達成することに加えて、共振器が、実質的に、トランスデューサ２００によって放出される超音波に対して透過性であるべきであることを理解されたい。これは、共振器幅を小さく（例えば、ミリメートル未満～数ｍｍの幅の範囲に及ぶように）保つことによって、および／または、それらを超音波伝搬媒体から離れるように位置付けることによって、達成され得る。図２Ｅを参照すると、双極子は、非伝導層２０４_１の暴露された（内部）表面上に常駐してもよい。代替的には、双極子は、プラスチック（または他の誘電材料）によって隔離され、水と直接接触しないようにすることができる。

【0039】

いくつかの実施形態では、ＦＯＶ内のＲＦ場に影響を及ぼすループ幾何学形状（例えば、円、楕円、または８字形）および／または双極子（伸長された）形状および／または他の幾何学形状を伴う受動共振器のセットが、トランスデューサ２００の表面に配置されることができる。この文脈では、受動共振器は、高い（例えば、＞１０）誘電率を有する要素を意味する。図５Ａに図示されるような他の実施形態では、受動共振器（例えば、双極子４１０）が、トランスデューサの上側表面における受動共振器の代替としてまたはそれに加えて、患者の頭部を囲繞するトランスデューサ２００の下層表面２４５（図２Ｅも参照）に沿って、追加されることができる。この場合には、下層表面２４５は、非伝導性（例えば、ポリマー）であり、双極子は、下層表面の（誘電性液体と接触している）内部または外部にあってもよい。別の代替物は、例えば、図５Ｂに示されるように、銅またはアルミニウム箔あるいはメッシュ２５０を使用して、下層表面２４５全体の内部または外部を伝導性にすることである。

【0040】

再び、受動共振器は、共振器の幾何学形状、場所、および／または配向が改変されてＲＯＩ内の場分布を改良することができるように調節可能に構成され得る。調節は、例えば、初期のＭＲＩ画像によってトリガされることができる。１つのアプローチでは、これは、共振器を切断することによって、および／または、所望の挙動が達成されるまで軌道内でそれを移動させることによって、手動で行われ得る。上記に記載されるように、受動共振器は、適した材料でスロットを充填することによって、表面上のスロットアンテナパターンと組み合わせられ得る。

【0041】

いくつかの実施形態では、受動共振器は、容量性および誘導性構成要素等のメタ材料要素を含むことができ、ＲＦ波長λに関連するサイズを有してもよい。共振器は、誘電性の液体内で、および／または、シェルを囲繞する表面および／または切り欠きにおいて統合されることができる。前述の実施形態のうちのいずれかでは、受動共振器は、ＦＯＶにおけるＢ_１ ^＋／Ｂ_１ ^－場の均質性を制御する役割を果たす限り、能動共振器によって取って代わられることができる。共振器はまた、例えば、伝導層２４０_４にわたってポリマー最上層を伴うトランスデューサ２００の上側領域上に常駐することもできる。ＲＦがトランスデューサの外部を透過し得るとき、そのようなトランスデューサは、受動または能動のいずれの場合であっても、ＦＯＶにおけるトランスデューサ内のＢ_１ ^＋／Ｂ_１ ^－場の均質性に影響を及ぼし得る。

【0042】

本発明のある実施形態が、上記に説明される。しかしながら、本発明が、それらの実施形態に限定されず、むしろ、本明細書に明示的に説明されるものへの追加および修正もまた、本発明の範囲内に含まれることに明確に留意されたい。

【図1A】

【図1B】

【図1C】

【図2A】

【図2B】

【図2C】

【図2D】

【図2E】

【図3】

【図4A】

【図4B】

【図4C】

【図5A】

【図5B】