Результат интеллектуальной деятельности: РЧ ПЕРЕДАЮЩАЯ И/ИЛИ ПРИМИНАЮЩАЯ АНТЕННА ДЛЯ ГИБРИДНОЙ СИСТЕМЫ МАГНИТНО-РЕЗОНАНСНОЙ ТОМОГРАФИИ/ ВЫСОКОИНТЕНСИВНОГО СФОКУСИРОВАННОГО УЛЬТРАЗВУКА

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Изобретение относится к РЧ передающей и/или принимающей антенне, предназначенной для использования в гибридной системе магнитно-резонансной томографии (МРТ) (или МР сканере), содержащей систему МРТ и систему высокоинтенсивного сфокусированного ультразвука (HIFU), при этом РЧ передающая и/или принимающая антенна обеспечены с целью передачи РЧ (радиочастотных) сигналов возбуждения (поле ) для возбуждения ядерных магнитных резонансов (ЯМР) и/или для приема релаксационных сигналов ЯМР. Дополнительно, изобретение относится к гибридной системе МРТ или МР сканеру, содержащему такую РЧ передающую или принимающую антенну.

ПРЕДШЕСТВУЮЩИЙ УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ

В системе МРТ или МР сканере обследуемый объект, как правило, пациент, подвергается воздействию постоянного основного магнитного поля ( поля), так что магнитные моменты ядер в обследуемом объекте стремятся вращаться вокруг оси приложенного поля (ларморовская прецессия) с некоторой суммарной намагниченностью всех ядер, параллельной полю . Частота прецессии, которая зависит от конкретных физических характеристик вовлеченных ядер, а именно от их гиромагнитного отношения и напряженности приложенного поля , называется ларморовской частотой. Гиромагнитное отношение представляет собой соотношение между магнитным моментом и спином ядра.

Посредством передачи генерируемого с помощью РЧ передающей антенны РЧ импульса возбуждения ( поля), являющегося ортогональным полю , и согласования ларморовской частоты ядер, представляющей интерес, спины ядер возбуждаются и приводятся к одной фазе, и получается отклонение их суммарной намагниченности от направления поля , так что генерируется поперечный компонент по отношению к продольному компоненту суммарной намагниченности.

После окончания РЧ импульса возбуждения начинаются релаксационные процессы продольного и поперечного компонентов суммарной намагниченности, до тех пор пока суммарная намагниченность не вернется к своему равновесному состоянию. ЯМР сигналы релаксации, которые излучаются в процессе поперечной релаксации, детектируются с помощью МР/РЧ приемной антенны.

Принятые ЯМР сигналы, которые представляют собой временные амплитудные сигналы, посредством преобразования Фурье преобразуются в частотные спектральные сигналы ЯМР и обрабатываются с целью создания МР изображения обследуемого объекта. Для получения пространственной селекции среза или объема внутри обследуемого объекта, а также пространственного кодирования принятых сигналов ЯМР, излученных интересующим срезом или объемом, градиентные магнитные поля накладываются на поле в том же направлении, что и это поле , но с градиентами в ортогональных X-, Y- и Z-направлениях. В связи с тем, что ларморовская частота зависит от напряженности магнитного поля, которое накладывается на ядра, ларморовская частота ядер соответственно уменьшается вдоль направления градиента и по мере уменьшения градиента (и наоборот) общего наложенного поля, так что путем соответствующей настройки частоты передаваемого импульса возбуждения РЧ (и соответственно настройки резонансной частоты МР/РЧ приемной антенны) и соответствующего контроля градиента поля можно выбирать ядра в срезе, в некотором месте вдоль каждого градиента в X-, Y- и Z направлениях, и таким образом, в целом, внутри некоторого вокселя объекта.

Упомянутые выше РЧ передающая и/или принимающая антенны известны и в виде так называемых МР катушек на тело (также называемых катушками на все тело), которые устанавливаются неподвижно внутри пространства обследования системы МРТ для визуализации всего обследуемого объекта, и в виде так назывемых, МР поверхностных катушек, которые располагаются непосредственно в локальной зоне или области обследования и которые исполняются, например, в виде гибкой панели или муфты, или клетки (катушка для головы или катушка «птичья клетка»).

В зависимости от формы пространства обследования различают два типа систем МРТ и МР сканеров. Первая - так называемая открытая система МРТ (вертикальная система), которая содержит зону обследования, расположенную между концами вертикальной компоновки в форме С-дуг. Вторая - это система МРТ, которая также называется системой осевой МРТ и которая содержит горизонтально протяженное трубовидное или цилиндрическое пространство обследования.

В системе высокоинтенсивного сфокусированного ультразвука (HIFU) сфокусированные ультразвуковые лучи используются, в частности, для уничтожения (патогенных) тканей-мишени посредством нагревания, при этом система МРТ предпочтительно применяется для контроля и мониторинга процессов нагревания с помощью МРТ термометрии. Такая гибридная система МТ/HIFU называется также МР управляемой системой сфокусированного ультразвука (ФУЗ-МРУ). US 7463030 описывает совместимые с HIFU МР принимающие катушки для использования в такой гибридной системе МРТ/HIFU.

СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Установлено, что общей проблемой, особенно вышеупомянутых гибридных систем МРТ/HIFU, является то, что РЧ передающая и/или принимающая антенна системы МРТ нарушает или любым другим способом неблагоприятно влияет на другие связанные HIFU двух систем, особенно если обе системы работают одновременно.

В гибридной системе МРТ/HIFU согласно изобретению получено, чтобы путь ультразвуковых лучей в ткани был как можно коротким, чтобы избежать нежелательного нагрева ткани, которая окружает ткани-мишени, а также чтобы избежать затухания ультразвука и искажения по пути ультразвуковых лучей. Чтобы отслеживать нагревание ткани-мишени и тканей на пути ультразвуковых лучей, особенно в ближнем поле ультразвукового датчика, требуется высокое качество термометрии МРТ. Это качество зависит от отношения сигнал-шум (ОСШ) изображений МР, потому что чем больше ОСШ, тем лучшее пространственное и временное разрешение может быть использовано в МРТ термометрии, результатом чего является более точная оценка тепловой дозы. ОСШ зависит от МР принимающей антенны, использующейся для обнаружения релаксационных сигналов ЯМР. ОСШ можно оптимизировать в случае, когда МР принимающая антенна расположена так близко к изображаемой ткани, как это возможно. Как следствие, оптимальное расположение МР принимающей антенны находится на пути распространения ультразвуковых лучей, что, однако, приводит к искажению, или ослаблению, или отражению ультразвука или иначе неблагоприятно влияет на него.

Общая задача, лежащая в основе изобретения, заключается в том, чтобы найти решение для этих проблем.

В частности, цель, лежащая в основе изобретения, заключается в том, чтобы предоставить такую РЧ передающую и/или принимающую антенну для использования в гибридных системах МРТ / HIFU, которая не повлияет или будет оказывать лишь минимальное воздействие на другие компоненты этих двух систем.

Дополнительная цель, лежащая в основе изобретения, заключается в предоставлении РЧ передающей и/или принимающей антенны для использования в гибридной системе МРТ/HIFU, которая позволит создавать МР изображения с высоким отношением сигнал-шум без неблагоприятного нарушения ультразвукового поля или лучей.

Данные задачи решаются с помощью РЧ передающей и/или принимающей антенны согласно изобретению.

Зависимые формулы изобретения раскрывают предпочтительные варианты осуществления изобретения.

Следует отметить, что признаки изобретения допускается объединять в любой комбинации, не выходя из объема изобретения, как это определено в прилагаемой формуле изобретения.

Следует также отметить, что РЧ передающая и/или принимающая антенна изобретения может быть использована в обычной системе магнитно-резонансной диагностики. Это позволяет легко обновить систему магнитно-резонансной диагностики в гибридную систему МРТ без необходимости замены РЧ передающей и/или принимающей антенн.

Дополнительные подробности, признаки и преимущества изобретения станут очевидными из следующего описания предпочтительных и примерных вариантов осуществления изобретения, которые даны со ссылками на чертежи.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Фиг. 1 - схематичный вид сбоку гибридной системы МРТ;

Фиг. 2 - боковое сечение известной РЧ передающей и/или принимающей антенны;

Фиг. 3 - поперечное сечение существенных компонентов известной гибридной системы МР/HIFU;

Фиг. 4 - вид сверху на компоненты гибридной системы МР/HIFU в соответствии с фиг. 3;

Фиг. 5 - поперечное сечение существенных компонентов известной гибридной системы МР/HIFU в соответствии с примерным вариантом осуществления изобретения;

Фиг. 6 - вид сверху на компоненты гибридной системы МР/HIFU в соответствии с фиг. 5;

Фиг. 7 - поперечное сечение части структуры тонкого прозрачного элемента катушки в соответствии с вариантом осуществления изобретения; и

Фиг. 8 - схематичное боковое сечение структуры элемента катушки в соответствии с другим вариантом осуществления изобретения.

ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ВАРИАНТОВ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ ИЗОБРЕТЕНИЯ

На фиг. 1 показаны существенные компоненты системы магнитно-резонансной томографии (МРТ) или магнитно-резонансного (МР) сканера, содержащего РЧ передающую и/или принимающую антенну согласно изобретению. HIFU компоненты такой гибридной системы не указаны на фиг. 1, но объясняются со ссылкой на пример РЧ передающей и/или принимающей антенны для связанной гибридной системы МРТ/HIFU. На фиг. 1 показана вертикальная (открытая) система, имеющая зону 10 обследования между верхним и нижним концами С-дуговой конструкции.

Сверху и снизу зоны 10 обследования имеются основные магнитные системы 20, 30, предназначенные для создания по существу постоянного основного магнитного поля (поле ) для ориентирования ядерных спинов в обследуемом объекте. Основное магнитное поле в сущности проходит через пациента Р в направлении, перпендикулярном к продольной оси пациента P (то есть в направлении х).

Как правило, плоская или, по меньшей мере, приблизительно плоская компоновка 40 РЧ передающей антенны (особенно в виде РЧ поверхностных резонаторов) служит для генерации РЧ импульсов возбуждения (поле ) на МР частотах, при этом упомянутая компоновка 40 РЧ передающей антенны находится в передней части, по меньшей мере, одной из магнитных систем 20, 30. Плоская или, по меньшей мере, приблизительно плоская компоновка 50 РЧ принимающей антенны 50 служит для приема последующих релаксационных сигналов ЯМР от соответствующих ядер. Эта компоновка РЧ антенн также может быть образована РЧ поверхностными резонаторами, расположенными в передней части, по меньшей мере, одной из магнитных систем 20, 30. По меньшей мере, дна компоновка общей РЧ/МР антенны, в частности, РЧ поверхностный резонатор, также может быть использована как для РЧ импульсной передачи, так и для приема МР сигналов, если она способна переключаться между передачей и приемом, и, кроме того, две компоновки 40, 50 РЧ антенн в целом могут обе служить для чередования передачи РЧ импульсов и приема МР сигналов.

Эти компоновки 40, 50 передающей или принимающей антенны могут быть предоставлены в виде РЧ передающей и/или принимающей антенны согласно изобретению, как описано ниже.

Кроме того, для пространственной селекции и пространственного кодирования, полученных МР релаксационных сигналов, исходящих из ядра, также предоставлено некоторое количество катушек 70, 80 градиента магнитного поля, с помощью которых создаются три градиента магнитного поля в ортогональных X-, Y- и Z-направлениях, как описано выше.

Наконец, для проведения данного обследования создаются электрические приспособления или вспомогательное оборудование. Такие устройства, например, РЧ приемная антенна в виде поверхностной МР катушки 60, которая используется в дополнение или в качестве альтернативы постоянно встроенной плоской приемной РЧ антенне 50 (т.е. катушки на тело) и которая располагается непосредственно на пациенте P или зоне обследования. Такая поверхностная РЧ/МР катушка 60 предпочтительно создается как гибкая панель, или муфта, или клетка и может содержать или выполняется в виде РЧ передающей и/или принимающей антенны для передачи импульса РЧ возбуждения и/или для приема релаксационных сигналов ЯМР согласно изобретению.

Вышеизложенные и последующие принципы и соображения применимы также в случае системы осевой или горизонтальной МРТ, в которой пациент или иной обследуемый объект располагается в осевом направлении цилиндрической или трубовидной зоны 10 обследования. Формы и размеры магнитов и компоновок передающих или принимающих антенн известным образом адаптированы к форме цилиндрического или трубовидного пространства обследования.

РЧ антенна может быть предоставлена в виде или содержать одно- или многослойный материал или PCB (печатная плата) проводящую структуру, содержащую, по меньшей мере, одну электрически изолированную подложку или основание, снабженную электрически проводящими элементами в форме тонких медных полос или медных структур на одной или обех сторонах, по меньшей мере, одного основания. Конденсатор может быть выполнен в виде медных полос на обех сторонах основания, так что они перекрывают друг друга и являются изолированными от основания. Такая двуслойная PCB структура схематически изображена на виде сбоку на фиг. 2. Она содержит основание 1 и медные полосы или структуры 2 на двух сторонах основания 1. Конденсатор реализован в виде перекрывающейся компоновки в соответствии с фиг. 2.

Далее изобретение будет описано с дополнительными подробностями со ссылкой на второй вариант осуществления РЧ передающей и/или принимающей антенны для гибридной системы МР/HIFU со ссылками на фиг.3-8.

Выше пояснялось, что оптимальное расположение РЧ передающей и/или принимающей антенны или, по меньшей мере, ее части находится на пути распространения ультразвукового поля или лучей. Однако такое расположение приводит к нарушению и затуханию ультразвукового поля или лучей.

Как правило, такие РЧ передающая и/или принимающая антенны предоставлены в виде катушек или структур катушек, имеющих конденсаторы, которые обычно выполнены из меди, заключенной, например, в пластиковую оболочку. Когда такая структура катушки располагается вдоль направления пути ультразвука, она блокирует значительную часть ультразвука, воздействуя, таким образом, на качество ультразвукого фокуса и нагрев ткани-мишени. Кроме того, ультразвуковая энергия, поглощаемая структурой катушек, может повредить катушку. В настоящее время эти проблемы решаются путем размещения антенны вне пути ультразвука с принятием всех вытекающих недостатков.

На фиг. 3 показан разрез по линии А-А на фиг. 4 существенных компонентов такой известной гибридной системы МР/HIFU для терапии миомы матки. Фиг. 4 дает вид сверху на систему в соответствии с фиг. 3, вдоль линии B-B на фиг. 3.

Гибридная система МР/HIFU содержит резервуар 10, в котором располагается ультразвуковой преобразователь 11 и который наполнен контактной средой, обычно водой или маслом, с подходящими акустическими свойствами. Резервуар 10 содержит окно 12, прозрачное для ультразвукового поля или лучей, излучаемых ультразвуковым преобразователем 11, и на окне 12 которого располагается обследуемый объект, обычно, пациент P. Первая структура катушки в виде одного первого элемента 13 катушки РЧ антенны располагается так, что окружает ультразвуковое окно 12, а вторая структура катушки в виде, по меньшей мере, двух элементов 14a, 14b катушки РЧ антенны, располагается снаружи пациента P, например, в форме тазовых элементов катушки. Дополнительно, фиг. 3 схематично показывает TT ткани-мишени пациента P, которые, например, представляют собой миому матки. На виде сверху на фиг. 4, показаны ультразвуковое окно 12 резервуара 10 и первый элемент 13 катушки РЧ антенны.

В такой гибридной системе МР/HIFU сфокусированные ультразвуковые лучи передаются от ультразвукового преобразователя 11 через контактную среду внутри резервуара 10, через ультразвуковое окно 12 к TT ткани-мишени. Ультразвуковой луч не нарушается первым элементом 13 катушки, потому что он окружает ультразвуковое окно 12 и имеет диаметр, больший, чем диаметр ультразвукового окна 12. Однако из-за большого диаметра, особенно по отношению к малому расстоянию до TT ткани-мишени, качество МР изображения TT ткани-мишени, создающегося с помощью первого элемента 13 катушки, является сравнительно плохим. И хотя вторая структура 14a, 14b катушки РЧ антенны находится достаточно далеко от TT ткани-мишени и особенно от ближнего поля ультразвукового преобразователя 11, это не может скомпенсировать ухудшение изображения, вызванное первым элементом 13 катушки.

Для решения этой проблемы согласно изобретению предоставляется РЧ передающая и/или принимающая антенна, которая может эффективно располагаться в непосредственной близости от TT ткани-мишени без нарушения ультразвуковых лучей или сведением его к минимуму, чтобы оптимизировать МР изображение и качество МРТ термометрии для проведения терапии.

РЧ передающая и/или принимающая антенна согласно изобретению обычно содержит ряд катушек, или элементов катушек, или структур катушек или частей, которые сделаны таким образом, что они лишь в минимальной степени нарушают ультразвуковое поле или лучи. Такое минимальное нарушение означает, что РЧ передающая и/или принимающая антенна существенно не изменяет свойства ультразвуковой фокусировки, или не создает новые значительные ультразвуковые фокусы (например, боковые фокусы) в нежелательных местах, и не отражает значительную часть ультразвуковую энергию обратно, например, в ультразвуковой преобразователь 11, или не поглощает значительную часть ультразвуковой энергии, что может привести к созданию горячих узлов внутри или в окрестности РЧ передающей и/или принимающей антенны.

Чтобы добиться столь малых нарушений ультразвукового поля, РЧ передающая и/или принимающая антенны согласно изобретению разработаны следующим образом:

1. РЧ передающая и/или принимающая антенна содержит или выполнена из проводящей структуры, в частности, в виде рассмотренных катушек или элементов катушек, или структуры катушек, которая(ые) является прозрачной для ультразвукового поля или лучей, где прозрачность означает, что основная часть ультразвуковой энергии передается посредством проводящей структуры. Желаемая степень прозрачности достигается с помощью одного или комбинации следующих признаков:

a) материалы проводящих структур, которые выбираются таким образом, чтобы их акустический импеданс сильно отличался от акустического импеданса ультразвуковой контактной среды внутри резервуара 10, обычно воды или масла, делаются тонкими. Это означает, что эффективная акустическая толщина структуры меньше, чем λ/10 (где λ - длина акустической волны в материале);

b) толщину проводящих структур, которые выбраны так, чтобы иметь акустический импеданс сильно отличающимся от акустического импеданса ультразвуковой контактной среды внутри резервуара 10, обычно воды или масла, выбирают таким образом, чтобы минимизировать отражения от границ среды. Это также известно как "акустическое согласование";

c) материалы проводящих структур выбирают таким образом, чтобы иметь достаточно низкие акустические потери, чтобы избежать существенного поглощения ультразвуковой энергии.

2. РЧ передающая и/или принимающая антенна содержит или выполнена из проводящих структур, а именно в виде упомянутых выше катушек, или элементов катушек, или структур катушек, которые являются отражательными для ультразвука и минимально нарушают ультразвуковое поле или лучи, где отражательный означает, что существует существенная несогласованность между акустическими импедансами проводящих структур ультразвуковой контактной среды, обычно воды. Такая отражательная способность и минимальное нарушение достигаются в желаемой степени с помощью одного или комбинации следующих признаков:

a) площадь, покрываемая проводящей структурой, получающаяся при проецировании лучей из ультразвукового фокуса на ультразвуковой преобразователь 11, минимизируется;

b) местоположение проводящей структуры выбирается так, чтобы минимизировать воздействие на ультразвуковое поле или лучи;

c) форма (отражательных) проводящих структур выбирается таким образом, чтобы равномерно распространять отраженное ультразвуковое поле или лучи, чтобы избежать создания нежелательных дополнительных фокусов от отраженного ультразвукового поля или лучей.

Посредством предоставления РЧ передающей и/или принимающей антенны в виде или содержащей проводящую структуру в соответствии с рассмотренными пунктами 1 или 2, а именно в виде катушек или структур катушек, минимально нарушающих ультразвуковое поле или лучи, можно создать наиболее оптимальную структуру катушек для МРТ термометрии. Примерный вариант осуществления РЧ передающей и/или принимающей антенны согласно изобретению содержит первую структуру 13 катушек в виде или содержащую первый и второй элемент 13a, 13b катушек и будет описан более подробно со ссылкой на фиг. 5 и 6.

На фиг. 5 показано поперечное сечение вдоль линии А-А на фиг. 6 соответствующих компонентов гибридной системы МР/HIFU, содержащей такую РЧ передающую и/или принимающую антенну. На фиг. 6 показан вид сверху на систему МР/HIFU в соответствии с фиг. 5 по линии B-B на фиг. 5. На фиг. 5 представление обследуемого объекта P опускается только для ясности изложения. Что касается расположения такого обследуемого объекта P, делается ссылка на фиг. 3 и соответствующее описание. Те же самые или соответствующие компоненты, что и на фиг.3 и 4, обозначены на фиг.5 и 6 теми же или соответствующими позициями.

На фиг. 5 снова показан резервуар 10 с ультразвуковым окном 12, включая контактную среду, обычно воду, а также ультразвуковой преобразователь 11.

Дополнительно, на фиг.5 и 6 показаны первая структура 13 катушки, которая согласно изобретению состоит из или содержит первый и второй элементы 13a, 13b катушки, и вторая структура катушки, содержащая, по меньшей мере, два элемента 14a, 14b катушки, как показано на фиг. 3.

Как показано в верхней части фиг. 6, часть первого и второго элементов 13а, 13b катушки пересекает ультразвуковое окно 12 резервуара 10. По сравнению с первой структурой 13 катушки, указанной на фиг. 4, каждый из первого и второго элементов 13a, 13b катушки первой структуры катушки согласно изобретению покрывает около половины площади данной структуры 13 катушки. Элементы 13а, 13b катушки располагаются бок о бок предпочтительно таким образом, что они перекрывают друг друга, причем, по крайней мере, площадь перекрытия пересекает ультразвуковое окно 12 и, помимо этого, оба элемента 13а, 13b катушки совместно окружают ультразвуковое окно 12.

Как правило, компоновка и выбор элементов 13а, 13b катушки и, возможно, дополнительные элементы катушки выбираются таким образом, чтобы качество МР изображения TT ткани-мишени, которое создается с помощью этих элементов 13а, 13b катушки, было улучшено по сравнению с использованием первого элемента 13 катушки, показанного на фиг. 3 и 4, и являлось достаточным для контроля и управления процессом нагрева HIFU.

В частности, те части элементов 13a, 13b катушки, которые пересекают ультразвуковое окно 12, сделаны в соответствии с описанием, приведенным выше 1 и 2, так что они лишь в минимальной степени нарушают ультразвуковое поле или лучи. Другие части элементов 13a, 13b катушки, которые расположены за пределами ультразвукового окна 12 или окружают его, можно сделать с помощью обычных технологий изготовления катушек или тем же способом, как и те части, которые пересекают ультразвуковое окно 12.

Рассмотренная РЧ передающая и/или принимающая антенна не ограничивается какой-либо конкретной геометрией катушек, количеством элементов катушки и/или только частью элементов катушки, подвергающихся воздействию ультразвука. Множество конструкций катушек могут быть созданы с использованием принципов изобретения, как описано выше в пунктах 1 и 2.

В дальнейшем со ссылкой на фиг. 6 и 7 описываются некоторые иллюстративные варианты осуществления проводящих структур, воздействие которых приводит только к минимальному нарушению ультразвукового поля или лучей, как описано выше в пунктах 1 и 2, при использовании в РЧ передающей и/или принимающей антенны согласно изобретению.

На фиг. 7 изображено поперечное сечение тонкой проводящей структуры, являющейся прозрачной для ультразвукового поля или лучей согласно варианту осуществления. Структура содержит тонкую полоску 20 меди между первой и второй тонкими пластиковыми листами 21, 22. Вместо пластика, конечно, могут быть использованы другие подходящие материалы. Такие проводящие структуры могут создаваться с использованием доступных материалов гибких печатных плат и производственных технологий. В этих материалах медь толщиной <50 мкм и пластик толщиной <100 мкм легкодоступны и они удовлетворяют таким требованиям к материалу, чтобы он являлся ”тонким” для характерных ультразвуковых частот 1-2 МГц и, следовательно, прозрачным для ультразвуковых полей или лучей на данной частоте.

Изобретение не ограничивается выполнением условий, связанных с трехслойной структурой 20, 21, 22, или материалами гибких печатных плат, или одинаковыми материалами на обеих сторонах проводника 20, или упомянутой выше толщиной, равно как и понятием "тонким", и низкими ультразвуковыми потерями.

Другой вариант осуществления проводящей структуры согласно изобретению содержит два медных слоя 20 с тонким слоем материала диэлектрика между ними, так что при этом создается прозрачный ультразвуковой конденсатор. Такая проводящая структура может использоваться в РЧ передающей и/или принимающей антенне согласно изобретению для ее настройки на МР резонансную частоту.

В соответствии с другим вариантом осуществления изобретения проводящая структура может изготавливаться прозрачной для ультразвука путем упомянутого акустического согласования с использованием структуры, аналогичной той, которая показана на фиг. 7. В этом варианте осуществления проводящей структуры материал и толщины соответствующих слоев, например, пластиковых слоев 21 и 22, выбираются так, чтобы согласовать переход ультразвука из окружающей контактной среды 23 в медный проводник 20. Для правильного выбора материала это может быть сделано, например, за счет использования четвертьволнового уравнения преобразования:

Здесь Z_plastic, Z_copper и Z_water - это акустические импедансы пластиковых слоев 21, 22, медного проводника 20 и ультразвуковой контактной среды 23 соответственно. Изобретение не ограничивается такой трехслойной структурой 20, 21, 22 или рассмотренным выше согласованием по четверти длины волны.

В соответствии с другим вариантом осуществления изобретения, показанным на фиг. 8, проводящая структура, являющаяся отражательной, сделана небольшой, чтобы избежать блокировки значительной части ультразвукового поля (УП) или лучей, передающихся источником ультразвука или преобразователем 11.

Подробнее, в одном варианте осуществления, чтобы оптимизировать достаточную радиочастотную проводимость с минимальным диаметром проводника, проводящая структура использует круглые или овальные проводящие проводники 31, минимизируя, таким образом, теневую область SAl поверхностного преобразователя 30 при проецировании из фокуса. Дополнительное предпочтение круглого сечения состоит в том, что отраженный звук распространяется в большую область зрения.

В соответствии с другим вариантом осуществления проводящая структура использует проводящие полосы 32 с по существу прямоугольным сечением, которые можно ориентировать в ультразвуковом поле для минимизации затененных областей SA2. Изобретение не ограничивается упомянутыми выше сечениями проводящих структур. Также и другие подобные сечения могут быть выбраны для получения минимума затененной области.

Суммируя вышеизложенное, второй вариант осуществления РЧ передающей и/или принимающей антенны согласно изобретению может быть использован особенно в МРТ управляемых устройствах HIFU терапии для обеспечения более точной МРТ термометрии нагреваемой цели, а также безопасного мониторинга нежелательного нагрева, например, в ультразвуковом ближнем поле. «Более точная» здесь означает снижение неопределенности по температуре и лучшее пространственное и временное разрешение, позволяющие повысить точность оценки тепловой дозы.

Дополнительное преимущество РЧ передающей и/или принимающей антенны в соответствии со вторым вариантом осуществления изобретения заключается в том, что оно может использоваться для улучшения качества изображения плоских снимков HIFU терапии.

Еще одно преимущество РЧ передающей и/или принимающей антенны в соответствии со вторым вариантом осуществления изобретения состоит в том, что она может использоваться для создания многоканальных катушек с оптимизированной пространственной чувствительностью, обеспечивающей параллельное получение изображения при HIFU планировании и лечении. Параллельное получение изображения может быть использовано для уменьшения времени, необходимого для HIFU планирования лечения. В МРТ термометрии параллельное получение изображения может быть использовано для увеличения временного разрешения, а также для минимизации артефактов при получении последовательных изображений МРТ термометрии, например, посредством более коротких эхо-цепей в методах быстрой визуализации, таких как эхо-планарная визуализация.

Хотя изобретение было выше подробно описано и проиллюстрировано чертежами, такие иллюстрации и описание должны рассматриваться как иллюстративные или примерные, а не ограничительные, и изобретение не ограничиваться описанными вариантами осуществления. Изменения в вариантах осуществления изобретения, описанные с целью получения рассмотренных выше результатов, например, в отношении собственно проводящих структур, формирующих РЧ передающую и/или принимающую антенну, формы, числа и компоновки, а также материалов проводящих структур, структур катушки и элементов катушек в отношении друг к другу, возможны без отступления от основного принципа изобретения, как это определено в сопровождающих формулах изобретения.

Изменения в описанных вариантах осуществления могут быть поняты и осуществлены специалистами в данной области изобретения с помощью изучения чертежей, описания информации и прилагаемых формул изобретения. В формуле изобретения слово "содержащий" не исключает других элементов или этапов, а также неопределенный артикль "а" или "an" не исключает множественности. Один процессор или другое устройство может выполнять функции нескольких пунктов, изложенных в формуле изобретения. Тот факт, что некоторые характеристики изложены в различных взаимно зависимых формулах изобретения, не означает, что комбинация этих характеристик не может использоваться предпочтительно. Любые ссылочные показатели в формуле изобретения не должны рассматриваться как ограничивающие объем.