生物組織を加熱治療するための組立体に含まれるエネルギー発生手段を位置決めするための装置
本発明は、生物組織を加熱治療するための組立体のエネルギー発生手段（２０）を位置決めするための装置（９０）に関し、それによって、エネルギー発生手段（２０）は、照準面に存在する１つの照準方向にエネルギーを放射するように適合される。本発明による装置（９０）は、それが、エネルギー発生手段（２０）の位置を変えることができ、その結果として、照準面内に存在するターゲット領域の周囲で前記照準面における照準方向を変えることができる移動手段を備えたことを特徴とする。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、温熱（hyperthermia）によって生物組織を治療する分野に関し、より詳細には、乳房組織の治療に関する。
【背景技術】
【０００２】
温熱療法は、生物組織を局部的に治療するために一般的に使用されている技術である。それらは、エネルギー源（レーザー、マイクロ波、高周波、超音波）によって生物組織のターゲット領域を加熱することからなる。
【０００３】
一般的には、局部温熱療法は、侵襲性（invasive nature）を最小限に抑制する医学的介入を可能にする。使用されるエネルギーの種類の中、とりわけ、集束超音波（ＦＳＵ（focused ultrasound））は、興味のあるものである。なぜなら、集束超音波は、組織内におけるターゲット領域を深く非侵襲的に加熱するのを可能にするからである。
【０００４】
仏国特許第２，８２３，６７８号公報（２００２年１０月２５日に公開）は、治療されるべき組織のターゲット領域における温度を自動的に制御することを可能にする加熱治療のための組立体を開示している。そのユニットは、超音波発生器、ターゲット領域における温度の空間分布を測定および記録するためのＭＲＩ画像形成手段、および、温度の空間分布を各点ごとにディジタル処理する手段を備えた制御ユニットを備える。制御ユニットは、ターゲット領域における温度が温度設定プロフィールに追従するように、画像形成手段によって測定された温度の分布に応じて超音波発生器の空間における変位を制御する。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
乳房治療の構造においては、エネルギー発生手段の位置決めは、細心の注意を要することである。なぜなら、乳房は、胸膜、肺、および、心臓のような重要臓器の近くに存在するからである。組織の温度が上昇することによって発生する壊死がこれらの重要臓器に拡大するような状況を回避することは重要なことである。
【０００６】
本発明によって解決される課題は、乳房を治療するように適合されかつ近くの臓器を傷つける可能性を最小限に抑制するエネルギー発生手段の位置決め装置を提案することである。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本発明は、
− 照準面に含まれる照準方向にエネルギーを放射するように適合されたエネルギー発生手段と、
− 患者の体の前頭面が照準方向にほぼ平行に延びかつ患者の乳房が照準方向を横切る位置に患者の体を維持するように適合された支持手段と、
を備えた乳房を加熱治療するための組立体であって、
前記組立体は、照準面において患者の乳房を中心にしてエネルギー発生手段の位置を変えるように適合された移動手段を含む位置決め装置をさらに備え、照準面が、前頭面にほぼ平行に延びる、ことを特徴とする組立体によってこの課題を解決する。
【０００８】
そのような位置決め組立体によって、治療されるべき患者の体は、患者の体の前頭面が照準方向にほぼ平行に延びかつ患者の乳房がこの照準方向を横切る位置に維持される。照準方向に放射されるエネルギーは、乳房の中にだけ伝搬し、重要臓器に到達することは決してない。
【０００９】
本発明の枠組みにおいて、「前頭面（coronal plane）」は、体を前方部分（anterior potion）と後方部分（posterior potion）とに分割する、体の重心を通る平面を意味する。前頭面（または、前額面）は、矢状面に垂直に延びる（脊柱を含む矢状面は、体の対称面であり、体を左部分と右部分とに区切る）。
【００１０】
移動手段は、乳房を中心にして照準面におけるエネルギー発生手段の位置を変え、治療されるべきターゲット領域におけるエネルギー発生手段の焦点の位置を調節し、例えば温度の空間分布に応じて、エネルギーの分布を時間とともに変化させる。
【００１１】
そのような構成において、エネルギーが、胸膜、肺、または、心臓のようなリスクのある臓器に蓄積する可能性は、減少する。なぜなら、超音波エネルギーは、乳房の中にしか伝搬しないからである。
【００１２】
以下の記述から分かる、その他の特徴および利点は、ただ単に説明のためのものであり、限定的なものではない。そして、以下の記述は、添付の図面を参照して読まれるべきである。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１３】
図１において、図示される加熱治療組立体１は、磁石１０を含むＭＲＩ画像形成装置を備える。組立体１は、集束超音波トランスデューサ２０の形態を有するエネルギー発生手段およびトランスデューサ２０に供給することを意図したマルチチャンネル発生器（multichannel generator）６０を備える。マルチチャンネル発生器６０（これは、少なくとも８つの正弦波供給チャンネルを備える）は、電子的インピーダンス整合装置７０を介してトランスデューサ２０に接続される。
【００１４】
組立体１は、また、画像再構成装置８０と、画像再構成装置８０から到着する入力データを受け取ることのできる中央演算処理装置を含む捕捉ユニット４０と、トランスデューサ２０によって放射されるエネルギーの分布を、ＭＲＩ画像形成装置によって測定された温度の分布に応じて変化させるために、マルチチャンネル発生器６０および移動システム３０を、捕捉ユニット４０によって提供されるデータに応じて制御することのできる制御ユニット５０と、を備える。
【００１５】
ＭＲＩ画像形成装置は、それと同時に、約１ミリメータ程度の空間分解能、約１°Ｃ程度の精度、および、約１秒程度の時間分解能を備えた対象領域の３次元温度マップおよび解剖学的マップを提供する。
【００１６】
マルチチャンネル発生器は、２５６のチャンネルを備え、それぞれのチャンネルは、プローブ２０の超音波発生エレメントに供給することを意図したものである。それぞれのチャンネルにおいて生成される信号は、電子的なインピーダンス整合装置７０によって、５０Ωの同軸ケーブルを介してプローブ２０に送信される。電子的なインピーダンス整合装置７０は、また、米国特許第６，１４８，２２５号公報（２０００年１１月１４日に公開）に記載された干渉を伴うことなく、集束超音波およびＭＲＩを同時に使用することを可能にする低域通過フィルタの機能をも有する。
【００１７】
磁石１０の内側で捕捉された測定値は、画像再構成装置８０によって、画像に変換され、そして、捕捉ユニット４０に送信される。捕捉ユニット４０は、高速フーリエ変換を実行し、捕捉された画像をフィルタリングし、そのようにして処理された画像をディスプレイ上に表示する。医者は、画像をディスプレイ上で可視化し、治療されるべき腫瘍を突き止めることができる。
【００１８】
加熱されるべきターゲット領域を含む温度マップは、ＭＲＩ画像形成装置によって生成される。データは、高速ネットワーク接続によって、捕捉ユニット４０から制御ユニット５０にリアルタイムで転送され、その制御ユニット５０は、集束超音波発生手段を制御するために専用される。制御ユニット５０は、マルチチャンネル発生器６０および移動システム３０の制御アルゴリズムを実行するための適切なプログラムを含む。このアルゴリズムは、ＭＲＩ画像形成装置によって提供される温度マップに応じて、壊死させるために必要な熱を増加生成させることを意図して実行される超音波照準の座標および強度を計算することができる。制御アルゴリズムは、ターゲット領域における温度が所望のプロフィールに追従するようにマルチチャンネル発生器６０および移動装置９０を制御する。
【００１９】
制御ユニット５０によって送出される制御信号は、光ファイバー導線を介して、マルチチャンネル発生器６０に送信される。
【００２０】
治療の終了時点において、造影剤を使用するかまたは使用しない拡散ＭＲＩからの画像またはＴ２強調ＭＲＩからの画像が、生成された壊死の寸法およびそれの時間的な変化を確認するために患者の追跡検査を実行することを可能にする。
【００２１】
（集束超音波トランスデューサ）
円形プローブの欠点は、照準軸に沿った焦点の細長い形状である。温度を大きく増加生成させるために、あるいは、大きな体積を治療するために、大量のエネルギーを沈積している間に、壊死は、トランスデューサに向かって皮膚の表面にまで進行する。
【００２２】
図６から分かるように、いくつかの近接した連続パルスを放射している間に、それぞれのビームの一部分が、重なり合う。したがって、いくつかの連続パルスをディスクの表面全体を横切らせることによって、楕円が、得られ、その幅長さ比（length ratio）は、焦点の幅長さ比に等しい。超音波伝搬軸に沿ったこのエネルギー蓄積効果は、壊死が重要臓器の近くにまで拡大する場合、危険なことがある。
【００２３】
超音波トランスデューサ２０の場合、とりわけ、乳房の腫瘍を治療するように適合される。
【００２４】
図２において、トランスデューサ２０は、治療されるべき患者の乳房に対して配置されることを意図したものであり、そのために、超音波の照準方向は、患者の前頭面にほぼ平行に延びる。そのような構成において、エネルギーが、胸膜、肺、または、心臓のようなリスクのある臓器に蓄積する可能性は、減少する。なぜなら、超音波エネルギーは、乳房の中にしか伝搬しないからである。
【００２５】
図３〜図５に示されるように、トランスデューサ２０は、一般的に凹面の細長い形状を有する能動超音波放射面２２を有する。より詳細には、トランスデューサの能動面２２は、第１の方向における口径が９０°よりも大きく、かつ、第１の方向に垂直な第２の方向における口径が９０°よりも小さい球面の一部分である。能動面２２は、８ｃｍの曲率半径を有し、照準面の方向へ延びている。したがって、トランスデューサ２０は、体内の８ｃｍまでの深さに存在する領域を治療することを可能にする。
【００２６】
図４は、ＹＺ照準面におけるトランスデューサの平面図である。この平面において、能動面２２は、１４４°の口径を有する。図５は、ＹＺ照準面に垂直なＹＸ平面におけるトランスデューサの側面図である。この平面において、能動面は、５０°の口径を有する。十分な出力を得るために、能動面は、６８ｃｍ２である。
【００２７】
さらに、トランスデューサの口径を増加させることによって、焦点の長さを増加させることが可能である。その周辺における前頭面に焦点を配置することは、ほぼ半円弧を形成する。半円弧は、プローブの一方の面が他方の面上に放射するのを妨げることができず、そのことは、プローブの自己破壊の原因となる場合がある。ＸＹ平面におけるトランスデューサの口径は、１４４°である（図４）。十分にコンパクトなトランスデューサ、すなわち、６８ｃｍ２の能動面を備えたトランスデューサを有するために、ＸＺ平面におけるプローブの口径は、５０°にまで低下する（図５）。これは、図２に示されるように、トランスデューサを体の近くに配置するのを可能にする。
【００２８】
トランスデューサの口径を１つの方向において増加させることは、焦点の長さを低下させるのを可能にする。したがって、１４４°の口径によって、焦点の長さは、波長（ここでは１ｍｍ）に近い。
【００２９】
このトランスデューサの細長い形状は、さらに、ＭＲＩ画像形成装置内の容積を最適化することを可能にする。実際には、ＭＲＩの直径は、現在、６０ｃｍの半径に制限されている。これは、すでに、肥満体の患者がＭＲＩ診断を受けることを妨げている。ＭＲＩの治療プラットフォームによって、患者が使用することのできる空間は、さらに減少する。これらの理由から、このプラットフォームの厚さを最適化することは、きわめて重要なことであり、それは、図１８に示されるように、主として、トランスデューサの大きさに依存する。トランスデューサは、十分な出力を有するために、少なくとも６８ｃｍ２の放射面を有しなければならず、また、プラットフォームにおける最小限の高さを有しなければならない。トランスデューサが最大の口径と可及的に高い密度で配置されたエレメントとを有することは、望ましいことである。しかしながら、トランスデューサの口径は、１８０°を超えてはならない。さもなければ、トランスデューサは、それ自身に放射することになる。
【００３０】
図１０に示されるように、トランスデューサ２０の能動面２２は、超音波発生エレメントからなるマトリックスネットワークによって覆われ、かつ、トランスデューサ２０が発生器６０によって供給されたときに焦点Ｐの方向に超音波を放射することのできる２５６個の円形の発生エレメントを含む。
【００３１】
トランスデューサが、マルチチャンネル発生器によってそれの接続を介して供給されたとき、超音波発生エレメント２１は、約１．５ＭＨｚの周波数で放射することができる。焦点Ｐは、波長と同じ程度の寸法、すなわち、約１ｍｍの寸法を有する。焦点において発生する音圧は、マルチチャンネル発生器６０から供給される信号の振幅および位相シフトを変化させることによって調節されてもよい。
【００３２】
超音波発生エレメント２１によって形成されるマトリックスネットワークは、コンパクトであり、かつ、非対称である。マトリックスネットワークがコンパクトであるということは、それぞれの発生エレメント２１が少なくとも２つのその他のエレメントと接触していることを意味し、発生エレメントによって占有される表面積を最小限にする。発生エレメントは、それらのエレメントがお互いから２ｍｍ以下の距離だけ離れて配置される場合、別の発生エレメントと接触しているとみなされる。マトリックスネットワークが非対称であるということは、発生エレメント２１が能動面２２上に非対称に分布することを意味する。
【００３３】
反復アルゴリズムが、以下の原則に基づいて、エレメントを１つずつ配置する。
【００３４】
第１のｎ個のエレメントの座標を知ることによって、プログラムは、（ｎ＋１）個のエレメントによって占有される表面積を最小にするために、ｎ個のエレメントの中の少なくとも２つのエレメントと接触するエレメントの位置を計算する。２ｍｍの最小距離を考慮せずに、計算は、散布マトリックスネットワークの場合と同様に、エレメントを無作為に配置することによって実行されてもよい。しかしながら、エレメント間の空間は、エレメントの接続間における電気的なアークの発生を防止するために、また、逆位相で振動するエレメント間の機械的な摩擦を防止するために、必要である。このエレメント間の空間は、ここで説明されるトランスデューサの場合、０．４ｍｍに等しくなるように選択されている。
【００３５】
プログラムは、占有される表面積を最小にする構成の中から、最も小さい対称度を示すものを選択するのを可能にする。
【００３６】
このプログラムによって実行され得る第１のプロセスによれば、対称度は、Ｙ軸を含むそれぞれの平面ごとに、それらの平面の１つに関して、エレメント間で対称なエレメント数を検索することによって、評価される。あるエレメントは、完全に対称でなくてもお互いにほぼ対称であり得るので、自己相関関数は、離散的によりももっと連続的に対称度を定量化することを可能にする。したがって、維持されるエレメント分布は、Ｙ軸を含むそれぞれの平面が最小対称自己相関をもたらすエレメント分布である。対称軸を抑圧することは、マトリックスネットワークを使用するときに最も大きな制約となる対称のローブを減少させることを可能にする。
【００３７】
より厳密ではあるがはるかに長い計算時間を必要とする第２の反復プロセスによれば、音場のシミュレーションが、図７、図８、および、図９に示されるように、占有される表面積を最小にするそれぞれの構成ごとに実行される。このプロセスは、トランスデューサによって生成される２次ローブを最小にする構成を正確に決定することを可能にする。
【００３８】
しかしながら、第１のプロセスも、また、トランスデューサ上の層分布を抑圧することを可能にする。なぜなら、２つのエレメントが、Ｙ軸上の同じ座標を有するとき、それらのエレメントは、Ｙ軸を通る平面の１つに対してお互いに正確に対称であるからである。この特性から、ネットワークローブを最小にすることが得られる。
【００３９】
これらのプロセスは、第１のエレメントの位置の選択によって、いくつかの異なる分布をもたらす。この不確実性を除去するために、２５６個のエレメントのそれぞれの分布を比較し、それによって、焦点品質の点から最良の特性を提供するものを選択してもよい。
【００４０】
このようにして得られたマトリックスネットワークは、Ｇｒａｖｉｌｌｏｖ，Ｌ．Ｒ．等による文献「Ａ ｔｈｅｏｒｅｔｉｃａｌ ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ ｏｆ ｔｈｅ ｒｅｌａｔｉｖｅ ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ ｏｆ ｓｐｈｅｒｉｃａｌ ｐｈａｓｅｄ ａｒｒａｙｓ ｆｏｒ ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ ｓｕｒｇｅｒｙ」，ＩＥＥＥ ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ， ｆｅｒｒｏｅｌｅｃｔｒｉｃｓ ａｎｄ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｃｏｎｔｒｏｌ，Ｊａｎｕａｒｙ ２０００，４７，１２５−１３９に記載されるような散乱半無作為ネットワークの焦点品質の利点を提供し、かつ、コンパクトなままであるという利点を提供する。コンパクトさは、トランスデューサを利用できる空間が磁石の寸法によって制限されるＭＲＩ画像形成装置の内側で使用するのに都合がよいことである。
【００４１】
発生エレメント２１からなるマトリックスネットワークは、固有焦点を中心にしてすべての方向に７．５ｍｍの精度で焦点Ｐの位置を電子的に調節することを可能にする。さらに、エレメント２１の緻密で非対称な分布は、これまでに説明した領域の焦点の位置に関係なく、焦点における強度の８％よりも小さい２次強度ローブを維持することを可能にする。
【００４２】
図７、図８、および、図９は、様々な形状を有する集束超音波トランスデューサによって生成される音場の強度曲線を示す。これらの図面から、細長い形状を有するトランスデューサによって生成された音場を、伝統的なトランスデューサによって生成された音場と比較することができる。
【００４３】
図７は、左上隅に示される円形マトリックストランスデューサの焦点Ｐを中心にした２０×２０ｍｍ２のウィンドウ内のＸＹ平面における音場の強度を示す。２５６個の同一エレメントを含むこのトランスデューサは、８０ｍｍの焦点距離および５５ｍｍの開口半径を有し、８６°の口径をもたらす。音場の強度の計算は、１，５４０ｍ／ｓの伝搬速度を有する媒体において１．５ＭＨｚの発生エレメントの放射周波数に関して、実行された。この計算は、寸法が０．７６×０．７６×３．５ｍｍ３の焦点を生成する。
【００４４】
図８は、図３に関して説明されかつ左上隅に示されるトランスデューサの焦点Ｐを中心にした２０×２０ｍｍ２のウィンドウ内のＹＺ平面における音場の強度を示す。このトランスデューサは、同様に、８０ｍｍの焦点距離を有し、１，５４０ｍ／ｓの伝搬速度を有する媒体において１．５ＭＨｚで動作する。この計算は、ＹＺ平面における寸法が１．２８×１．６ｍｍ２の焦点を生成する。
【００４５】
図９は、図３に関して説明されかつ左上隅に示されるトランスデューサの焦点Ｐを中心にした２０×２０ｍｍ２の窓内のＸＹ平面における音場の強度を示す。図７の計算パラメータと同じ計算パラメータによって、寸法が０．４８×１．２８×１．６ｍｍ３の焦点が、得られる。
【００４６】
さらに、トランスデューサの照準中心を機械的に上下に移動させることを可能にするために（図１８における右側の双方向矢印）、円形矢印に基づいてトランスデューサを旋回させることは、トランスデューサを並進させることよりも賢明なことである。並進移動は、より大きな空間をプラットフォームに要求し、胸郭に隣接する乳房の部分に到達するのを不可能にする。青軸に沿ったトランスデューサの回転の最大自由度を有するために、トランスデューサは、それの断面が半楕円形に対応するような形で切断される。３次元において、それは、楕円柱と球体との共通部分（intersection）に対応する。三角形の断面は、より大きな回転を可能にするが、丸みのある角が、トランスデューサの人間工学および剛性のために必要とされる。
【００４７】
（トランスデューサ位置決め装置）
信号の電子制御は、迅速かつ正確なものである。しかしながら、先端の位置を電子的に調節することは、制限され、それだけでは、先端が乳房のあらゆる領域に到達するのを可能にしない。この理由から、腫瘍の中心にトランスデューサを機械的にセンタリングすることが、必要である。
【００４８】
図１３において、図示される乳房の加熱治療のための組立体は、患者の体の前頭面が照準方向にほぼ平行に延びるとともに患者の乳房が照準方向を横切る位置に患者の体を維持するように適合された支持手段１００を備える。
【００４９】
支持手段は、患者が横たわるＭＲＩ画像形成装置１０のベッド１１０上に配置されるように適合されたプラットフォームから構成される。プラットフォーム１００が、ベッド１１０上に配置されたとき、それは、プラットフォームとベッドとの間に空間を形成することによって、ベッドにほぼ平行に延びる。プラットフォームとベッドとの間に形成された空間は、集束超音波トランスデューサとトランスデューサの位置決め装置とを備えたエネルギー発生手段を収容することを意図したものである。
【００５０】
図１９からより詳細に分かるように、プラットフォーム１００は、患者がＭＲＩ画像形成装置１０のベッド１１０上にうつぶせに横たわっているときに患者の乳房が治療のために穴１０１および１０２の中へ案内されるような形で配置された２つの穴１０１および１０２を備える。人間工学的なプラットフォーム１００は、患者が快適であることを保証するとともに患者の体重がプラットフォームの下に配置されたトランスデューサにかかることを防止することを可能にする。
【００５１】
位置決め装置９０が、図１４に示される。移動手段は、エネルギー発生手段２０が患者の前頭面に平行な照準方向にエネルギーを放射する位置にそれらのエネルギー発生手段２０を維持するように適合される。また、位置決め装置は、エネルギー発生手段２０の位置を患者の乳房を中心にして患者の前頭面に平行な照準面において変化させるように適合される。
【００５２】
移動装置は、患者が配置されるＭＲＩ画像形成装置のベッド１１０の長手方向エッジに沿って配置されることを意図した２つのロッド９０１および９０２と、２つのガイドレール９１０および９１２とを備え、それらのガイドレール９１０および９１２は、それらの先端でロッド９０１および９０２上に置かれ、ロッド９０１および９０２に沿って摺動し、ベッド１１０の方向を横切って延びる。２つのガイドレール９１０および９１２のそれぞれは、支柱９２０および９２２をそれぞれ収容し、それらの支柱９２０および９２２は、ＭＲＩ画像形成装置のベッド１１０に対しておおよそ垂直な方向に延び、それのレール９１０および９１２に沿って摺動することができる。２つの支柱９２０および９２２は、一般的にはリング状のフレーム９０３を支持し、そのフレーム９０３上に、エネルギー発生手段が、搭載される。リング状のフレーム９０３は、患者の乳房が収容される中央照準領域の境界を定める。
【００５３】
エネルギー発生手段は、一般的には球面状の能動面を有する集束超音波トランスデューサ２０を備える。トランスデューサは、トランスデューサ２０の照準面がリング状フレーム９０３の平面内に延びるような仕方で、かつ、トランスデューサ２０の球面状能動面の固有焦点がフレーム９０３の中心に配置されるような仕方で、リング状のフレーム９０３上に搭載される。
【００５４】
図２０からより詳細に分かるように、位置決め装置９０は、フレーム９０３の位置を変化させるように適合された第１の移動手段９３０を備える。これらの移動手段９３０によって、フレーム９０３は、照準面において、それの中心を軸にして回転することができ（回転Ｒ１）、それにより、照準面において患者の乳房の周囲でトランスデューサ２０の位置を変化させることを可能にする。このために、第１の位置決め装置９３０は、ベルトおよび歯車からなる機械的なシステムを備える。第１の位置決め装置の駆動ベルト９３２は、ベッドの長手方向に延び、かつ、クランク９３１によって制御される。
【００５５】
さらに、位置決め装置は、フレーム９０３の平面内に延びる回転軸９４３の形態で照準面の角度を変化させるように適合された第２の移動手段９４０を含む。エネルギー発生手段２０は、軸９４３を中心にしてフレーム９０３に対して回転するように組み立てられる。したがって、エネルギー発生手段２０は、患者の前頭面に対してわずかに傾斜することができる（回転Ｒ２）。第２の移動手段９４０は、フレームに対して、したがって、患者の前頭面に対して、＋４０°から−４０°までの間隔（clearance）で照準面を傾斜させることを可能にする。 この特徴は、超音波トランスデューサの焦点Ｐの位置をさらに調節することを可能にする。
【００５６】
エネルギー発生手段２０は、有利には、丸みのある輪郭を備えた超音波トランスデューサからなり、それは、トランスデューサをベッド１１０または支持手段１００に接触させることなく、トランスデューサの位置および角度を変化させることを可能にする。
【００５７】
さらに、位置決め装置は、ベッド１１０の長手方向エッジに沿って延びるロッド９０１および９０２を備えた第３の並進移動手段９５０を含む。トランスデューサ２０、リング状フレーム９０３、支柱９２０および９２２、および、レール９１０および９１２から構成される組立体は、ロッド９０１および９０２に沿ってベッド１１０の長手方向に動かされてもよい（並進移動Ｔ１）。このために、オペレータは、クランク９３１および９４１を回転させて、組立体をベッド１１０の長手方向に引き出しあるいは押し込むだけでよい。
【００５８】
位置決め装置は、ガイドレール９１０および９１２を備えた第４の並進移動手段９６０を含む。トランスデューサ２０、リング状フレーム９０３、および、支柱９２０および９２２から構成される組立体は、ベッド１１０の横方向に延びるレール９１０および９１２に沿って摺動することができる（並進移動Ｔ２）。したがって、組立体は、ＭＲＩ画像形成装置のベッドの幅方向に沿って配置されてもよい。並進移動装置９６０は、トランスデューサ２０の位置を、治療されるべき患者の乳房の位置に適合させることを可能にする。このために、並進移動手段９６０は、ロッド９０１を含み、そのロッド９０１の端部には、クランク９６１が、搭載される。オペレータは、クランク９６１を回転させることによって、ロッド９０１の回転を制御することができる。ロッド９０１の回転は、ベッド１１０に対して横方向に延びるベルト（図示しない）を制御する。そのベルトには、トランスデューサ２０、リング状フレーム９０３、および、支柱９２０および９２２から構成される組立体が、取り付けられている。ベルトは、レール９１０および９１２に沿って組立体を並進させる。
【００５９】
したがって、トランスデューサ２０は、これまでに説明された４つの移動手段９３０、９４０、９５０、および、９６０によって、２つの並進移動軸および２つの回転軸に沿って移動することができる。このようにして、照準の中心を乳房内のどのような領域にでも位置することができ、それと同時に、照準方向を前頭面にほぼ平行に維持することができる。移動手段９３０、９４０、および、９６０は、ベッドの足元に配置されたクランク９３１、９４１、および、９６１によって遠隔制御される。したがって、これらの移動手段は、ベッド１１０上の患者の位置を変えずに、トランスデューサ２０の位置を調節することを可能にする。
【００６０】
位置決め装置および支持手段は、きわめて簡素な設備を提供する。なぜなら、その設備は、それらの手段をＭＲＩ画像形成装置のベッド上に直接に配置するだけでよいからである。
【００６１】
さらに、上述された位置決め装置は、あまり場所をとらず、そのことは、位置決め装置を支持手段の下に設置することを可能にし、それによって、患者のための最大量の空間をＭＲＩ画像形成装置１０内に確保する。
【００６２】
（超音波伝搬を促進するためのインタフェース手段）
患者の体の外部に存在するエネルギー発生手段によって放射されるエネルギーは、部分的に、患者の体の内部に存在する治療されるべき領域に向けて放射され、かつ、部分的に、異なる音響密度の媒体間のインタフェースのために失われる。
【００６３】
治療されるべきターゲット領域への超音波の送信を簡素化するための解決法が、図１５に示される。
【００６４】
図１５は、集束超音波トランスデューサを示す。トランスデューサの能動面は、治療されるべき患者の皮膚と接触することを意図した変形可能な膜によって覆われる。トランスデューサの能動面と膜との間に形成される空間は、水で満たされる。この特徴は、トランスデューサによって生成された超音波が患者の体の内部へ伝搬することを助長する。実際に、超音波発生エレメントによって放射された超音波は、ほぼ一定の音響密度を有する媒体内を伝搬する。
【００６５】
水中におけるキャビテーションの作用を抑圧するために、水は、真空ポンプによって事前に脱気されてもよい。
【００６６】
（マルチチャンネル供給発生器）
図１６は、集束超音波トランスデューサに供給することを意図したマルチチャンネル発生器の電子的なアーキテクチャーの例を概略的に示す。マルチチャンネル発生器は、加熱治療組立体の制御ユニットによって制御される。マルチチャンネル発生器６０は、振幅および位相をお互いに独立して制御されることが可能な、かつ、１００ｍｓ以下のスイッチング時間を提供することが可能な、少なくとも２５６の正弦波供給チャンネルを含む。
【００６７】
図１６において、制御ユニットは、シリアルポートの速度を１１５，２００ｋｂ／ｓから４６０，８００ｋｂ／ｓにまで増加させることを可能にする「ＭＯＸＡ Ｃ１０４Ｈ」ボードを含む。制御ユニットは、周波数、位相、および、振幅に関する情報をマルチチャンネル発生器に送信し、それらの周波数、位相、および、振幅は、対応する制御信号を生成するために、発生器によって使用される。そのようなシステムによって、制御信号は、６５ｍｓごとに、完全に設定し直されてもよい。
【００６８】
２ｍ／ｓの速度を備えたハイドロリックピストンの場合、集束超音波トランスデューサの焦点の移動は、それぞれの点間の最大距離が４ｍｍであれば、２秒ごとに１つの点に制限される。他方において、マトリックストランスデューサと組み合わせると、この発生器は、１秒ごとに１５の独立した点を加熱することを可能にする。
【００６９】
治療組立体は、ＭＲＩ画像形成装置を取り囲むファラデー箱の外部に配置された制御ユニットを、ファラデー箱の内部に配置されたマルチチャンネル発生器に接続することを可能にする光ファイバーバンドルを備える。光ファイバーバンドルは、長距離にわたる高速伝送を可能にし、電磁妨害に対する優れた保護を実現する。光ファイバーバンドルは、外部からの電磁障害を発生させることなく、制御ユニットによって生成された情報を、ファラデー箱を介して送信することを可能にする。したがって、ＭＲＩ画像形成装置の動作を妨害することなく、制御ユニットと発生器との間の接続が確保される。
【００７０】
さらに、発生器は、ＭＲＩ室の中で動作するように設計される。発生器が含むボードは、微弱な電磁波を生成するように選択されたものである。したがって、マルチチャンネル発生器の設置は、２つの光ファイバーを設置することしか必要としない。
【００７１】
マルチチャンネル発生器は、６８ＨＣ１１マイクロプロセッサを含む。マイクロプロセッサの機能は、データを３２のボード上のプログラマブルロジック装置（ＰＬＤ）に配信することであり、それらのボードは、それぞれ、８つの正弦波を生成する。そして、プログラマブルロジック装置は、位相および周波数に関する情報をダイレクトディジタルシンセサイザー（ＤＤＳ）に送信し、出力に関する情報を増幅器に送信する。それらのダイレクトディジタルシンセサイザー（ＤＤＳ）は、並列に配置され、かつ、それらが受信した位相情報および周波数情報に従ってトランスデューサの超音波発生エレメントからなるマトリックスネットワークに供給される信号を生成することができる。ダイレクトディジタルシンセサイザーは、信号を高速かつ正確にスイッチングすることを確実にする。この特徴は、±５°よりも大きな位相精度を超えることのない遅延線を備えた伝統的な超音波信号発生器の改善を意味する。そして、正弦波の振幅は、可変利得増幅器によって調節される。
【００７２】
すべてのダイレクトディジタルシンセサイザーに共通のクロックを使用することは、マルチチャンネル発生器のすべての出力状態を同期してスイッチングすることを確実にする。この特徴は、超音波トランスデューサによって生成された超音波信号が集束しない過渡状態を回避することを可能にする。共通クロックは、信号の集束を維持することによって、患者の安全性を改善する。
【００７３】
制御ユニットによる信号の設定は、データを含むファイルを以下の順序でマルチチャンネル発生器のマイクロプロセッサに送信することによってなされる。
【００７４】
− すべての超音波発生エレメントに共通の周波数を符号化する４つのオプションバイト、および、それらの値は、
【数１】
である。したがって、周波数Ｆは、±３ＭＨｚの精度で０〜２４ＭＨｚの範囲内において定義される。
【００７５】
− 以下のようにしてそれぞれの信号のそれぞれの位相φを２バイトで定義する５１２バイト、すなわち、
【数２】
５１２バイトで符号化することは、すべての位相を±０．０４°の精度で０〜３６０°の範囲内において調節することを可能にする。
【００７６】
− 以下の関係式に従ってそれぞれのチャンネルの出力電力を定義する２５６バイト、すなわち、
【数３】
【００７７】
したがって、出力電力は、±８ｍＷの精度で最大４Ｗまで変化させることができる。
【００７８】
通信プロトコルは、半二重接続モードにおけるＸＭＯＤＥＭフォーマットである。伝送される１２８バイトのそれぞれのパケットは、１バイトで符号化された巡回冗長検査（ＣＲＣ（cyclic redundancy check））文字によって受信を制御するレシーバーによって送信される。このようにして、制御ユニットは、周波数、位相、および、振幅を設定するファイルを２２ｍｓごとに送信することができる。
【００７９】
２５６チャンネル発生器のアーキテクチャは、以下の利点を有する。
− 制御信号を設定し直す際の速度、
− 信号の同時変更、
− 微弱な電磁波、
− 出力正弦波の設定における精度、
− 確実なデータ交換、
− ポータビリティ。
【００８０】
（インピーダンス整合装置）
２５６チャンネルのそれぞれにおいて、図１７に示される電子的なインピーダンス整合装置が、マルチチャンネル発生器の出力と圧電エネルギー発生エレメントとの間に挿入される。磁石の中央へのアクセスを妨げることなくエネルギー発生手段にできるだけ近づけるために、２５６の回路は、磁石の下に配置されたハウジング内に配置される。
【００８１】
インピーダンス整合装置は、２つの役割を有する。
【００８２】
一方において、インピーダンス整合装置は、圧電エネルギー発生エレメントのインピーダンスを５０Ωに適合させることを可能にする。
【００８３】
このために、図１７に示される装置は、低域通過フィルタ内に組み立てられた誘導部Ｌ１および容量Ｃ１の部品を備える。インダクタンス値および容量値は、以下のように選択される。
【数４】
【００８４】
ここで、ＺＲおよびＺＩは、圧電エネルギー発生エレメントの電気的なインピーダンスの実数部および虚数部である。そのようなインダクタンス値および容量値によって、マルチチャンネル発生器から見た電気的なインピーダンスは、５０Ωに設定される。
【００８５】
電子的な整合装置は、発生器から５０Ωの同軸ケーブルを介して到着するエネルギーの最適な伝達を可能にする。インダクタンスＬ１の値が大きすぎて高い周波数において動作せず、あまりにも大きな損失を発生させないために、電子的なインピーダンス整合装置がプローブの近くに存在することが必要である。
【００８６】
他方において、インピーダンス整合装置は、ＭＲＩ画像形成装置（磁場勾配）から信号発生器への干渉および超音波信号からＭＲＩ信号への干渉を制限する。このために、部品Ｌ１およびＣ１は、２次低域通過フィルタを生成する。しかしながら、高い周波数におけるフィルタの動作は、制限される。このことから、
【数５】
において共振するノッチフィルタからなる回路ネットワークが、この周波数における信号を１／２００に減衰させるために、マルチチャンネル発生器の出力と誘導部品Ｌ１および容量部品Ｃ１を備えた低域通過フィルタとの間に挿入される。
【図面の簡単な説明】
【００８７】
【図１】乳房を加熱治療するための組立体の様々な構成要素を概略的に示す図である。
【図２】集束超音波トランスデューサの形態を有するエネルギー発生手段を患者の乳房に対して位置決めすることを示す図である。
【図３】集束超音波トランスデューサの斜視図である。
【図４】集束超音波トランスデューサの平面図である。
【図５】集束超音波トランスデューサの側面図である。
【図６】集束超音波トランスデューサの連続する２つの照準間の空間カバーレージを概略的に示す図である。
【図７】様々な形状を呈する集束超音波トランスデューサによって生成される音場強度曲線を示す図である。
【図８】様々な形状を呈する集束超音波トランスデューサによって生成される音場強度曲線を示す図である。
【図９】様々な形状を呈する集束超音波トランスデューサによって生成される音場強度曲線を示す図である。
【図１０】トランスデューサの能動面上に存在する超音波発生エレメントの分布を概略的に示す正面図である。
【図１１】トランスデューサの能動面上に存在する超音波発生エレメントの分布を概略的に示す側面図である。
【図１２】トランスデューサの能動面上に存在する超音波発生エレメントの分布を概略的に示す平面図である。
【図１３】本発明による加熱治療組立体において患者の体を維持するように適合された支持手段を概略的に示す図である。
【図１４】本発明によるエネルギー発生手段の位置決め装置を概略的に示す図である。
【図１５】乳房において超音波の伝搬を促進することを意図したインタフェース手段を備えた集束超音波トランスデューサの形態を有するエネルギー発生手段を概略的に示す図である。
【図１６】集束超音波トランスデューサに供給することを意図したマルチチャンネル発生器の電子的なアーキテクチャーの例を概略的に示す図である。
【図１７】発生器供給チャンネルと超音波発生エレメントとの間のインピーダンス整合回路を概略的に示す図である。
【図１８】患者を維持するために提供された支持手段の内部において、エネルギー発生手段を位置決めすること、および、ＭＲＩ受信アンテナを位置決めすることを概略的に示す図である。
【図１９】図１３に示される支持手段をより詳細に示す平面図である。
【図２０】図１４に示される位置決め装置の構成要素手段を概略的に示す平面図であり、これらの位置決め手段は、図１９に示される支持手段の下に配置される。
【技術分野】
【０００１】
本発明は、温熱（hyperthermia）によって生物組織を治療する分野に関し、より詳細には、乳房組織の治療に関する。
【背景技術】
【０００２】
温熱療法は、生物組織を局部的に治療するために一般的に使用されている技術である。それらは、エネルギー源（レーザー、マイクロ波、高周波、超音波）によって生物組織のターゲット領域を加熱することからなる。
【０００３】
一般的には、局部温熱療法は、侵襲性（invasive nature）を最小限に抑制する医学的介入を可能にする。使用されるエネルギーの種類の中、とりわけ、集束超音波（ＦＳＵ（focused ultrasound））は、興味のあるものである。なぜなら、集束超音波は、組織内におけるターゲット領域を深く非侵襲的に加熱するのを可能にするからである。
【０００４】
仏国特許第２，８２３，６７８号公報（２００２年１０月２５日に公開）は、治療されるべき組織のターゲット領域における温度を自動的に制御することを可能にする加熱治療のための組立体を開示している。そのユニットは、超音波発生器、ターゲット領域における温度の空間分布を測定および記録するためのＭＲＩ画像形成手段、および、温度の空間分布を各点ごとにディジタル処理する手段を備えた制御ユニットを備える。制御ユニットは、ターゲット領域における温度が温度設定プロフィールに追従するように、画像形成手段によって測定された温度の分布に応じて超音波発生器の空間における変位を制御する。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
乳房治療の構造においては、エネルギー発生手段の位置決めは、細心の注意を要することである。なぜなら、乳房は、胸膜、肺、および、心臓のような重要臓器の近くに存在するからである。組織の温度が上昇することによって発生する壊死がこれらの重要臓器に拡大するような状況を回避することは重要なことである。
【０００６】
本発明によって解決される課題は、乳房を治療するように適合されかつ近くの臓器を傷つける可能性を最小限に抑制するエネルギー発生手段の位置決め装置を提案することである。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本発明は、
− 照準面に含まれる照準方向にエネルギーを放射するように適合されたエネルギー発生手段と、
− 患者の体の前頭面が照準方向にほぼ平行に延びかつ患者の乳房が照準方向を横切る位置に患者の体を維持するように適合された支持手段と、
を備えた乳房を加熱治療するための組立体であって、
前記組立体は、照準面において患者の乳房を中心にしてエネルギー発生手段の位置を変えるように適合された移動手段を含む位置決め装置をさらに備え、照準面が、前頭面にほぼ平行に延びる、ことを特徴とする組立体によってこの課題を解決する。
【０００８】
そのような位置決め組立体によって、治療されるべき患者の体は、患者の体の前頭面が照準方向にほぼ平行に延びかつ患者の乳房がこの照準方向を横切る位置に維持される。照準方向に放射されるエネルギーは、乳房の中にだけ伝搬し、重要臓器に到達することは決してない。
【０００９】
本発明の枠組みにおいて、「前頭面（coronal plane）」は、体を前方部分（anterior potion）と後方部分（posterior potion）とに分割する、体の重心を通る平面を意味する。前頭面（または、前額面）は、矢状面に垂直に延びる（脊柱を含む矢状面は、体の対称面であり、体を左部分と右部分とに区切る）。
【００１０】
移動手段は、乳房を中心にして照準面におけるエネルギー発生手段の位置を変え、治療されるべきターゲット領域におけるエネルギー発生手段の焦点の位置を調節し、例えば温度の空間分布に応じて、エネルギーの分布を時間とともに変化させる。
【００１１】
そのような構成において、エネルギーが、胸膜、肺、または、心臓のようなリスクのある臓器に蓄積する可能性は、減少する。なぜなら、超音波エネルギーは、乳房の中にしか伝搬しないからである。
【００１２】
以下の記述から分かる、その他の特徴および利点は、ただ単に説明のためのものであり、限定的なものではない。そして、以下の記述は、添付の図面を参照して読まれるべきである。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１３】
図１において、図示される加熱治療組立体１は、磁石１０を含むＭＲＩ画像形成装置を備える。組立体１は、集束超音波トランスデューサ２０の形態を有するエネルギー発生手段およびトランスデューサ２０に供給することを意図したマルチチャンネル発生器（multichannel generator）６０を備える。マルチチャンネル発生器６０（これは、少なくとも８つの正弦波供給チャンネルを備える）は、電子的インピーダンス整合装置７０を介してトランスデューサ２０に接続される。
【００１４】
組立体１は、また、画像再構成装置８０と、画像再構成装置８０から到着する入力データを受け取ることのできる中央演算処理装置を含む捕捉ユニット４０と、トランスデューサ２０によって放射されるエネルギーの分布を、ＭＲＩ画像形成装置によって測定された温度の分布に応じて変化させるために、マルチチャンネル発生器６０および移動システム３０を、捕捉ユニット４０によって提供されるデータに応じて制御することのできる制御ユニット５０と、を備える。
【００１５】
ＭＲＩ画像形成装置は、それと同時に、約１ミリメータ程度の空間分解能、約１°Ｃ程度の精度、および、約１秒程度の時間分解能を備えた対象領域の３次元温度マップおよび解剖学的マップを提供する。
【００１６】
マルチチャンネル発生器は、２５６のチャンネルを備え、それぞれのチャンネルは、プローブ２０の超音波発生エレメントに供給することを意図したものである。それぞれのチャンネルにおいて生成される信号は、電子的なインピーダンス整合装置７０によって、５０Ωの同軸ケーブルを介してプローブ２０に送信される。電子的なインピーダンス整合装置７０は、また、米国特許第６，１４８，２２５号公報（２０００年１１月１４日に公開）に記載された干渉を伴うことなく、集束超音波およびＭＲＩを同時に使用することを可能にする低域通過フィルタの機能をも有する。
【００１７】
磁石１０の内側で捕捉された測定値は、画像再構成装置８０によって、画像に変換され、そして、捕捉ユニット４０に送信される。捕捉ユニット４０は、高速フーリエ変換を実行し、捕捉された画像をフィルタリングし、そのようにして処理された画像をディスプレイ上に表示する。医者は、画像をディスプレイ上で可視化し、治療されるべき腫瘍を突き止めることができる。
【００１８】
加熱されるべきターゲット領域を含む温度マップは、ＭＲＩ画像形成装置によって生成される。データは、高速ネットワーク接続によって、捕捉ユニット４０から制御ユニット５０にリアルタイムで転送され、その制御ユニット５０は、集束超音波発生手段を制御するために専用される。制御ユニット５０は、マルチチャンネル発生器６０および移動システム３０の制御アルゴリズムを実行するための適切なプログラムを含む。このアルゴリズムは、ＭＲＩ画像形成装置によって提供される温度マップに応じて、壊死させるために必要な熱を増加生成させることを意図して実行される超音波照準の座標および強度を計算することができる。制御アルゴリズムは、ターゲット領域における温度が所望のプロフィールに追従するようにマルチチャンネル発生器６０および移動装置９０を制御する。
【００１９】
制御ユニット５０によって送出される制御信号は、光ファイバー導線を介して、マルチチャンネル発生器６０に送信される。
【００２０】
治療の終了時点において、造影剤を使用するかまたは使用しない拡散ＭＲＩからの画像またはＴ２強調ＭＲＩからの画像が、生成された壊死の寸法およびそれの時間的な変化を確認するために患者の追跡検査を実行することを可能にする。
【００２１】
（集束超音波トランスデューサ）
円形プローブの欠点は、照準軸に沿った焦点の細長い形状である。温度を大きく増加生成させるために、あるいは、大きな体積を治療するために、大量のエネルギーを沈積している間に、壊死は、トランスデューサに向かって皮膚の表面にまで進行する。
【００２２】
図６から分かるように、いくつかの近接した連続パルスを放射している間に、それぞれのビームの一部分が、重なり合う。したがって、いくつかの連続パルスをディスクの表面全体を横切らせることによって、楕円が、得られ、その幅長さ比（length ratio）は、焦点の幅長さ比に等しい。超音波伝搬軸に沿ったこのエネルギー蓄積効果は、壊死が重要臓器の近くにまで拡大する場合、危険なことがある。
【００２３】
超音波トランスデューサ２０の場合、とりわけ、乳房の腫瘍を治療するように適合される。
【００２４】
図２において、トランスデューサ２０は、治療されるべき患者の乳房に対して配置されることを意図したものであり、そのために、超音波の照準方向は、患者の前頭面にほぼ平行に延びる。そのような構成において、エネルギーが、胸膜、肺、または、心臓のようなリスクのある臓器に蓄積する可能性は、減少する。なぜなら、超音波エネルギーは、乳房の中にしか伝搬しないからである。
【００２５】
図３〜図５に示されるように、トランスデューサ２０は、一般的に凹面の細長い形状を有する能動超音波放射面２２を有する。より詳細には、トランスデューサの能動面２２は、第１の方向における口径が９０°よりも大きく、かつ、第１の方向に垂直な第２の方向における口径が９０°よりも小さい球面の一部分である。能動面２２は、８ｃｍの曲率半径を有し、照準面の方向へ延びている。したがって、トランスデューサ２０は、体内の８ｃｍまでの深さに存在する領域を治療することを可能にする。
【００２６】
図４は、ＹＺ照準面におけるトランスデューサの平面図である。この平面において、能動面２２は、１４４°の口径を有する。図５は、ＹＺ照準面に垂直なＹＸ平面におけるトランスデューサの側面図である。この平面において、能動面は、５０°の口径を有する。十分な出力を得るために、能動面は、６８ｃｍ２である。
【００２７】
さらに、トランスデューサの口径を増加させることによって、焦点の長さを増加させることが可能である。その周辺における前頭面に焦点を配置することは、ほぼ半円弧を形成する。半円弧は、プローブの一方の面が他方の面上に放射するのを妨げることができず、そのことは、プローブの自己破壊の原因となる場合がある。ＸＹ平面におけるトランスデューサの口径は、１４４°である（図４）。十分にコンパクトなトランスデューサ、すなわち、６８ｃｍ２の能動面を備えたトランスデューサを有するために、ＸＺ平面におけるプローブの口径は、５０°にまで低下する（図５）。これは、図２に示されるように、トランスデューサを体の近くに配置するのを可能にする。
【００２８】
トランスデューサの口径を１つの方向において増加させることは、焦点の長さを低下させるのを可能にする。したがって、１４４°の口径によって、焦点の長さは、波長（ここでは１ｍｍ）に近い。
【００２９】
このトランスデューサの細長い形状は、さらに、ＭＲＩ画像形成装置内の容積を最適化することを可能にする。実際には、ＭＲＩの直径は、現在、６０ｃｍの半径に制限されている。これは、すでに、肥満体の患者がＭＲＩ診断を受けることを妨げている。ＭＲＩの治療プラットフォームによって、患者が使用することのできる空間は、さらに減少する。これらの理由から、このプラットフォームの厚さを最適化することは、きわめて重要なことであり、それは、図１８に示されるように、主として、トランスデューサの大きさに依存する。トランスデューサは、十分な出力を有するために、少なくとも６８ｃｍ２の放射面を有しなければならず、また、プラットフォームにおける最小限の高さを有しなければならない。トランスデューサが最大の口径と可及的に高い密度で配置されたエレメントとを有することは、望ましいことである。しかしながら、トランスデューサの口径は、１８０°を超えてはならない。さもなければ、トランスデューサは、それ自身に放射することになる。
【００３０】
図１０に示されるように、トランスデューサ２０の能動面２２は、超音波発生エレメントからなるマトリックスネットワークによって覆われ、かつ、トランスデューサ２０が発生器６０によって供給されたときに焦点Ｐの方向に超音波を放射することのできる２５６個の円形の発生エレメントを含む。
【００３１】
トランスデューサが、マルチチャンネル発生器によってそれの接続を介して供給されたとき、超音波発生エレメント２１は、約１．５ＭＨｚの周波数で放射することができる。焦点Ｐは、波長と同じ程度の寸法、すなわち、約１ｍｍの寸法を有する。焦点において発生する音圧は、マルチチャンネル発生器６０から供給される信号の振幅および位相シフトを変化させることによって調節されてもよい。
【００３２】
超音波発生エレメント２１によって形成されるマトリックスネットワークは、コンパクトであり、かつ、非対称である。マトリックスネットワークがコンパクトであるということは、それぞれの発生エレメント２１が少なくとも２つのその他のエレメントと接触していることを意味し、発生エレメントによって占有される表面積を最小限にする。発生エレメントは、それらのエレメントがお互いから２ｍｍ以下の距離だけ離れて配置される場合、別の発生エレメントと接触しているとみなされる。マトリックスネットワークが非対称であるということは、発生エレメント２１が能動面２２上に非対称に分布することを意味する。
【００３３】
反復アルゴリズムが、以下の原則に基づいて、エレメントを１つずつ配置する。
【００３４】
第１のｎ個のエレメントの座標を知ることによって、プログラムは、（ｎ＋１）個のエレメントによって占有される表面積を最小にするために、ｎ個のエレメントの中の少なくとも２つのエレメントと接触するエレメントの位置を計算する。２ｍｍの最小距離を考慮せずに、計算は、散布マトリックスネットワークの場合と同様に、エレメントを無作為に配置することによって実行されてもよい。しかしながら、エレメント間の空間は、エレメントの接続間における電気的なアークの発生を防止するために、また、逆位相で振動するエレメント間の機械的な摩擦を防止するために、必要である。このエレメント間の空間は、ここで説明されるトランスデューサの場合、０．４ｍｍに等しくなるように選択されている。
【００３５】
プログラムは、占有される表面積を最小にする構成の中から、最も小さい対称度を示すものを選択するのを可能にする。
【００３６】
このプログラムによって実行され得る第１のプロセスによれば、対称度は、Ｙ軸を含むそれぞれの平面ごとに、それらの平面の１つに関して、エレメント間で対称なエレメント数を検索することによって、評価される。あるエレメントは、完全に対称でなくてもお互いにほぼ対称であり得るので、自己相関関数は、離散的によりももっと連続的に対称度を定量化することを可能にする。したがって、維持されるエレメント分布は、Ｙ軸を含むそれぞれの平面が最小対称自己相関をもたらすエレメント分布である。対称軸を抑圧することは、マトリックスネットワークを使用するときに最も大きな制約となる対称のローブを減少させることを可能にする。
【００３７】
より厳密ではあるがはるかに長い計算時間を必要とする第２の反復プロセスによれば、音場のシミュレーションが、図７、図８、および、図９に示されるように、占有される表面積を最小にするそれぞれの構成ごとに実行される。このプロセスは、トランスデューサによって生成される２次ローブを最小にする構成を正確に決定することを可能にする。
【００３８】
しかしながら、第１のプロセスも、また、トランスデューサ上の層分布を抑圧することを可能にする。なぜなら、２つのエレメントが、Ｙ軸上の同じ座標を有するとき、それらのエレメントは、Ｙ軸を通る平面の１つに対してお互いに正確に対称であるからである。この特性から、ネットワークローブを最小にすることが得られる。
【００３９】
これらのプロセスは、第１のエレメントの位置の選択によって、いくつかの異なる分布をもたらす。この不確実性を除去するために、２５６個のエレメントのそれぞれの分布を比較し、それによって、焦点品質の点から最良の特性を提供するものを選択してもよい。
【００４０】
このようにして得られたマトリックスネットワークは、Ｇｒａｖｉｌｌｏｖ，Ｌ．Ｒ．等による文献「Ａ ｔｈｅｏｒｅｔｉｃａｌ ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ ｏｆ ｔｈｅ ｒｅｌａｔｉｖｅ ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ ｏｆ ｓｐｈｅｒｉｃａｌ ｐｈａｓｅｄ ａｒｒａｙｓ ｆｏｒ ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ ｓｕｒｇｅｒｙ」，ＩＥＥＥ ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ， ｆｅｒｒｏｅｌｅｃｔｒｉｃｓ ａｎｄ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｃｏｎｔｒｏｌ，Ｊａｎｕａｒｙ ２０００，４７，１２５−１３９に記載されるような散乱半無作為ネットワークの焦点品質の利点を提供し、かつ、コンパクトなままであるという利点を提供する。コンパクトさは、トランスデューサを利用できる空間が磁石の寸法によって制限されるＭＲＩ画像形成装置の内側で使用するのに都合がよいことである。
【００４１】
発生エレメント２１からなるマトリックスネットワークは、固有焦点を中心にしてすべての方向に７．５ｍｍの精度で焦点Ｐの位置を電子的に調節することを可能にする。さらに、エレメント２１の緻密で非対称な分布は、これまでに説明した領域の焦点の位置に関係なく、焦点における強度の８％よりも小さい２次強度ローブを維持することを可能にする。
【００４２】
図７、図８、および、図９は、様々な形状を有する集束超音波トランスデューサによって生成される音場の強度曲線を示す。これらの図面から、細長い形状を有するトランスデューサによって生成された音場を、伝統的なトランスデューサによって生成された音場と比較することができる。
【００４３】
図７は、左上隅に示される円形マトリックストランスデューサの焦点Ｐを中心にした２０×２０ｍｍ２のウィンドウ内のＸＹ平面における音場の強度を示す。２５６個の同一エレメントを含むこのトランスデューサは、８０ｍｍの焦点距離および５５ｍｍの開口半径を有し、８６°の口径をもたらす。音場の強度の計算は、１，５４０ｍ／ｓの伝搬速度を有する媒体において１．５ＭＨｚの発生エレメントの放射周波数に関して、実行された。この計算は、寸法が０．７６×０．７６×３．５ｍｍ３の焦点を生成する。
【００４４】
図８は、図３に関して説明されかつ左上隅に示されるトランスデューサの焦点Ｐを中心にした２０×２０ｍｍ２のウィンドウ内のＹＺ平面における音場の強度を示す。このトランスデューサは、同様に、８０ｍｍの焦点距離を有し、１，５４０ｍ／ｓの伝搬速度を有する媒体において１．５ＭＨｚで動作する。この計算は、ＹＺ平面における寸法が１．２８×１．６ｍｍ２の焦点を生成する。
【００４５】
図９は、図３に関して説明されかつ左上隅に示されるトランスデューサの焦点Ｐを中心にした２０×２０ｍｍ２の窓内のＸＹ平面における音場の強度を示す。図７の計算パラメータと同じ計算パラメータによって、寸法が０．４８×１．２８×１．６ｍｍ３の焦点が、得られる。
【００４６】
さらに、トランスデューサの照準中心を機械的に上下に移動させることを可能にするために（図１８における右側の双方向矢印）、円形矢印に基づいてトランスデューサを旋回させることは、トランスデューサを並進させることよりも賢明なことである。並進移動は、より大きな空間をプラットフォームに要求し、胸郭に隣接する乳房の部分に到達するのを不可能にする。青軸に沿ったトランスデューサの回転の最大自由度を有するために、トランスデューサは、それの断面が半楕円形に対応するような形で切断される。３次元において、それは、楕円柱と球体との共通部分（intersection）に対応する。三角形の断面は、より大きな回転を可能にするが、丸みのある角が、トランスデューサの人間工学および剛性のために必要とされる。
【００４７】
（トランスデューサ位置決め装置）
信号の電子制御は、迅速かつ正確なものである。しかしながら、先端の位置を電子的に調節することは、制限され、それだけでは、先端が乳房のあらゆる領域に到達するのを可能にしない。この理由から、腫瘍の中心にトランスデューサを機械的にセンタリングすることが、必要である。
【００４８】
図１３において、図示される乳房の加熱治療のための組立体は、患者の体の前頭面が照準方向にほぼ平行に延びるとともに患者の乳房が照準方向を横切る位置に患者の体を維持するように適合された支持手段１００を備える。
【００４９】
支持手段は、患者が横たわるＭＲＩ画像形成装置１０のベッド１１０上に配置されるように適合されたプラットフォームから構成される。プラットフォーム１００が、ベッド１１０上に配置されたとき、それは、プラットフォームとベッドとの間に空間を形成することによって、ベッドにほぼ平行に延びる。プラットフォームとベッドとの間に形成された空間は、集束超音波トランスデューサとトランスデューサの位置決め装置とを備えたエネルギー発生手段を収容することを意図したものである。
【００５０】
図１９からより詳細に分かるように、プラットフォーム１００は、患者がＭＲＩ画像形成装置１０のベッド１１０上にうつぶせに横たわっているときに患者の乳房が治療のために穴１０１および１０２の中へ案内されるような形で配置された２つの穴１０１および１０２を備える。人間工学的なプラットフォーム１００は、患者が快適であることを保証するとともに患者の体重がプラットフォームの下に配置されたトランスデューサにかかることを防止することを可能にする。
【００５１】
位置決め装置９０が、図１４に示される。移動手段は、エネルギー発生手段２０が患者の前頭面に平行な照準方向にエネルギーを放射する位置にそれらのエネルギー発生手段２０を維持するように適合される。また、位置決め装置は、エネルギー発生手段２０の位置を患者の乳房を中心にして患者の前頭面に平行な照準面において変化させるように適合される。
【００５２】
移動装置は、患者が配置されるＭＲＩ画像形成装置のベッド１１０の長手方向エッジに沿って配置されることを意図した２つのロッド９０１および９０２と、２つのガイドレール９１０および９１２とを備え、それらのガイドレール９１０および９１２は、それらの先端でロッド９０１および９０２上に置かれ、ロッド９０１および９０２に沿って摺動し、ベッド１１０の方向を横切って延びる。２つのガイドレール９１０および９１２のそれぞれは、支柱９２０および９２２をそれぞれ収容し、それらの支柱９２０および９２２は、ＭＲＩ画像形成装置のベッド１１０に対しておおよそ垂直な方向に延び、それのレール９１０および９１２に沿って摺動することができる。２つの支柱９２０および９２２は、一般的にはリング状のフレーム９０３を支持し、そのフレーム９０３上に、エネルギー発生手段が、搭載される。リング状のフレーム９０３は、患者の乳房が収容される中央照準領域の境界を定める。
【００５３】
エネルギー発生手段は、一般的には球面状の能動面を有する集束超音波トランスデューサ２０を備える。トランスデューサは、トランスデューサ２０の照準面がリング状フレーム９０３の平面内に延びるような仕方で、かつ、トランスデューサ２０の球面状能動面の固有焦点がフレーム９０３の中心に配置されるような仕方で、リング状のフレーム９０３上に搭載される。
【００５４】
図２０からより詳細に分かるように、位置決め装置９０は、フレーム９０３の位置を変化させるように適合された第１の移動手段９３０を備える。これらの移動手段９３０によって、フレーム９０３は、照準面において、それの中心を軸にして回転することができ（回転Ｒ１）、それにより、照準面において患者の乳房の周囲でトランスデューサ２０の位置を変化させることを可能にする。このために、第１の位置決め装置９３０は、ベルトおよび歯車からなる機械的なシステムを備える。第１の位置決め装置の駆動ベルト９３２は、ベッドの長手方向に延び、かつ、クランク９３１によって制御される。
【００５５】
さらに、位置決め装置は、フレーム９０３の平面内に延びる回転軸９４３の形態で照準面の角度を変化させるように適合された第２の移動手段９４０を含む。エネルギー発生手段２０は、軸９４３を中心にしてフレーム９０３に対して回転するように組み立てられる。したがって、エネルギー発生手段２０は、患者の前頭面に対してわずかに傾斜することができる（回転Ｒ２）。第２の移動手段９４０は、フレームに対して、したがって、患者の前頭面に対して、＋４０°から−４０°までの間隔（clearance）で照準面を傾斜させることを可能にする。 この特徴は、超音波トランスデューサの焦点Ｐの位置をさらに調節することを可能にする。
【００５６】
エネルギー発生手段２０は、有利には、丸みのある輪郭を備えた超音波トランスデューサからなり、それは、トランスデューサをベッド１１０または支持手段１００に接触させることなく、トランスデューサの位置および角度を変化させることを可能にする。
【００５７】
さらに、位置決め装置は、ベッド１１０の長手方向エッジに沿って延びるロッド９０１および９０２を備えた第３の並進移動手段９５０を含む。トランスデューサ２０、リング状フレーム９０３、支柱９２０および９２２、および、レール９１０および９１２から構成される組立体は、ロッド９０１および９０２に沿ってベッド１１０の長手方向に動かされてもよい（並進移動Ｔ１）。このために、オペレータは、クランク９３１および９４１を回転させて、組立体をベッド１１０の長手方向に引き出しあるいは押し込むだけでよい。
【００５８】
位置決め装置は、ガイドレール９１０および９１２を備えた第４の並進移動手段９６０を含む。トランスデューサ２０、リング状フレーム９０３、および、支柱９２０および９２２から構成される組立体は、ベッド１１０の横方向に延びるレール９１０および９１２に沿って摺動することができる（並進移動Ｔ２）。したがって、組立体は、ＭＲＩ画像形成装置のベッドの幅方向に沿って配置されてもよい。並進移動装置９６０は、トランスデューサ２０の位置を、治療されるべき患者の乳房の位置に適合させることを可能にする。このために、並進移動手段９６０は、ロッド９０１を含み、そのロッド９０１の端部には、クランク９６１が、搭載される。オペレータは、クランク９６１を回転させることによって、ロッド９０１の回転を制御することができる。ロッド９０１の回転は、ベッド１１０に対して横方向に延びるベルト（図示しない）を制御する。そのベルトには、トランスデューサ２０、リング状フレーム９０３、および、支柱９２０および９２２から構成される組立体が、取り付けられている。ベルトは、レール９１０および９１２に沿って組立体を並進させる。
【００５９】
したがって、トランスデューサ２０は、これまでに説明された４つの移動手段９３０、９４０、９５０、および、９６０によって、２つの並進移動軸および２つの回転軸に沿って移動することができる。このようにして、照準の中心を乳房内のどのような領域にでも位置することができ、それと同時に、照準方向を前頭面にほぼ平行に維持することができる。移動手段９３０、９４０、および、９６０は、ベッドの足元に配置されたクランク９３１、９４１、および、９６１によって遠隔制御される。したがって、これらの移動手段は、ベッド１１０上の患者の位置を変えずに、トランスデューサ２０の位置を調節することを可能にする。
【００６０】
位置決め装置および支持手段は、きわめて簡素な設備を提供する。なぜなら、その設備は、それらの手段をＭＲＩ画像形成装置のベッド上に直接に配置するだけでよいからである。
【００６１】
さらに、上述された位置決め装置は、あまり場所をとらず、そのことは、位置決め装置を支持手段の下に設置することを可能にし、それによって、患者のための最大量の空間をＭＲＩ画像形成装置１０内に確保する。
【００６２】
（超音波伝搬を促進するためのインタフェース手段）
患者の体の外部に存在するエネルギー発生手段によって放射されるエネルギーは、部分的に、患者の体の内部に存在する治療されるべき領域に向けて放射され、かつ、部分的に、異なる音響密度の媒体間のインタフェースのために失われる。
【００６３】
治療されるべきターゲット領域への超音波の送信を簡素化するための解決法が、図１５に示される。
【００６４】
図１５は、集束超音波トランスデューサを示す。トランスデューサの能動面は、治療されるべき患者の皮膚と接触することを意図した変形可能な膜によって覆われる。トランスデューサの能動面と膜との間に形成される空間は、水で満たされる。この特徴は、トランスデューサによって生成された超音波が患者の体の内部へ伝搬することを助長する。実際に、超音波発生エレメントによって放射された超音波は、ほぼ一定の音響密度を有する媒体内を伝搬する。
【００６５】
水中におけるキャビテーションの作用を抑圧するために、水は、真空ポンプによって事前に脱気されてもよい。
【００６６】
（マルチチャンネル供給発生器）
図１６は、集束超音波トランスデューサに供給することを意図したマルチチャンネル発生器の電子的なアーキテクチャーの例を概略的に示す。マルチチャンネル発生器は、加熱治療組立体の制御ユニットによって制御される。マルチチャンネル発生器６０は、振幅および位相をお互いに独立して制御されることが可能な、かつ、１００ｍｓ以下のスイッチング時間を提供することが可能な、少なくとも２５６の正弦波供給チャンネルを含む。
【００６７】
図１６において、制御ユニットは、シリアルポートの速度を１１５，２００ｋｂ／ｓから４６０，８００ｋｂ／ｓにまで増加させることを可能にする「ＭＯＸＡ Ｃ１０４Ｈ」ボードを含む。制御ユニットは、周波数、位相、および、振幅に関する情報をマルチチャンネル発生器に送信し、それらの周波数、位相、および、振幅は、対応する制御信号を生成するために、発生器によって使用される。そのようなシステムによって、制御信号は、６５ｍｓごとに、完全に設定し直されてもよい。
【００６８】
２ｍ／ｓの速度を備えたハイドロリックピストンの場合、集束超音波トランスデューサの焦点の移動は、それぞれの点間の最大距離が４ｍｍであれば、２秒ごとに１つの点に制限される。他方において、マトリックストランスデューサと組み合わせると、この発生器は、１秒ごとに１５の独立した点を加熱することを可能にする。
【００６９】
治療組立体は、ＭＲＩ画像形成装置を取り囲むファラデー箱の外部に配置された制御ユニットを、ファラデー箱の内部に配置されたマルチチャンネル発生器に接続することを可能にする光ファイバーバンドルを備える。光ファイバーバンドルは、長距離にわたる高速伝送を可能にし、電磁妨害に対する優れた保護を実現する。光ファイバーバンドルは、外部からの電磁障害を発生させることなく、制御ユニットによって生成された情報を、ファラデー箱を介して送信することを可能にする。したがって、ＭＲＩ画像形成装置の動作を妨害することなく、制御ユニットと発生器との間の接続が確保される。
【００７０】
さらに、発生器は、ＭＲＩ室の中で動作するように設計される。発生器が含むボードは、微弱な電磁波を生成するように選択されたものである。したがって、マルチチャンネル発生器の設置は、２つの光ファイバーを設置することしか必要としない。
【００７１】
マルチチャンネル発生器は、６８ＨＣ１１マイクロプロセッサを含む。マイクロプロセッサの機能は、データを３２のボード上のプログラマブルロジック装置（ＰＬＤ）に配信することであり、それらのボードは、それぞれ、８つの正弦波を生成する。そして、プログラマブルロジック装置は、位相および周波数に関する情報をダイレクトディジタルシンセサイザー（ＤＤＳ）に送信し、出力に関する情報を増幅器に送信する。それらのダイレクトディジタルシンセサイザー（ＤＤＳ）は、並列に配置され、かつ、それらが受信した位相情報および周波数情報に従ってトランスデューサの超音波発生エレメントからなるマトリックスネットワークに供給される信号を生成することができる。ダイレクトディジタルシンセサイザーは、信号を高速かつ正確にスイッチングすることを確実にする。この特徴は、±５°よりも大きな位相精度を超えることのない遅延線を備えた伝統的な超音波信号発生器の改善を意味する。そして、正弦波の振幅は、可変利得増幅器によって調節される。
【００７２】
すべてのダイレクトディジタルシンセサイザーに共通のクロックを使用することは、マルチチャンネル発生器のすべての出力状態を同期してスイッチングすることを確実にする。この特徴は、超音波トランスデューサによって生成された超音波信号が集束しない過渡状態を回避することを可能にする。共通クロックは、信号の集束を維持することによって、患者の安全性を改善する。
【００７３】
制御ユニットによる信号の設定は、データを含むファイルを以下の順序でマルチチャンネル発生器のマイクロプロセッサに送信することによってなされる。
【００７４】
− すべての超音波発生エレメントに共通の周波数を符号化する４つのオプションバイト、および、それらの値は、
【数１】
である。したがって、周波数Ｆは、±３ＭＨｚの精度で０〜２４ＭＨｚの範囲内において定義される。
【００７５】
− 以下のようにしてそれぞれの信号のそれぞれの位相φを２バイトで定義する５１２バイト、すなわち、
【数２】
５１２バイトで符号化することは、すべての位相を±０．０４°の精度で０〜３６０°の範囲内において調節することを可能にする。
【００７６】
− 以下の関係式に従ってそれぞれのチャンネルの出力電力を定義する２５６バイト、すなわち、
【数３】
【００７７】
したがって、出力電力は、±８ｍＷの精度で最大４Ｗまで変化させることができる。
【００７８】
通信プロトコルは、半二重接続モードにおけるＸＭＯＤＥＭフォーマットである。伝送される１２８バイトのそれぞれのパケットは、１バイトで符号化された巡回冗長検査（ＣＲＣ（cyclic redundancy check））文字によって受信を制御するレシーバーによって送信される。このようにして、制御ユニットは、周波数、位相、および、振幅を設定するファイルを２２ｍｓごとに送信することができる。
【００７９】
２５６チャンネル発生器のアーキテクチャは、以下の利点を有する。
− 制御信号を設定し直す際の速度、
− 信号の同時変更、
− 微弱な電磁波、
− 出力正弦波の設定における精度、
− 確実なデータ交換、
− ポータビリティ。
【００８０】
（インピーダンス整合装置）
２５６チャンネルのそれぞれにおいて、図１７に示される電子的なインピーダンス整合装置が、マルチチャンネル発生器の出力と圧電エネルギー発生エレメントとの間に挿入される。磁石の中央へのアクセスを妨げることなくエネルギー発生手段にできるだけ近づけるために、２５６の回路は、磁石の下に配置されたハウジング内に配置される。
【００８１】
インピーダンス整合装置は、２つの役割を有する。
【００８２】
一方において、インピーダンス整合装置は、圧電エネルギー発生エレメントのインピーダンスを５０Ωに適合させることを可能にする。
【００８３】
このために、図１７に示される装置は、低域通過フィルタ内に組み立てられた誘導部Ｌ１および容量Ｃ１の部品を備える。インダクタンス値および容量値は、以下のように選択される。
【数４】
【００８４】
ここで、ＺＲおよびＺＩは、圧電エネルギー発生エレメントの電気的なインピーダンスの実数部および虚数部である。そのようなインダクタンス値および容量値によって、マルチチャンネル発生器から見た電気的なインピーダンスは、５０Ωに設定される。
【００８５】
電子的な整合装置は、発生器から５０Ωの同軸ケーブルを介して到着するエネルギーの最適な伝達を可能にする。インダクタンスＬ１の値が大きすぎて高い周波数において動作せず、あまりにも大きな損失を発生させないために、電子的なインピーダンス整合装置がプローブの近くに存在することが必要である。
【００８６】
他方において、インピーダンス整合装置は、ＭＲＩ画像形成装置（磁場勾配）から信号発生器への干渉および超音波信号からＭＲＩ信号への干渉を制限する。このために、部品Ｌ１およびＣ１は、２次低域通過フィルタを生成する。しかしながら、高い周波数におけるフィルタの動作は、制限される。このことから、
【数５】
において共振するノッチフィルタからなる回路ネットワークが、この周波数における信号を１／２００に減衰させるために、マルチチャンネル発生器の出力と誘導部品Ｌ１および容量部品Ｃ１を備えた低域通過フィルタとの間に挿入される。
【図面の簡単な説明】
【００８７】
【図１】乳房を加熱治療するための組立体の様々な構成要素を概略的に示す図である。
【図２】集束超音波トランスデューサの形態を有するエネルギー発生手段を患者の乳房に対して位置決めすることを示す図である。
【図３】集束超音波トランスデューサの斜視図である。
【図４】集束超音波トランスデューサの平面図である。
【図５】集束超音波トランスデューサの側面図である。
【図６】集束超音波トランスデューサの連続する２つの照準間の空間カバーレージを概略的に示す図である。
【図７】様々な形状を呈する集束超音波トランスデューサによって生成される音場強度曲線を示す図である。
【図８】様々な形状を呈する集束超音波トランスデューサによって生成される音場強度曲線を示す図である。
【図９】様々な形状を呈する集束超音波トランスデューサによって生成される音場強度曲線を示す図である。
【図１０】トランスデューサの能動面上に存在する超音波発生エレメントの分布を概略的に示す正面図である。
【図１１】トランスデューサの能動面上に存在する超音波発生エレメントの分布を概略的に示す側面図である。
【図１２】トランスデューサの能動面上に存在する超音波発生エレメントの分布を概略的に示す平面図である。
【図１３】本発明による加熱治療組立体において患者の体を維持するように適合された支持手段を概略的に示す図である。
【図１４】本発明によるエネルギー発生手段の位置決め装置を概略的に示す図である。
【図１５】乳房において超音波の伝搬を促進することを意図したインタフェース手段を備えた集束超音波トランスデューサの形態を有するエネルギー発生手段を概略的に示す図である。
【図１６】集束超音波トランスデューサに供給することを意図したマルチチャンネル発生器の電子的なアーキテクチャーの例を概略的に示す図である。
【図１７】発生器供給チャンネルと超音波発生エレメントとの間のインピーダンス整合回路を概略的に示す図である。
【図１８】患者を維持するために提供された支持手段の内部において、エネルギー発生手段を位置決めすること、および、ＭＲＩ受信アンテナを位置決めすることを概略的に示す図である。
【図１９】図１３に示される支持手段をより詳細に示す平面図である。
【図２０】図１４に示される位置決め装置の構成要素手段を概略的に示す平面図であり、これらの位置決め手段は、図１９に示される支持手段の下に配置される。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
− 照準面に含まれる照準方向にエネルギーを放射するように適合されたエネルギー発生手段（２０）と、
− 患者の体の前頭面が前記照準方向にほぼ平行に延びかつ該患者の乳房が前記照準方向を横切る位置に該患者の体を維持するように適合された支持手段（１００）と、
を備え、
前記照準面において患者の乳房を中心にして前記エネルギー発生手段（２０）の位置を変えるように適合された移動手段（９０３、９３０）を含む位置決め装置（９０）をさらに備え、前記照準面は、前記前頭面にほぼ平行に延びることを特徴とする乳房を加熱治療するための組立体。
【請求項２】
前記位置決め装置（９０）は、前記照準面の位置を変えるように適合された移動手段（９４０、９５０、９６０）を備えた、請求項１に記載の組立体。
【請求項３】
前記照準面の位置を変えるように適合された移動手段が、該照準面の角度を変えるように適合された移動手段（９４０）を含む、請求項２に記載の組立体。
【請求項４】
前記照準面の角度を変えるように適合された前記移動手段（９４０）は、＋４０°から−４０°までの範囲の間隔で前記照準面を傾けることを可能にする、請求項３に記載の組立体。
【請求項５】
前記照準面の位置を変えるように適合された前記移動手段は、前記照準面を並進させるように適合された手段（９５０、９６０）を含む、請求項１または請求項２のいずれか一項に記載の組立体。
【請求項６】
前記照準面において前記エネルギー発生手段（２０）の位置を変えるように適合された前記移動手段（９０３、９３０）は、一般的にはリング状のフレーム（９０３）を含み、そのフレーム（９０３）上に、前記エネルギー発生手段（２０）とフレームの中心を軸にしてフレームを回転させるための手段とが、搭載された請求項１から請求項５のいずれか一項に記載の組立体。
【請求項７】
前記照準面において前記エネルギー発生手段（２０）の位置を変えるように適合された前記移動手段（９０３、９３０）は、駆動手段（９３１）によって制御される機械的なシステムを含み、該駆動手段（９３１）は、前記エネルギー発生手段に対して或る距離を置いて配置された、請求項１から請求項６のいずれか一項に記載の組立体。
【請求項８】
前記機械的なシステムは、前記駆動手段（９３１）によって駆動される伝動ベルト（９３２）と歯車とを含む、請求項７に記載の組立体。
【請求項９】
前記駆動手段（９３１）は、クランクを備えた、請求項７または請求項８のいずれか一項に記載の組立体。
【請求項１０】
前記エネルギー発生手段（２０）は、超音波を放射するための能動面（２２）を含む集束超音波トランスデューサを備え、該能動面（２２）は、一般的には凹面の細長い形状を有する、請求項１から請求項９のいずれか一項に記載の組立体。
【請求項１１】
前記トランスデューサの前記能動面（２２）は、第１の方向における口径が９０°よりも大きくかつ該第１の方向に対して垂直な第２の方向における口径が９０°よりも小さい球面の一部分である、請求項１０に記載の組立体。
【請求項１２】
前記トランスデューサの前記能動面（２２）は、マトリックスネットワークを形成する超音波発生エレメント（２１）によって覆われた、請求項１０または請求項１１のいずれか一項に記載の組立体。
【請求項１３】
前記超音波発生エレメント（２１）によって形成される前記マトリックスネットワークは、コンパクトでありかつ非対称である、請求項１２に記載の組立体。
【請求項１４】
前記エネルギー発生手段に供給することを意図した供給手段（６０）と、該供給手段（６０）が供給信号を生成するように該供給手段（６０）を制御することのできる制御ユニット（５０）とを備え、該制御ユニット（５０）は、該供給制御ユニットから前記供給手段（６０）に制御情報を伝達することのできる光学的伝達エレメントによって供給手段（６０）に接続された、請求項１から請求項１３のいずれか一項に記載の組立体。
【請求項１５】
前記エネルギー発生手段に供給することを意図した供給手段（６０）を備え、該供給手段は、並列に配置された複数のダイレクトディジタルシンセサイザー（ＤＤＳ）を含み、該ダイレクトディジタルシンセサイザー（ＤＤＳ）が、それらが受信した位相情報および周波数情報に従って、超音波発生手段の超音波発生エレメントからなるマトリックスネットワークのための供給信号を生成することができる、請求項１から請求項１４のいずれか一項に記載の組立体。
【請求項１６】
マルチチャンネル発生器の形態で供給手段（６０）を備え、該供給手段（６０）は、少なくとも８つの正弦波供給チャンネルを含み、互いに独立して、振幅および周波数を制御されることが可能であり、１００ｍｓよりも小さいスイッチング時間を提供する、請求項１から請求項１５のいずれか一項に記載の組立体。
【請求項１】
− 照準面に含まれる照準方向にエネルギーを放射するように適合されたエネルギー発生手段（２０）と、
− 患者の体の前頭面が前記照準方向にほぼ平行に延びかつ該患者の乳房が前記照準方向を横切る位置に該患者の体を維持するように適合された支持手段（１００）と、
を備え、
前記照準面において患者の乳房を中心にして前記エネルギー発生手段（２０）の位置を変えるように適合された移動手段（９０３、９３０）を含む位置決め装置（９０）をさらに備え、前記照準面は、前記前頭面にほぼ平行に延びることを特徴とする乳房を加熱治療するための組立体。
【請求項２】
前記位置決め装置（９０）は、前記照準面の位置を変えるように適合された移動手段（９４０、９５０、９６０）を備えた、請求項１に記載の組立体。
【請求項３】
前記照準面の位置を変えるように適合された移動手段が、該照準面の角度を変えるように適合された移動手段（９４０）を含む、請求項２に記載の組立体。
【請求項４】
前記照準面の角度を変えるように適合された前記移動手段（９４０）は、＋４０°から−４０°までの範囲の間隔で前記照準面を傾けることを可能にする、請求項３に記載の組立体。
【請求項５】
前記照準面の位置を変えるように適合された前記移動手段は、前記照準面を並進させるように適合された手段（９５０、９６０）を含む、請求項１または請求項２のいずれか一項に記載の組立体。
【請求項６】
前記照準面において前記エネルギー発生手段（２０）の位置を変えるように適合された前記移動手段（９０３、９３０）は、一般的にはリング状のフレーム（９０３）を含み、そのフレーム（９０３）上に、前記エネルギー発生手段（２０）とフレームの中心を軸にしてフレームを回転させるための手段とが、搭載された請求項１から請求項５のいずれか一項に記載の組立体。
【請求項７】
前記照準面において前記エネルギー発生手段（２０）の位置を変えるように適合された前記移動手段（９０３、９３０）は、駆動手段（９３１）によって制御される機械的なシステムを含み、該駆動手段（９３１）は、前記エネルギー発生手段に対して或る距離を置いて配置された、請求項１から請求項６のいずれか一項に記載の組立体。
【請求項８】
前記機械的なシステムは、前記駆動手段（９３１）によって駆動される伝動ベルト（９３２）と歯車とを含む、請求項７に記載の組立体。
【請求項９】
前記駆動手段（９３１）は、クランクを備えた、請求項７または請求項８のいずれか一項に記載の組立体。
【請求項１０】
前記エネルギー発生手段（２０）は、超音波を放射するための能動面（２２）を含む集束超音波トランスデューサを備え、該能動面（２２）は、一般的には凹面の細長い形状を有する、請求項１から請求項９のいずれか一項に記載の組立体。
【請求項１１】
前記トランスデューサの前記能動面（２２）は、第１の方向における口径が９０°よりも大きくかつ該第１の方向に対して垂直な第２の方向における口径が９０°よりも小さい球面の一部分である、請求項１０に記載の組立体。
【請求項１２】
前記トランスデューサの前記能動面（２２）は、マトリックスネットワークを形成する超音波発生エレメント（２１）によって覆われた、請求項１０または請求項１１のいずれか一項に記載の組立体。
【請求項１３】
前記超音波発生エレメント（２１）によって形成される前記マトリックスネットワークは、コンパクトでありかつ非対称である、請求項１２に記載の組立体。
【請求項１４】
前記エネルギー発生手段に供給することを意図した供給手段（６０）と、該供給手段（６０）が供給信号を生成するように該供給手段（６０）を制御することのできる制御ユニット（５０）とを備え、該制御ユニット（５０）は、該供給制御ユニットから前記供給手段（６０）に制御情報を伝達することのできる光学的伝達エレメントによって供給手段（６０）に接続された、請求項１から請求項１３のいずれか一項に記載の組立体。
【請求項１５】
前記エネルギー発生手段に供給することを意図した供給手段（６０）を備え、該供給手段は、並列に配置された複数のダイレクトディジタルシンセサイザー（ＤＤＳ）を含み、該ダイレクトディジタルシンセサイザー（ＤＤＳ）が、それらが受信した位相情報および周波数情報に従って、超音波発生手段の超音波発生エレメントからなるマトリックスネットワークのための供給信号を生成することができる、請求項１から請求項１４のいずれか一項に記載の組立体。
【請求項１６】
マルチチャンネル発生器の形態で供給手段（６０）を備え、該供給手段（６０）は、少なくとも８つの正弦波供給チャンネルを含み、互いに独立して、振幅および周波数を制御されることが可能であり、１００ｍｓよりも小さいスイッチング時間を提供する、請求項１から請求項１５のいずれか一項に記載の組立体。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【公表番号】特表２００７−５３４３９８（Ｐ２００７−５３４３９８Ａ）
【公表日】平成１９年１１月２９日（２００７．１１．２９）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００７−５１００４１（Ｐ２００７−５１００４１）
【出願日】平成１７年４月２８日（２００５．４．２８）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＥＰ２００５／０５１９３５
【国際公開番号】ＷＯ２００５／１０７８７０
【国際公開日】平成１７年１１月１７日（２００５．１１．１７）
【出願人】（５９４０１６８７２）サントル、ナショナール、ド、ラ、ルシェルシュ、シアンティフィク、（セーエヌエルエス） (83)
【出願人】（５０３１２７８７３）ユニヴェルシテ ヴィクトール セガラン ボルドー ２ (7)
【Ｆターム（参考）】
【公表日】平成１９年１１月２９日（２００７．１１．２９）
【国際特許分類】
【出願日】平成１７年４月２８日（２００５．４．２８）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＥＰ２００５／０５１９３５
【国際公開番号】ＷＯ２００５／１０７８７０
【国際公開日】平成１７年１１月１７日（２００５．１１．１７）
【出願人】（５９４０１６８７２）サントル、ナショナール、ド、ラ、ルシェルシュ、シアンティフィク、（セーエヌエルエス） (83)
【出願人】（５０３１２７８７３）ユニヴェルシテ ヴィクトール セガラン ボルドー ２ (7)
【Ｆターム（参考）】
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