Mr成像引導(dǎo)的治療系統(tǒng)的制作方法
【專利摘要】本發(fā)明涉及一種熱處置施加器（19），其用于在患者的身體（10）的組織內(nèi)沉積熱能。所述施加器（19）包括：多個RF天線（20），其用于向所述身體（10）輻射RF電磁場；多個RF功率放大器（21），其向所述RF天線（20）供應(yīng)RF信號，其中，每個RF功率放大器（21）包括晶體管和輸出匹配網(wǎng)絡(luò)（22），將所述晶體管的輸出阻抗轉(zhuǎn)變成低阻抗值。此外，本發(fā)明還涉及MR成像引導(dǎo)的治療系統(tǒng)（1）。
【專利說明】MR成像引導(dǎo)的治療系統(tǒng)
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001]本發(fā)明涉及磁共振(MR)成像領(lǐng)域。其涉及用于MR成像引導(dǎo)的在患者的身體的組織內(nèi)沉積熱能的施加器。此外，本發(fā)明還涉及MR成像引導(dǎo)的治療系統(tǒng)。
【背景技術(shù)】
[0002]利用磁場與核自旋之間的相互作用以形成二維或三維圖像的圖像形成MR方法現(xiàn)今被廣泛使用，尤其是在醫(yī)學(xué)診斷領(lǐng)域中，因為對于軟組織的成像而言，這些方法在許多方面優(yōu)于其他成像方法，它們不需要電離輻射并且通常是無創(chuàng)的。
[0003]根據(jù)一般的MR方法，要被檢查的患者的身體被布置在強(qiáng)的均勻磁場中，磁場的方向同時定義了測量所基于的坐標(biāo)系的軸(通常為z軸)。所述磁場根據(jù)磁場強(qiáng)度針對個體核自旋產(chǎn)生不同的能級，所述個體核自旋可以通過施加規(guī)定頻率(所謂的拉莫爾頻率，或MR頻率)的電磁交變場(RF場)激勵(自旋共振)。從宏觀的角度而言，所述個體核自旋的分布產(chǎn)生整體磁化，可以通過施加合適頻率的電磁脈沖(RF脈沖)使其偏離平衡態(tài)，同時所述RF脈沖的磁場垂直于所述z軸延伸，使得所述磁化進(jìn)行關(guān)于所述z軸的進(jìn)動。所述磁化的該運(yùn)動描繪錐形表面，其孔徑角被稱作翻轉(zhuǎn)角。所述翻轉(zhuǎn)角的大小取決于所施加的電磁脈沖的強(qiáng)度和持續(xù)時間。在所謂的90°脈沖的情況中，所述自旋被從所述z軸偏離到橫向平面(翻轉(zhuǎn)角90° )。所述RF脈沖經(jīng)由MR設(shè)備的RF線圈布置向患者的身體輻射。所述RF線圈布置通常圍繞所述患者的身體被置于其中的檢查體積。
[0004]在所述RF脈沖終止之后，所述磁化弛豫回原始平衡態(tài)，其中以第一時間常數(shù)?\(自旋點(diǎn)陣或縱向弛豫時間)再次建 立所述ζ方向中的所述磁化，并且垂直于所述ζ方向的方向的磁化以第二時間常數(shù)T2 (自旋-自旋或橫向弛豫時間)弛豫。可以借助于接收RF天線或線圈探測所述磁化的變化，所述接收RF天線或線圈以如下方式在所述MR設(shè)備的所述檢查體積內(nèi)布置和取向:使得在垂直于所述ζ軸的方向中測量所述磁化的變化。在例如施加90°脈沖之后，所述橫向磁化的衰減伴隨有(由局部磁場不均勻誘導(dǎo)的)核自旋從具有相同相位的有序狀態(tài)到所有相位角均勻分布的狀態(tài)(失相)的過渡?？梢越柚谥匦戮劢姑}沖(例如180°脈沖)補(bǔ)償所述失相。這在所述接收線圈中產(chǎn)生回波信號(自旋回波)。
[0005]為了實現(xiàn)身體中的空間分辨，將沿三個主軸延伸的線形磁場梯度疊加到均勻磁場上，造成對自旋共振頻率的線形空間依賴性。在接收線圈中拾取到的信號則包含可以與身體中不同位置相關(guān)聯(lián)的不同頻率的分量。經(jīng)由所述接收RF天線或線圈獲得的信號數(shù)據(jù)對應(yīng)于空間頻率域，并且被稱作k-空間。所述k-空間數(shù)據(jù)通常包括以不同相位編碼采集的多條線。通過收集若干樣本將每條線數(shù)字化。借助于傅立葉變換或其他本身已知的重建技術(shù)，將一套k-空間數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成MR圖像。
[0006]如在本文下面更詳細(xì)描述，熱能沉積被越來越多地用于醫(yī)學(xué)中作為使患病組織壞死的手段。下文中在通過高強(qiáng)度RF輻照的治療性熱處置的背景下公開本發(fā)明。包括RF天線的陣列的熱處置施加器被用于在要被處置的身體組織的靶區(qū)內(nèi)生成RF電磁場。用于治療的所述熱處置施加器典型地位于要被處置的區(qū)域上的所述身體的外部。[0007]包括熱處置施加器的治療系統(tǒng)是眾所周知的，例如根據(jù)US 2010/0036369 Al。
[0008]在RF熱療中，用高強(qiáng)度RF電磁輻射輻照感興趣組織，所述高強(qiáng)度RF電磁輻射被吸收并被轉(zhuǎn)換成熱，升高所述組織的溫度。隨著溫度升高到55°C以上，發(fā)生所述組織的凝固性壞死，導(dǎo)致細(xì)胞死亡。
[0009]可以有利地將RF熱療與MR成像相組合，由此實現(xiàn)成像引導(dǎo)的局部治療?；谒械馁|(zhì)子共振頻移(PRFS)的MR測溫目前被認(rèn)為是用于對熱療的無創(chuàng)監(jiān)測的“黃金標(biāo)準(zhǔn)”。通過借助于合適的并且本身已知的MR成像序列，測量所采集的MR信號的相位的改變，來估計溫度誘導(dǎo)的質(zhì)子共振頻率的改變。
[0010] 在常規(guī)的熱處置施加器中，個體RF天線的互耦是最佳RF電磁場特性的設(shè)計的限制因素。已知施加器設(shè)計的另外的缺點(diǎn)是饋電電纜中顯著的RF功率損失，以及低效RF功率放大器的使用，經(jīng)由所述饋電電纜將RF能量從RF功率放大器供應(yīng)到所述RF天線。所述RF功率放大器的功率效率不僅導(dǎo)致浪費(fèi)功率，還導(dǎo)致大的熱產(chǎn)生。由于必須提供合適的冷卻系統(tǒng)，RF電子設(shè)備上的熱負(fù)載使得設(shè)計更為昂貴且龐大，和/或?qū)ο到y(tǒng)的可靠性有不利影響。
[0011]從前文容易地認(rèn)識到，存在著對于改進(jìn)的MR成像引導(dǎo)的治療技術(shù)的需要。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0012]根據(jù)本發(fā)明，公開了一種用于在患者的身體的組織內(nèi)沉積熱能的熱處置施加器。所述施加器包括:
[0013]-多個RF天線，其用于向所述身體輻射RF電磁場；
[0014]-多個RF功率放大器，其將RF信號供應(yīng)到所述RF天線，其中，每個RF功率放大器包括晶體管和輸出匹配網(wǎng)絡(luò)，以將所述RF信號供應(yīng)到所述RF天線(20)并將所述晶體管的輸出阻抗轉(zhuǎn)變成低阻抗值。
[0015]本發(fā)明的所述熱處置施加器包括多個RF天線和多個RF功率放大器，所述RF功率放大器將RF信號供應(yīng)到所述RF天線，其中，所述RF功率放大器優(yōu)選一對一地與所述RF天線相關(guān)聯(lián)。本發(fā)明的關(guān)鍵是在每個RF功率放大器中提供輸出匹配網(wǎng)絡(luò)，其將所述晶體管(例如，高功率M0SFET)的輸出阻抗轉(zhuǎn)換成低阻抗值。以此方式，改善了 RF天線的陣列內(nèi)的天線間隔離。具體而言，針對每個RF放大器提供其各自的輸出匹配網(wǎng)絡(luò)。每個RF功率放大器具有其被耦合到其輸出匹配網(wǎng)絡(luò)的輸出部，并且所述輸出網(wǎng)絡(luò)將所述RF信號從所述RF功率放大器供應(yīng)到由所述RF信號供能的所述RF天線。因此，所述處置施加器被提供有多信道電源，其中，每個信道包括RF放大器和輸出匹配網(wǎng)絡(luò)以及RF天線。在每個信道中，在該信道中的RF放大器將所述RF信號經(jīng)由該信道的輸出匹配網(wǎng)絡(luò)供應(yīng)到該信道的RF天線。每個信道具有在其RF放大器與其RF天線之間布置線路的它的適當(dāng)?shù)妮敵銎ヅ渚W(wǎng)絡(luò)。進(jìn)一步地，每個RF功率放大器經(jīng)由與各自的RF功率放大器相關(guān)聯(lián)的所述輸出網(wǎng)絡(luò)，被直接連接到所述RF天線。亦即，所述輸出網(wǎng)絡(luò)被直接連接到其關(guān)聯(lián)RF天線。因此，本發(fā)明的熱處置施加器的RF天線和它的關(guān)聯(lián)RF功率放大器與所述輸出匹配網(wǎng)絡(luò)集成在集成模塊中。
[0016]本發(fā)明中的低阻抗值的意思是顯著小于50 Ω。優(yōu)選地，所述低阻抗值對應(yīng)于10Ω或更小的阻抗。
[0017]同時，所述輸出匹配網(wǎng)絡(luò)將每個RF天線的輸入阻抗匹配到各自的RF功率放大器的所述晶體管的最佳負(fù)載(典型地為50Ω)，用于使可用輸出功率最大化。本發(fā)明的方法得益于所述RF功率放大器的獨(dú)特電流源特性，由此展示出對負(fù)載變化的優(yōu)異魯棒性，這是另
一重要優(yōu)點(diǎn)。
[0018]超低輸出阻抗RF功率放大器的概念根據(jù)MR成像中的平行RF傳輸?shù)谋尘笆且阎?Xu Chu 等人，Magnetic Resonance in Medicine, 2009 年，61 卷，952-961 頁)。
[0019]通常，根據(jù)本發(fā)明的所述施加器的每個RF天線包括用于在給定RF工作頻率對所述RF天線的調(diào)諧和匹配的輸出網(wǎng)絡(luò)。由于所述RF功率放大器的輸出阻抗非常低(接近零)，每個RF天線的所述輸入網(wǎng)絡(luò)實質(zhì)上充當(dāng)并聯(lián)共振電路。因此，因天線間耦合而在每個RF天線中誘導(dǎo)的電流分量“遇到”大的阻抗，并且由此基本上被抑制。
[0020]根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例，每個RF功率放大器均被直接連接到與各自的RF功率放大器相關(guān)聯(lián)的RF天線。直接連接意味著所述RF功率放大器實際上位于所述施加器“上”，即所述RF天線以及所述RF功率放大器為構(gòu)成本發(fā)明的熱處置施加器的單元的整體部件。RF放大器定位于所述RF天線附近是至關(guān)重要的，由此天線間耦合得以進(jìn)一步減少。此外，由于避免了所述RF功率放大器與所述關(guān)聯(lián)RF天線之間的損耗電纜連接，可以減少所需要的RF功率。在任何情況中，所述RF功率放大器與各自的RF天線之間的連接的長度應(yīng)顯著小于RF信號在所述施加器的RF工作頻率的波長的一半。
[0021]為了可以用于圖像引導(dǎo)的治療中，本發(fā)明的熱處置施加器應(yīng)為MR成像兼容的和/或在X射線檢查中為透明的。在所述施加器的設(shè)計中應(yīng)避免使用鐵磁性材料。此外，應(yīng)選擇僅在很小程度上吸收X射線輻射的材料。
[0022]根據(jù)本發(fā)明的另一優(yōu)選實施例，所述熱處置施加器還包括被連接到所述RF天線的RF陷波器，所述RF陷波器被調(diào)諧到與所述施加器組合使用的MR設(shè)備的MR共振頻率。以此方式，對由所述MR設(shè)備輻射的用于對所述施加器中的磁共振的激勵和/或操縱的RF能的吸收得以最小化。此外，所述RF天線優(yōu)選包括PIN 二極管開關(guān)。以此方式，使所述施加器的所述RF天線對由所述MR設(shè)備生成的RF場透明。在所述MR設(shè)備的所述MR共振頻率接近所述施加器的所述RF工作頻率的情況中，應(yīng)該將PIN 二極管開關(guān)用于所述施加器的所述RF天線中。
[0023]根據(jù)本發(fā)明的再另一優(yōu)選實施例，所述施加器還包括一個或多個生成RF信號的可控信號生成器，所述RF信號被供應(yīng)到所述RF功率放大器的輸入部。在該實施例中，對于熱能在身體組織內(nèi)的沉積所需要的所有RF部件均被集成到單個單元。所述可控信號生成器實現(xiàn)了對受所述RF天線陣列輻照的靶區(qū)內(nèi)的RF場分布的控制。為此，所述可控信號生成器應(yīng)被配置為控制被供應(yīng)到個體RF功率放大器的每個RF信號的幅度和相位。針對(例如經(jīng)由與所述施加器組合使用的MR設(shè)備的后端電子設(shè)備)對所述熱處置施加器的外部控制，光鏈路可能是足夠的。蓄電池可以被用作針對所述可控信號生成器和所述RF功率放大器的能量供應(yīng)。
[0024]所述施加器可以還包括由拾取天線形成的反饋回路，用于從受所述RF天線輻照的靶區(qū)拾取電磁輻射，所述拾取天線被連接到所述可控信號生成器。所述拾取天線用作探測在所述靶區(qū)內(nèi)生成的所述RF電磁場的幅度的傳感器元件。以此方式，可以避免被處置組織的過熱，并且可以自動補(bǔ)償負(fù)載變化。
[0025]在本發(fā)明另外的優(yōu)選實施例中，所述施加器的所述RF功率放大器為D類、E類或F類開關(guān)放大器。由于理論上完美的開關(guān)操作不耗散功率的事實，這樣的開關(guān)放大器具有高功率效率。盡管開關(guān)放大器具有極其高的非線性的特征，但是該優(yōu)點(diǎn)對于根據(jù)本發(fā)明的所述施加器的所述RF功率放大器是有益的。RF放大的線性對于用于熱能沉積的RF電磁場的生成的重要性很小。
[0026]優(yōu)選地，本發(fā)明的所述施加器在50-200MHZ的RF頻率范圍運(yùn)行。該頻率范圍適合于在深組織區(qū)域中生成區(qū)域過熱。
[0027]根據(jù)本發(fā)明的再另一優(yōu)選實施例，所述RF天線通過去f禹網(wǎng)絡(luò)(decouplingnetwork)互連,用于進(jìn)一步減少所述RF天線的互稱(mutual coupling)。例如，實踐中可以使用將所述RF天線互連的電容性或電感性去耦橋路或合適的多端口網(wǎng)絡(luò)。
[0028]本發(fā)明不僅涉及熱處置施加器，還涉及MR成像引導(dǎo)的治療系統(tǒng)。所述系統(tǒng)包括:
[0029]-至少一個主磁體線圈，其用于在檢查體積內(nèi)生成均勻穩(wěn)定的磁場，
[0030]-若干梯度線圈，其用于在所述檢查體積內(nèi)的不同空間方向中生成切換的磁場梯度，
[0031 ]-至少一個RF線圈，其用于以MR共振頻率在所述檢查體積內(nèi)生成RF脈沖和/或用于接收來自定位于所述檢查體積內(nèi)的患者的身體的MR信號，
[0032]-控制單元，其用于控制RF脈沖和切換的磁場梯度的時間相繼性，
[0033]-重建單元，其用于從接收到的MR信號重建MR圖像；
[0034]-上文詳細(xì)說明的類型的熱處置施加器。
[0035]根據(jù)本發(fā)明的熱處置施加器可以有利地與目前在臨床實踐中使用的大多數(shù)MR成像設(shè)備組合使用，其中，所述熱處`置施加器可以定位于所述MR設(shè)備的檢查體積內(nèi)。可以，例如經(jīng)由光鏈路，建立所述熱處置施加器與所述MR設(shè)備的后端電子設(shè)備的互連。優(yōu)選地，所述熱處置施加器以不同于MR共振頻率的RF頻率運(yùn)行。以此方式，所述熱處置施加器的工作與MR檢查之間的干擾得以避免。
【專利附圖】

【附圖說明】
[0036]附圖公開了本發(fā)明的優(yōu)選實施例。然而，應(yīng)理解附圖僅僅是處于舉例說明的目的設(shè)計的，并且不作為對本發(fā)明的限度的限制。在附圖中:
[0037]圖1示出了根據(jù)本發(fā)明的MR成像引導(dǎo)的治療系統(tǒng)；
[0038]圖2示出了根據(jù)本發(fā)明的熱處置施加器的方框圖；
[0039]圖3示意性地示出了根據(jù)本發(fā)明的熱處置施加器的RF天線的陣列的實施例?！揪唧w實施方式】
[0040]參考圖1，示出了 MR成像引導(dǎo)的治療系統(tǒng)I。所述系統(tǒng)包括超導(dǎo)型或常導(dǎo)型主磁體線圈2，使得創(chuàng)建沿ζ軸通過檢查體積的基本上均勻的、時間上恒定的主磁場。
[0041]磁共振生成和操縱系統(tǒng)施加一系列RF脈沖和切換的磁場梯度，以反轉(zhuǎn)或激勵核磁自旋、誘導(dǎo)磁共振、重新聚焦磁共振、操縱磁共振、空間地或以其他方式編碼所述磁共振、使自旋飽和等，以進(jìn)行MR成像。
[0042]更具體而言，梯度脈沖放大器3沿檢查體積的X軸、y軸和ζ軸將電流脈沖施加到全身梯度線圈4、5和6中所選的一個。數(shù)字RF頻率發(fā)射器7經(jīng)由發(fā)送/接收開關(guān)8，將RF脈沖或脈沖包發(fā)射到全身體積RF線圈8，以將RF脈沖發(fā)射到所述檢查體積中。典型的MR成像序列由短持續(xù)時間的RF脈沖段的包構(gòu)成，所述RF脈沖段彼此與任意所施加的磁場梯度一起，實現(xiàn)對核磁共振的所選操縱。所述RF脈沖用于飽和、激勵共振，反轉(zhuǎn)磁化，重新聚焦共振，或者操縱共振并且選擇定位于所述檢查體積中的身體10的部分。所述MR信號也被全身體積RF線圈9拾取。
[0043]為生成身體10的有限區(qū)域的MR圖像，局部陣列RF線圈11、12、13的集合被放置為鄰接被選擇用于成像的區(qū)域。陣列線圈11、12、13可以被用于并行成像，以接收由身體線圈RF發(fā)射誘發(fā)的MR信號。
[0044]得到的MR信號被全身體積RF線圈9和/或被陣列RF線圈11、12、13拾取，并且被優(yōu)選地包括前置放大器(未示出)的接收器14解調(diào)。接收器14經(jīng)由發(fā)送/接收開關(guān)8被連接到RF線圈9、11、12和13。
[0045]主計算機(jī)15控制梯度脈沖放大器3和發(fā)射器7，以生成多個MR成像序列中的任意一個，例如，回波平面成像(EPI)、回波體積成像、梯度和自旋回波成像、快速自旋回波成像等。針對所選的序列，接收器14在每個RF激勵脈沖之后快速連續(xù)地接收單個或多個MR數(shù)據(jù)行。數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)16執(zhí)行對所接收的信號的模數(shù)轉(zhuǎn)換，并將每個MR數(shù)據(jù)行轉(zhuǎn)換為適于進(jìn)一步處理的數(shù)字格式。在現(xiàn)代MR設(shè)備中，數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)16為專用于原始圖像數(shù)據(jù)的采集的單獨(dú)的計算機(jī)。
[0046]最終，數(shù)字原始圖像數(shù)據(jù)被應(yīng)用合適的重建算法的重建處理器17重建為圖像表示。MR圖像可以表示穿過患者的平面切片、平行平面切片的陣列、三維體積等。所述圖像然后被存儲在圖像存儲器中，在這里圖像可以被訪問，以將所述圖像的切片、投影或其他部分轉(zhuǎn)換成合適的格式，用于，例如經(jīng)由視頻監(jiān)視器18可視化，視頻監(jiān)視器18提供所得到的MR圖像的人類可讀顯示。
[0047]用于在身體10的組織內(nèi)沉積熱能的熱處置施加器19定位于所述檢查體積內(nèi)。熱處置施加器19經(jīng)由所描繪的MR成像引導(dǎo)的治療系統(tǒng)I的控制單元15受控。
[0048]繼續(xù)參考圖1并且進(jìn)一步參考圖2和圖3，描述了熱處置施加器19的實施例。
[0049]熱處置施加器19包括多個RF天線20，其用于使RF電磁場朝向身體10輻射。所述RF電磁輻射在身體10的組織中被吸收并被轉(zhuǎn)換成熱。通過RF天線20的陣列的設(shè)計，以及通過被提供到個體RF天線20的RF信號的幅度和相位，確定所生成的RF電磁場的空間分布。
[0050]熱處置施加器19包括RF功率放大器21，其中，每個RF功率放大器21包括晶體管(通常為高功率M0SFET)。每個RF功率放大器21的輸出匹配網(wǎng)絡(luò)22將各自的晶體管的輸出阻抗轉(zhuǎn)換成低阻抗值。RF功率放大器(21)和它所耦合到的輸出匹配網(wǎng)絡(luò)(22)以及被耦合到該輸出匹配網(wǎng)絡(luò)的RF天線(20)形成通道。因此圖2示出了用于RF天線(20)的多通道電源。同時，輸出匹配網(wǎng)絡(luò)22將各自的RF天線20的輸入阻抗匹配到RF功率放大器21的晶體管的最佳負(fù)載。以此方式，RF天線20的互耦得以最小化，并且RF功率放大器20的可用輸入功率以及因此它們的功率效率得以最大化。每個RF天線20包括輸入網(wǎng)絡(luò)(未描繪)，用于以施加器19的給定RF工作頻率對RF天線20的調(diào)諧和匹配。當(dāng)在輸入匹配網(wǎng)絡(luò)22的輸出的阻抗低(接近于零)時，各自的RF天線20的輸入匹配網(wǎng)絡(luò)充當(dāng)并聯(lián)共振電路，并且因天線間耦合誘導(dǎo)的電流“遇到”大阻抗，并且由此基本上被抑制。[0051]提供了將RF信號供應(yīng)到個體RF功率放大器21的可控信號生成器23。借助于信號生成器23，所述RF信號的相位和幅度是可控的，以實現(xiàn)對經(jīng)由RF天線20的陣列輻射的RF電磁場的空間分布的控制。針對所述RF信號的生成，可控信號生成器23可以例如包括合適的直接數(shù)字合成器(DDS)。可控信號生成器23經(jīng)由光鏈路24被連接到MR成像引導(dǎo)的治療系統(tǒng)I的后端電子設(shè)備15。
[0052]此外，施加器19包括由拾取天線25 (例如環(huán)形天線)形成的反饋回路。拾取天線25從受RF天線20輻照的靶區(qū)拾取電磁輻射。拾取天線25被連接到可控信號生成器23。這實現(xiàn)了自動反饋控制，以避免被處置組織的過熱并且補(bǔ)償(例如因不同患者解剖學(xué)造成的)負(fù)載變化。通過使用PIN 二極管開關(guān)26，使個體RF天線20對針對MR成像所生成的RF場透明。以此方式，熱處置施加器19即使在MR共振頻率接近施加器18的RF工作頻率的情況中仍可用。
[0053]根據(jù)本發(fā)明另外的實施例(其未在附圖中描繪)，熱處置施加器19和至少一個RF線圈9被集成在共用殼體中。在該實施例中，用于MR信號的激勵和/或采集的所述(局部)RF線圈以及所述熱處置施加器的RF天線構(gòu)成單個集成單元。所述RF線圈被用于直接從借助于所述熱處置施加器被局部處置的身體區(qū)域拾取MR信號。
[0054]概括來說，合理設(shè)計的輸出匹配網(wǎng)絡(luò)被應(yīng)用于根據(jù)本發(fā)明的RF放大器的輸出階段。輸出匹配網(wǎng)絡(luò)將所述RF功率放大器的晶體管的輸入阻抗轉(zhuǎn)換成低的值，并且同時通過建立針對各自晶體管的最佳負(fù)載(典型地為50 Ω )使可用輸入功率最大化。與RF天線的輸入匹配網(wǎng)絡(luò)組合，本發(fā)明的RF功率放大器充當(dāng)電流源，并且因RF天線的互耦以及因負(fù)載變化造成的電流變化或多或少地得以完全抑制。因此，本發(fā)明通過消除對RF天線的陣列幾何約束，有利于所述熱處置施加器的RF發(fā)射性能的優(yōu)化。將RF放大器集成到所述施加器單元中，進(jìn)一步減少了互耦，并且由于所述RF放大器位于接近所述RF天線元件，改善了 RF輻射的生成的功率效率。減少了所需要的RF功率。因此可以使用較小且較便宜的RF功率電子設(shè)備。
【權(quán)利要求】
1.一種用于在患者的身體(10)的組織內(nèi)沉積熱能的熱處置施加器，包括: -多個RF天線(20)，其用于向所述身體(10)輻射RF電磁場； -多個RF功率放大器(21)，其將RF信號供應(yīng)到所述RF天線(20)，其中，每個RF功率放大器(21)包括晶體管和輸出匹配網(wǎng)絡(luò)(22)，以將所述RF信號供應(yīng)到所述RF天線(20)并將所述晶體管的輸出阻抗轉(zhuǎn)變成低的阻抗值，并且每個RF功率放大器(21)經(jīng)由與各自的RF功率放大器(21)相關(guān)聯(lián)的所述輸出網(wǎng)絡(luò)被直接連接到所述RF天線(20)。
2.如權(quán)利要求1所述的施加器，其中，每個RF天線(20)包括輸入網(wǎng)絡(luò)，所述輸入網(wǎng)絡(luò)用于以所述施加器的給定RF工作頻率對所述RF天線(20)進(jìn)行調(diào)諧與匹配。
3.如權(quán)利要求1-3中任一項所述的施加器，其中，所述施加器是MR成像兼容的和/或在X射線檢查中透明。
4.如權(quán)利要求1-3中任一項所述的施加器，還包括連接到所述RF天線(20)的RF陷波器，所述RF陷波器被調(diào)諧到MR設(shè)備的MR共振頻率。
5.如權(quán)利要求1-4中任一項所述的施加器，其中，所述RF天線(20)包括PIN二極管開關(guān)(26)。
6.如權(quán)利要求1-5中任一項所述的施加器,還包括一個或多個可控信號生成器(23),所述可控信號生成器(23)生成被供應(yīng)到所述RF功率放大器(21)的輸入部的RF信號。
7.如權(quán)利要求6所述的施加器，包括由拾取天線(25)構(gòu)成的反饋回路，所述拾取天線(25 )用于拾取來自受所述RF天線(20 )所輻照的靶區(qū)的電磁輻射，所述拾取天線(25 )被連接到所述可控信號生成器(23 )。
8.如權(quán)利要求1-7中任一項所述的施加器，其中，所述RF功率放大器(21)為D類、E類或F類開關(guān)放大器。
9.如權(quán)利要求1-8中任一項所述的施加器，其中，所述施加器在50-200MHZ的RF頻率范圍內(nèi)工作。
10.如權(quán)利要求1-9中任一項所述的施加器，其中，所述RF天線(20)通過去耦網(wǎng)絡(luò)互連，用于對所述RF天線(20 )進(jìn)行互去耦。
11.一種MR成像引導(dǎo)的治療系統(tǒng),包括: -至少一個主磁體線圈(2)，其用于在檢查體積內(nèi)生成均勻穩(wěn)定的磁場， -若干梯度線圈(4、5、6)，其用于在所述檢查體積內(nèi)的不同空間方向中生成切換的磁場梯度， -至少一個RF線圈(9)，其用于以MR共振頻率在所述檢查體積內(nèi)生成RF脈沖和/或用于接收來自定位于所述檢查體積內(nèi)的患者的身體(IO )的MR信號， -控制單元(15)，其用于控制所述RF脈沖和切換的磁場梯度的時間相繼性， -重建單元(17)，其用于從接收到的MR信號重建MR圖像； -根據(jù)權(quán)利要求1-10中任一項所述的熱處置施加器(19)。
12.如權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其中，所述熱處置施加器(19)定位于所述檢查體積內(nèi)。
13.如權(quán)利要求11或12所述的系統(tǒng)，其中，所述熱處置施加器(19)經(jīng)由光學(xué)鏈路(24)連接到所述控制單元(15)。
14.如權(quán)利要求11-13中任一項所述的系統(tǒng)，其中，所述熱處置施加器(19)以不同于所述MR共振頻率的RF頻率工作。
15.如權(quán)利要求11-14中任一項所述的系統(tǒng)，其中，所述熱處置施加器(19)和所述至少一個RF線圈(9 )被集成在共用殼體中。
【文檔編號】A61N5/04GK103491891SQ201280019497
【公開日】2014年1月1日 申請日期:2012年4月2日 優(yōu)先權(quán)日:2011年4月21日
【發(fā)明者】C·洛斯勒 申請人:皇家飛利浦有限公司