JP2005534418A - 自己同調コイルを使用した体内医用ｍｒ撮像の方法および装置 - Google Patents

Abstract

身体の内部の画像を示す信号を受信するための体内自己同調共振器コイルを備える医用撮像装置で使用するＲＦプローブ。共振器コイルは、複数の幾何学的パラメータのうちの１つに応じて所望の周波数に自己同調する。一実施形態によれば、共振器コイル１５０は、巻数が複数であるオープン巻線１５２を含み、共振器コイルは、信号リード１６２に結合するための第１のあらかじめ選択されている結合点およびリターンリードに結合するための第２のあらかじめ選択されている結合点１５６を含み、それらの結合点は、異なる巻きの上に配置されている。他の実施形態によれば、共振器コイルは、巻数が複数のベースコイルおよびベースコイルとともに回路内にあり、そこから外へ軸方向に伸びているアンテナを備え、アンテナは、共振器コイルが所望の周波数に自己同調するような長さを持つ。アンテナは、モノポールであるのが好ましい。

Description

本発明は、人体に差し込まれた撮像プローブを使用することにより人体の内部の医用画像を生成することに関する。より具体的には、本発明は、磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）とともに使用される改良された血管内ＲＦプローブに関する。

ＭＲＩ撮像技術は、人体の内部画像を生成する広く使用され、よく知られている画像診断技術となっている。当業者であればＭＲＩの基本概念に精通しているため、これらの概念については、本発明の背景として簡単に述べるのにとどめる。

その目的のために、よく知られているように、人体の内部の画像を作成するためにＭＲＩ装置が使用される。その際に、ＭＲＩ装置は、撮影される人体の少なくとも一部に磁場をかける。通常の磁界の強さは、１．５Ｔであるが、他の磁界の強さも使用される（一般的には、０．５Ｔ〜３．０Ｔの範囲）。その後、局所的勾配が磁場内に発生し、ＲＦパルスが画像が望まれている人体の部分を表す目標領域に印加される。ＲＦパルスの典型的な周波数は、ラーモア周波数（１．５Ｔの磁場内の陽子に対し６３ＭＨｚ程度）である。目標領域内の陽子は、スピン方向を変えるのに十分な量のエネルギーをＲＦパルスから吸収する。ＲＦパルスがオフにされると、陽子は、磁場内の中立配置に戻るときに蓄積された過剰なエネルギーを放出する。この蓄積されたエネルギーが放出されるときに、目標領域の像を示す信号が発生される。適切に感知されると、そのような信号はコンピュータによって処理され、目標領域のＭＲ像を生成することができる。

当業では、体内ＲＦプローブ（ＲＦレシーバとも呼ばれる）を使用してそのような信号を受信することが知られている。人体の中の目標領域に近い場所に配置された場合、そのようなＲＦプローブは、陽子放射を感知し、同軸ケーブルなどの伝送媒体を使用して感知信号を画像生成コンピュータシステムに送ることができる。そのようなプローブは非常に小さな開口部を通して人体内に挿入される場合があるため、レシーバにはできる限り小さなメカニカルエンベロープを備えることが重要である。

さらに、レシーバのコイルはラーモア周波数で共振する（つまり、効率よくエネルギーを蓄積する）ことが重要である。特定の周波数ｆを共振させるためには、レシーバコイルの誘導成分（Ｌ）および容量成分（Ｃ）は以下の式を満たしていなければならない。

ＭＲ撮像に広く使用されているＲＦプローブは、（１）断面の細い引き伸ばした細長いコイル、および（２）単一の細線からなるループレスアンテナ（ダイポール）の２つの基本的カテゴリにまとめることができる。ＲＦレシーバの細長いコイル設計の一実施例は、Ｑｕｉｃｋら「Ｓｉｎｇｌｅ−Ｌｏｏｐ Ｃｏｉｌ Ｃｏｎｃｅｐｔｓ ｆｏｒ Ｉｎｔｒａｖａｓｃｕｌａｒ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ」Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ、ｖｏｌ．４１、（１９９９年）、７５１〜７５８頁で説明されており、その開示全体が参照により本明細書に組み込まれている。ループレスアンテナ設計の一実施例は、ＯｃａｌｉおよびＡｔａｌａｒ「Ｉｎｔｒａｖａｓｃｕｌａｒ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｕｓｉｎｇ ａ Ｌｏｏｐｌｅｓｓ Ｃａｔｈｅｔｅｒ Ａｎｔｅｎｎａ」Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｉｍａｇｉｎｇ、ｖｏｌ．３７、（１９９７年）、１１２〜１１８頁 で説明されており、その開示全体が参照により本明細書に組み込まれている。他のコイル実施例としては、ヘルムホルツコイル（通常、平行に並べられた２つの単一ループコイルからなる）および平形コイルがある。他のＲＦプローブの実施例は、米国特許第４，９３２，４１１号明細書、第５，７１５，８２２号明細書、第６，１７１，２４０号明細書、および第６，４５３，１８９号明細書に見いだすことができ、それらの開示全体が参照により本明細書に組み込まれている。

図１は、従来技術のコイルレシーバアセンブリを例示している。単一ループコイル１００は、ＲＦパルスに応答する目標領域により放射された信号を感知する。コイル１００と細い同軸ケーブル１０２は、患者の身体内に配置することができる。信号はコイル１００から、細い同軸ケーブル１０２を通り、ＲＧ ５８などのケーブルであってよい、それよりも太い同軸ケーブル１０４へと進む。それとともに、細い同軸ケーブル１０２と太い同軸ケーブル１０４は、長さλ／２であり、同調共振回路の一部を形成する。コイルレシーバアセンブリは、さらに、図に示されているような外部同調／整合回路１０６を備え、そこでは、同調用可変コンデンサＣ_ｔはコイル１００およびケーブル１０２および１０４のインダクタンスとともに共振回路を形成し、整合用可変コンデンサＣ_ｍは共振回路の入力インピーダンスとレシーバのインピーダンス（５０Ω）との整合をとる。

図２（ａ）および２（ｂ）は、従来技術のアンテナレシーバアセンブリの実施例を例示している。ダイポールアンテナ１１０は、図２（ａ）に示されている。ダイポールアンテナ１１０は、２つの分離された導線１１２および１１４からなる。電流路が完全でないので、電荷は導線１１２と１１４の２つの先端の間で発振する。実装された場合、アンテナ１１０は、細い同軸ケーブルで結合され、カテーテル１２０内に配置される。カテーテル１２０は、撮像のため人体内の目標領域に近いところに挿入することができる。満足のいく実行品質を得るために、アンテナ１１０の入力インピーダンス（Ｚ_ＩＮ）は、図２（ｂ）に示されている同軸ケーブル１２２の特性インピーダンスと整合していなければならない。また、アンテナ共振により生じる干渉を回避するために、同軸ケーブルをアンテナに対し大きなインピーダンスを持つように見せることによりレシーバの共振を電子的手段で減衰させるデチューニングが必要である。これらの目的のために、外部同調／整合／デカップリング回路１２４を装備し、カテーテル１２０を同軸ケーブル１２２（それ自体コネクタ１２６で終端する）とリンクさせる。

そのような従来技術のレシーバアセンブリにはさまざまな欠点がある、つまり（１）図１に例示されている単一ループコイル設計は、近接場分解能についてはうまく働くが、遠方場分解能についてはうまく働かない（ループから比較的短距離のところで場の相殺が生じるため）−近接場と遠方場はレシーバに相対的な撮像場の物理的位置に関係する、（２）図２（ａ）および２（ｂ）により例示されているアンテナ設計は、遠方場分解能についてはうまく働くが、近接場分解能についてはうまく働かない（近／遠遷移ゾーンを定義するデバイスのジオメトリにより定められているとおり）、（３）それぞれの設計では、大型の比較的高価な外部整合回路および同調回路を使用する必要がある、（４）図１のコイル設計では、コイルを電流が流れると熱が発生するといった欠点がある。ヘルムホルツコイルおよび平形コイルには、近接場／遠方場遷移ゾーンの問題は生じないが、これらのコイルでは、外部整合回路および同調回路を使用する必要がある。

他のコイル設計は、Ｒｉｖａｓらの論文「Ｉｎ Ｖｉｖｏ Ｒｅａｌ−Ｔｉｍｅ Ｉｎｔｒａｖａｓｃｕｌａｒ ＭＲＩ」Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ、４（２）、２００２年、２２３〜２３２頁に示されており（その開示全体は参照により本明細書に組み込まれている）、すべて、上述の同じまたは類似の欠点を有する。

したがって、医用撮像の技術分野では、近接場および遠方場の両方の撮像において高い性能を発揮するＲＦプローブが必要である。さらに、医用撮像の技術分野では、プローブのメカニカルエンベロープのサイズに悪影響を及ぼすだけでなく、レシーバのコストも増大する整合回路および同調回路などの大型の外部電気的構成要素を組み込まなくて済むＲＦプローブが必要である。

この目的のために、発明者は医用撮像装置とともに使用するＲＦプローブ、つまり体内自己同調（ｓｅｌｆ−ｔｕｎｅｄ）共振器コイルを備えるＲＦプローブを開発した。本発明の自己同調の態様は、共振器コイルの複数の幾何学的パラメータのうちの少なくとも１つを適切に選択し構成することにより達成されるのが好ましい。本発明のコイルは、最小の断面包絡面を備えながら、近接場と遠方場の両方において優れた性能を発揮する。本発明のコイルは、平形コイルと同様の望ましい磁場分布（それによって、著しい近接場／遠方場遷移ゾーンが取り除かれる）およびループレスダイポール設計と同様の小さな形状を実現し、しかも、すべて、外部同調回路または外部整合回路を必要としない。

共振器コイルが患者の身体に挿入され、共振器コイルの共振周波数と実質的に同一の周波数のＲＦパルスがその身体に印加されると、共振器コイルはＲＦパルスに応答する信号を受信し、その信号は患者の身体の内部の画像を表す。

第１の実施形態では、共振器コイルの長さは共振器コイルの共振周波数に影響を及ぼす重要な要因である。この長さを適切に設定することにより、本発明の共振器コイルを調整することでＲＦパルスの周波数と整合するようにできる（１．５Ｔの磁場内で６３ＭＨｚのラーモア周波数など）。

第２の実施形態では、共振器コイルはアンテナとともに回路内に複巻ベースコイルを備えており、アンテナ長は共振器コイルの共振周波数に影響を及ぼす重要な要因である。アンテナの長さを適切に設定することにより、本発明の共振器コイルを調整することでＲＦパルスの周波数と整合するようにできる（１．５Ｔの磁場内で６３ＭＨｚのラーモア周波数など）。

共振器コイルは、共振器コイルからプロセッサに信号を渡す伝送媒体に結合されている（プロセッサは、共振器コイルの信号を処理してそこから画像を生成するように構成されている）のが好ましい。伝送媒体は特性インピーダンスを持ち、定在波が共振器コイル内に増えるの防止するために、共振器コイルは伝送媒体の特性インピーダンスに関して実質的に自己整合する必要がある。

この目的のために、本発明の第１の実施形態によれば、伝送媒体のリターンリードは共振器コイルの導線の末端に結合されている。さらに、伝送媒体の信号リードは、共振器コイル巻線上の選択された接続点に結合される。共振器コイルの巻線比を適切に設定することにより、共振器コイルは伝送媒体の特性インピーダンスを実質的に自己整合するようにできる。

本発明の第２の実施形態の自己整合に関して、共振器コイルでは、共振器コイルの導線のインピーダンスが伝送媒体の特性インピーダンスと実質的に自己整合するような巻数を持つベースコイルを利用するのが好ましい。

本発明の共振器コイルでは、自己同調および自己整合の両方を行うことができるため、従来技術に見られる大型の比較的高価な同調および整合回路は不要である。したがって、本発明の共振器コイルの断面包絡面は大幅に改善（縮小）され、本発明を使用することにより、血管の内部など、到達しがたい場所を撮像することができる。

さらに、本発明の共振器コイルは、開コイルであるのが好ましい。したがって、また従来技術の閉ループコイル設計とは異なり、ＲＦエネルギーが受信されたときにコイルに発生する熱量はかなり少なくなる。発生する熱は比較的少ないため、本発明の共振器コイルを使用すると、患者の安全性と快適さが従来技術のコイル設計に比べて高まる。

さらに、本発明は、腫瘍または動脈硬化などの病状を診断するために使用できるだけでなく、インターベンショナル治療とともに使用し、治療薬剤、ナノ粒子、遺伝子、造影剤などの薬物を患者の体内に送り込み、その送り込む状態を監視することができる。共振器コイルの受信信号から生成された画像を監視することにより、医者は薬物が患者の体内に送り込まれるのを評価し、必要ならば、画像に応じて薬物の送り方を調整することができる。

さらに、本明細書に開示されているのは、本発明の共振器コイルを製作する方法であり、この方法は導線を巻いて巻数が複数の開共振器コイルにするステップを含み、この共振器コイルはコイル共振が所望の周波数に実質的に等しくなるような所定の共振器長を持つ。この方法は、さらに、（１）コイルの一端の結合点およびコイルの中間にある結合点を選択し、選択された結合点は伝送媒体の特性インピーダンスに実質的に一致するコイルの所望のインピーダンスを定めることと、（２）伝送媒体の信号リードを選択された中間結合点に結合することと、（３）伝送媒体のリターンリードを選択された終端結合点に結合し、それによってコイルが伝送媒体の特性インピーダンスに実質的に自己整合するようにすることとを含む。

本発明のこれらならびにその他の特徴および利点は、一部は明白であり、また一部は、以下の説明および参照される図において指摘される。

Ａ．第１の実施形態
図３（ａ）は、本発明の共振器コイル１５０の第１の実施形態を示す図である。共振器コイル１５０は、オープンエンド１５４およびリターンエンド１５６を持つ導線１５２で作られている。導線１５２は、複数の巻数Ｎとなるように巻かれ、それによって、開コイルを形成する。図からわかるように、図３（ａ）に示されている共振器コイル１５０は４巻きである。しかし、共振器コイルに使用される実際の巻数は、設計の際に選択され、巻数４よりも多い場合も少ない場合もあり、これは、本発明の教示に従えば、当業者には明白なことであろう。

共振器コイル１５０は、図３（ａ）〜（ｄ）で示されているように、それぞれの巻きの間の長さとして定義される長さｌを持つ。後述のように、共振器長ｌは、コイルの共振周波数に影響を及ぼす重要な要因であり、巻数は、接続されている伝送媒体の特性インピーダンスとのコイルの自己整合機能に影響を及ぼす重要な要因である。図３（ｂ）は、巻数が５の場合の共振器コイル１５０の分解立体図である。

導線１５２は、３０ゲージの銅線または３６ゲージの銅線などの柔軟な小口径の電線であるのが好ましい。しかし、当業者には明らかなように、妥当な類似のサイズの他のゲージの電線も使用可能であり、銅以外の非磁性体材料の電線でもよい。共振器コイル１５０を形成するために、導線１５２を手で巻いてもよい。しかし、高精度の工業用コイル巻き技術を使用して、断面包絡面の小さい緊密な巻線を形成するのが好ましい。

共振器コイル１５０は、図３（ｃ）および３（ｄ）に示されているように伝送媒体１６０に接続されるのが好ましい。伝送媒体１６０は、共振器コイル１５０により感知された信号を画像処理プロセッサ（図に示されていない）に渡す。伝送媒体１６０は、柔軟な小口径の同軸ケーブルであるのが好ましい。しかし、当業者には明らかなように、シールドツイストペアなどの他の種類の伝送媒体も使用されることが可能である。

伝送媒体１６０は、信号リード１６２およびグラウンドリード１６４を含む。グラウンドリード１６４は、共振器コイル１５０のリターンエンド１５６に結合される。信号リード１６２は、共振器コイルのいずれかの巻きに沿った中間点に結合される。信号リード１６２と共振器コイル１５０との間の結合の配置１６３は、共振器コイルの巻数比を定める。巻数比は、一次巻線（共振器コイル１５０）の巻数と二次巻線（伝送媒体１６０を共振器コイル１５０に結合することにより形成される巻線）の巻数との比として定義される。巻数比は、後述のように、第１の実施形態の共振器コイルのコイルの自己整合能力に影響を及ぼす重要な要因である。図３（ｃ）を参照すると、巻数比は５：１であることがわかるが、図３（ｄ）では、巻数比は５：２である。

図４（ａ）は、伝送媒体１６０に結合されている共振器コイル（ブロック１５０として表されている）を示している。共振器コイル１５０は、断面包絡面１７０を持つ。断面包絡面１７０の直径１７２（ｄ_ｃｏｉｌ）は、共振器コイルを血管または人体内のその他の狭い内腔などの微小開口部に挿入できるよう十分に小さくできる。共振器コイル１５０は、図４（ｂ）に示されているように、絶縁被覆１８０内に配置されるとしても、被覆されている共振器コイルの断面包絡面１８２は非常に小さい。したがって、直径１８４（ｄ_{ｓｈｅａｔｈ}）も、被覆されている共振器コイルを血管またはその他の狭い内腔などの微小開口部に挿入できるくらい十分に小さい。手巻き実装では、共振器コイル１５０で使用されている電線のゲージ数、共振器コイル１５０の巻数、および被覆１８０で使用される材料に応じて、直径１７２は１．２ｍｍ、直径１８４は２．５ｍｍと小さくできる。さらに、メーカーのマイクロ技術能力を活かせば、直径をさらに小さくすることも可能であると考えられる。血管形成術用バルーンとともにガイドワイヤとして使用される巻線は直径を０．３６ｍｍと小さくできるのであれば、発明者は、ここで、コイルを０．２５ｍｍほどの細さにできると考える。本発明のコイルの直径の好ましい範囲は１ｍｍから２ｍｍである。

すでに述べているように、本発明の利点の１つは、所望の共振周波数への自己同調能力にあり、それによって、大型でしかも比較的高価な外部同調回路が不要になる。図５（ａ）は、第１の主実施形態の共振器コイルを同調するための等価回路モデルを例示している。図５（ａ）の回路を参照すると、コイルの共振周波数は以下の式で表すことができることは、よく知られている。

ただし、Ｌ_Ｒはコイルのインダクタンスを表し、Ｃ_Ｄはコイルの分布（自己）キャパシタンスを表している。Ｒｏｄｄｙら「Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ Ｃｏｍｍｕｎｉｃａｔｉｏｎｓ」１９８４年、３４〜３５頁を参照のこと。Ｃ_Ｄは、共振器の幾何学的形状に依存する。図５（ｂ）は、３つの電線コイル（コイル１〜３）がある場合に、Ｃ_Ｄがどのような影響を受けるかを例示している。Ｃ_Ｄは、図５（ｂ）に示されている個々の分布キャパシタンスから以下のように決定することができる。

しかし、本発明の理解の助けにはなっているが、上記の公式は、Ｃ_Ｄが共振器の幾何学的形状に強く依存しているため共振器コイルの同調に特に役立つわけではない。

共振器コイル１５０の所望の共振周波数への自己同調で最も重要な幾何学的設計要素は、テストをして経験的にわかることだが、共振器の長さである。電線の直径および巻数比などの他の共振器コイル特性もコイルの共振に影響するが、それらの影響は取るに足らない。本発明の実践者は、共振器の長さを適切に選択し、その長さを持つ巻線を製作することにより、本発明の第１の実施形態の自己同調共振器コイルを製作することができる。

図６は、３２ゲージの銅線から形成され、巻数比５：１の共振器コイルの共振器長の関数として共振周波数を例示している。図６は、無負荷状態の共振器コイルと負荷状態の共振器コイルの両方に対するグラフを示している。共振器コイルは、空中に自立している場合に「無負荷状態」であると考えられる。周囲の空気および電線のエナメル塗料から何らかの誘電体負荷があるが、そのような負荷が引き起こすエネルギー散逸は無視できるくらい小さい（回路のＱ係数が高い）。共振器コイルは、熱収縮チューブなどの絶縁被覆内に入れられ（図４（ｂ）を参照のこと）、誘電体内に浸けられると「負荷状態」であると考えられる。絶縁被覆は、エネルギーが被覆内に散逸するにつれ共振器コイル上の負荷を高める。同様に、誘電体（生理食塩水または人体などの導電媒質）にさらされると、共振器コイル上の負荷はさらに高まる。図６で参照されている負荷は、共振器コイルを絶縁被覆内に入れ、その後、被覆されている共振器コイルを生理食塩水溶液中に浸けることにより生じた。

図６に示されているデータは、以下の表１に再掲載されている。

この同調曲線には、わずかな曲率が存在する。直線関係が予想されるが、図６に示されている曲率は、手巻きされた実験で使用された異なる共振器コイルの作りの違いのせいであると考えられる。より高い品質の製造工程を使用して本発明の共振器コイルを製作したならば、同調曲線はさらに直線的になることが予想される。

第１の実施形態の共振器コイルと伝送媒体の特性インピーダンスとの整合は、主に共振器長と巻数比の関数となっている。共振器コイルの長さは、共振器コイルの所望の周波数への自己同調に使用されるのが好ましいため、さらに、巻数比は共振器コイルの伝送媒体の特性インピーダンスへの自己整合のための変数として使用されるのが好ましい。

共振器コイルの特性負荷は、（負荷状態と無負荷状態の両方に対し）ネットワークアナライザを使って共振器コイルの反射インピーダンスを測定することにより推定することができる。図７は、長さ３ ３／４インチ（９．５２５ｃｍ）、巻数比５：１、共振周波数約７３ＭＨｚの、３２ゲージの銅線から形成された無負荷状態共振器コイルに対する反射インピーダンスを例示するスミスチャート（Ｓｍｉｔｈ ｃｈａｒｔ）である。この図から、コイルの負荷の実部は、約９ｐＦと低いキャパシタンス値で約２６００Ωであり、これは並列または高いインピーダンス共振を示すことがわかる。

図８は、長さ３ ３／４インチ（９．５２５ｃｍ）、巻数比５：１、共振周波数約６８．７ＭＨｚの、３２ゲージの銅線から形成された第１の実施形態の（被覆され、生理食塩水中に浸けられている）負荷状態共振器コイルに対する反射インピーダンスを例示するスミスチャートである。この図から、コイルの負荷の実部は、約１７００Ωにまで下がっていることがわかる。

図９は、長さ３ ７／８インチ（９．８４２５ｃｍ）、巻数比５：１、共振周波数約６７．１ＭＨｚの、３６ゲージの銅線から形成された第１の実施形態の無負荷状態共振器コイルに対する反射インピーダンスを例示するスミスチャートである。この図から、コイルの負荷の実部は、３１５０Ω程度であることがわかる。

与えられた長さを持つ第１の実施形態の共振器コイルについて、適切な巻数比を使って整合をとることができる。第１の実施形態の共振器コイルに対する近似的インピーダンス整合モデルを示す回路図１０（ａ）および１０（ｂ）を参照すると、インピーダンスは巻数比の平方でコイル（トランス）から反射されることがわかる。したがって、５：１の巻数比では、インピーダンス整合比は（５：１）^２つまり２５：１になる。図８について使用される負荷状態共振器コイルの場合、Ｚ_ｐに対する値は（１７００Ω）／（５^２）であり、ほぼ６７Ωに等しく、６７Ωは、伝送媒体の５０Ωの特性インピーダンスとの十分によい整合となっている。著しい伝送損失が発生しないこと、また不整合による望ましくない放射が存在しないことを保証するために、共振器コイルと伝送媒体との電圧定在波比（ＶＳＷＲ）は２：１以下でなければならない。しかし、当業者であれば理解するように、第１の実施形態の共振器コイルの設計パラメータ（共振器長および巻数比）は、経験的なテストにより最適化し、望ましい高さのインピーダンス整合を得ることができる。

巻数比は第１の実施形態に対する共振器コイルの整合に著しい影響を及ぼすが、巻数比は共振器コイルの同調には著しい影響を及ぼさない。この事実は、本発明の高いインピーダンス整合はインピーダンスの並列実部（抵抗）を高くするが、これは共振器コイルのＱを低下させないということから説明できる。例えば、無負荷状態の実インピーダンス値２７００Ωおよび負荷状態の実インピーダンス値１７００Ωについて、共振器コイルのＱは９０から５７に変わる。共振器コイルの同調に対し著しい影響があれば、共振器コイルのＱは１０以下にならなければならないであろう。

巻数比は整合に対し一定の影響があるが、同調に対しては影響がないため（共振器長は両方のタスクに影響する）、第１の実施形態の共振器コイルを所望の共振周波数に同調する共振器長をまず見つけ、その後共振器コイルが伝送媒体の特性インピーダンスと実質的に整合するように巻数比を設定することにより、本発明の共振器コイルの自己同調と自己整合の両方を比較的容易に行える。負荷状態の共振器コイルをラーモア周波数に同調させ（磁界強度を掛けた撮像される核種の磁気回転比、これは１．５Ｔの陽子については約６３ＭＨｚである）、共振器コイルを５０Ωの伝送媒体に整合させるために、本発明の実践者は共振器長を約４ １／８インチ（１０．４７７５ｃｍ）に、巻数比を５：１に設定することができる（図１３を参照のこと）。

図１１は、長さ４ １／８インチ（１０．４７７５ｃｍ）、巻数比５：１、共振周波数約６７ＭＨｚの、３２ゲージの銅線から形成された第１の実施形態の無負荷状態共振器コイルに対する整合インピーダンスの測定結果を示すスミスチャートである。図１２は、このような共振器コイルのリターンロスを例示している。これからわかるように、リターンロスは約９．４ｄＢである。

図１３は、長さ４ １／８インチ（１０．４７７５ｃｍ）、巻数比５：１、共振周波数約６３ＭＨｚの、３２ゲージの銅線から形成された第１の実施形態の（被覆され生理食塩水に浸けられている）負荷状態共振器コイルに対する整合インピーダンスの測定結果を示すスミスチャートである。図１４は、このような共振器コイルのリターンロスを例示している。これからわかるように、リターンロスは約１０．８ｄＢである。

図１５および１６は、図１１および１２の無負荷状態のコイルで実行された整合インピーダンス測定およびリターンロス測定を繰り返したものであるが、ただし、長さ５フィート（１．５２４ｍ）のＲＧ／５８同軸ケーブルが共振器コイルに結合されていることを除く。図１６からわかるように、リターンロスは約１０．２ｄＢである。

図１７および１８は、図１３および１４の負荷状態のコイルで実行された整合インピーダンス測定およびリターンロス測定を繰り返したものであるが、ただし、長さ５フィート（１．５２４ｍ）のＲＧ／５８同軸ケーブルが共振器コイルに結合されていることを除く。図１８からわかるように、リターンロスは約１１．７ｄＢである。

図１３〜１８は、第１の実施形態の共振器コイルは、負荷がかけられ、さらに５０Ωの伝送媒体と適切に整合している場合に正常に動作しており、短長両方の同軸ケーブル構成に対し少なくとも１０ｄＢを保持していることを示している。

Ｂ．第２の実施形態
図１９（ａ）は、本発明の第２の主実施形態のプローブを示している。図に示されているように、第２の実施形態の共振器コイル３００は、複数の巻数Ｎのペースコイル３０２およびアンテナ３０４を回路内に備える。ベースコイル３０２は、近位端３１２および遠位端３１４を持つ。アンテナ３０４も、近位端３１０および遠位端３０８を持つ。第２の実施形態の共振器コイル３００は、従来技術に勝る第１の実施形態の利点を有するだけでなく、第１の実施形態に対して、第２の実施形態のすっきりと単純な設計では、断面の直径がかなり小さい実装が可能であり、製造もより簡単にできる。さらに、第１の実施形態に関して、第２の実施形態は断面包絡面を小さくして実装できることにより、カテーテルへの組み込みが容易に行え、これにより、特に、カテーテルを介して患者の体内に薬物を送り込む作業が楽になる。さらに、第１の実施形態に対し、第２の実施形態は、共振器コイルから遠い直交距離にある領域を撮像する機能に優れる。

ベースコイルの遠位端３１４は、アンテナ近位端３１０の結合点３１６に結合されるのが好ましい。しかし、共振器コイル３００は、ベースコイル遠位端部に沿った任意の箇所がアンテナ近位端部に沿った任意の箇所に結合されるように実装することができ、端部は付近の実際の１つまたは複数の端点を包含するものと理解される。ベースコイルとアンテナとの結合は、ベースコイル遠位端点とアンテナ近位端点から０．２５インチ（０．６３５ｃｍ）以内の位置にあることが好ましい。さらに、共振器コイル３００の初期プロトタイプは、別々のベースコイル３０２とアンテナ３０４から組み立てられているが、共振器コイル３００は、近位端部が複巻コイルを形成するように構成され、遠位端部がアンテナとして使用される単一の柔軟な導線から形成することもできることは理解されたい。実際、単一の柔軟な導線を共振器コイルの作成に使用するのは、共振器コイルをガイドワイヤアセンブリに組み込む最も優れた長期的な解決法であると考えられる。

ベースコイルは、柔軟な導線の複巻ソレノイド巻線から形成されるのが好ましい。柔軟な導線は小口径であるのが好ましい。ベースコイルの形成に使用される導線の断面直径の好ましい範囲は、約０．１ｍｍから約０．１６ｍｍである。しかし、それよりも太い導線を使用することもできる。好ましい導電巻線材料は、銀メッキした（ＳＰ）３６ゲージ（以下）の銅線である。後述のように、コイル巻数は、結合される伝送媒体に関して共振器コイル３００の自己整合能力に影響を及ぼす重要な幾何学的パラメータである。

さらに、ベースコイルの断面直径３０１は、共振器コイル３００の最大断面直径を表し、さまざまな医療用途に対する共振器コイル３００の適性に影響を及ぼす重要な要因である。共振器コイル３００を血管などの人体の狭い内腔に挿入できるように、直径３０１はできる限り小さくされることが好ましい。直径３０１に対する好ましい値の範囲は、約０．３ミリメートル（ｍｍ）から約１．５ｍｍである。好ましい断面直径３０１は、０．９ｍｍ未満の直径である。発明者により製作された第２の実施形態の実験的共振器コイルは断面直径が約１．５ｍｍであったが、これらの実験モデル用のベースコイルは手巻きされており、よく知られている適当な工業用コイル巻き技術を利用すればベースコイルの断面直径は上述の範囲まで大幅に縮小できることが予想されることに留意されたい。

さらに、ベースコイルの軸長は、画像処理結果の空間的に局在するアーティファクトとして使用できることを維持しながら、可能な最も短い長さとなるように最小化するのが好ましい。アーティファクトは、画像内の２つ以上のボクセル（ｖｏｘｅｌ）を含み、ペースコイルの軸長はモノポール長の１０％以下とすることができる。さらに、ベースコイルは、隣接する巻きが互いに接触し、隣接する層が互い接触するように一様に巻かれることが好ましい。しかし、当業者であれば理解するように、本発明の実施に際して他の軸長およびあまり一様でない巻線を使用できる。

アンテナ３０４は、モノポールであるのが好ましく、また細長い小口径の柔軟な導線から形成されるのが好ましい。モノポール３０４の好ましい導線材料は、ＳＰ ２４ゲージの銅線（直径０．５１ｍｍ）である。モノポール３０４の許容可能な断面直径の好ましい範囲は、約０．３ｍｍから約１．５ｍｍまでである。適当なモノポール断面直径は、この直径範囲の下限端に向かって、１４／１０００インチ（約０．３６ｍｍ）のオーダーである。さらに、より詳細に後述するように、モノポール長３０６は、共振器コイル３００の自己同調能力に影響を及ぼす重要な幾何学的パラメータである。モノポール長は、結合点３１６からモノポール遠位端３０８までのモノポール３０４の長さとして定義される。したがって、モノポール長３０６を適切に選択することにより、共振器コイル３００は、ラーモア周波数などの所望の周波数に実質的に同調させることができる。

図１９（ｃ）は、伝送媒体１６０に結合されている共振器コイル３００を例示している。第１の実施形態に関して述べたように、伝送媒体１６０は、信号リード１６２およびグラウンドリード１６４を含むのが好ましい。好ましい伝送媒体１６０は、直径が好ましくは１．５ミリメートル未満の５０Ω非磁性体同軸伝送ケーブルである。しかし、当業者であれば理解するように、状況によっては、本発明の実施に際してさらに大きな直径の同軸ケーブルを使用することができる。共振器コイル３００は、約３〜５フィートの長さの同軸ケーブルとともに使用されることが予想される。しかし、当業者であれば理解するように、伝送媒体の長さはこの範囲外の値になる可能性がある。

伝送媒体１６０は特性インピーダンスを示し、同軸ケーブルの好ましい伝送媒体については、５０Ωである。共振器コイル３００は、この特性インピーダンスに関して自己整合であるのが好ましい。

伝送媒体１６０の信号リード１６２は、ベースコイル３０２の近位端部、より好ましくはベースコイル３０２の近位端３１２に結合されるのが好ましい。伝送媒体は、共振器コイル３００により感知された信号を医用撮像装置に関連するプロセッサ（図に示されていない）に伝送するために使用され、そこでは、プロセッサは受信した共振器コイル信号から画像を生成するように構成されている。本発明で使用する好ましい医用撮像装置および関連するプロセッサは、ＲＦコイルの取り付けが可能であり、ＲＦコイルにより受信されたデータをデジタル化し走査変換することができる１．５Ｔ ＭＲＩ撮像装置である。しかし、当業者であれば理解するように、ＲＦコイルの取り付けが可能であり、信号データをデジタル化し走査変換することができる任意のＭＲＩ撮像装置を、本発明を実施する際に使用できる。例えば、本発明は、１．５Ｔよりも高いまたは低い撮像装置磁界強度で使用することができ、また陽子以外の核種に使用することができる。後述のように、本発明は、すべてのＭＲＩ可視核種について画像診断法とともに使用することに適しており、また分光分析に使用することもできる。

図２０は、図１９（ｃ）の共振器コイルに対する電気的等価回路配線図を示しており、抵抗３２０は、患者の身体などの撮像標本による共振器コイルの負荷の提供を表し、キャパシタンス３２２は、共振器コイルが撮像体内に埋められたときの共振器コイル３００の分布自己キャパシタンスを表す。図２１は、第１の実施形態に関連して説明されているように、絶縁被覆内に配置されている共振器コイル３００を例示している。

上述のように、モノポール長３０６は、共振器コイル３００を所望の周波数に同調させるために使用される重要な要因である。共振器コイルの他の幾何学的パラメータは共振（ベースコイルおよびモノポールの断面直径、ベースコイルの材料、モノポールの材料、ベースコイルの巻数）に影響を及ぼすが、ここで発明者は、モノポール長が最も著しい同調パラメータであることを見いだした。図２２（ａ）の表は、モノポール長３０６が指定されたモノポール長および約０．５１ｍｍの断面直径を持つ２４ゲージＳＰ銅線で形成されたモノポール３０４の共振に及ぼす影響を示している。これからわかるように、無負荷状態の場合、さまざまな長さのモノポールは、低い値の抵抗値および約３．５ｐＦに対応する高い容量リアクタンスを持つ電気的に短いスタブアンテナとして単に動作するだけである。

しかし、図２２（ｂ）に示されているように、モノポール３０４が人体の誘電特性にほぼ近い生理食塩水溶液中に浸けることにより負荷をかけられたときに、測定インピーダンスの実部はモノポール長をいろいろ変えると５０Ωまで遷移する。６４ＭＨｚの所望の同調周波数のテスト周波数では、モノポール３０４は、約２．８インチ（７．１１２ｃｍ）のモノポール長で共振する。共振器コイル３００を約６４ＭＨｚに同調させるためのモノポール長は２．８インチ（７．１１２ｃｍ）であるのが好ましいが、モノポール長が公称５０Ωの実インピーダンスを基準とする１ポートの反射リターンロス測定値が１０ｄＢ以上となり、インピーダンス点の中心が正規化された５０Ωスミス伝送チャート上の２：１ＶＳＷＲ円内に収まるような長さである場合に共振器コイルは同調されているとみなせることは理解されるであろう。

共振器コイル３００を所望の周波数に同調させるのに適したモノポール長が選択された後、ベースコイル３０２は、共振器コイルの測定インピーダンス（図２２（ｂ）の例では、３３５Ωである）のリアクタンス成分を除去できるベースコイルの十分な巻数を選択することにより共振器コイルのインピーダンスを伝送媒体のインピーダンスと実質的に整合するように構成することができる。したがって、ベースコイルのインダクタンスがコイルの測定インピーダンスのリアクタンス部分を相殺するようにベースコイルの十分な巻数を選択することにより（コイルのインダクタンスとコイルの巻数との関係は当業ではよく知られている）、共振器コイル３００は伝送媒体に関して自己整合するようにできる。２．８インチ（７．１１２ｃｍ）のモノポールが使用される実施例では、ベースコイルの必要な巻数は、−ｊ３３５Ωで共振するインダクタンスを発生させるのに十分な数である。その結果、この数は６６回となる。しかし、上述のように、実質的な整合に必要な巻数は異なることがあり、その結果のＶＳＷＲは２：１以上（約−１０ｄＢのリターンロス）となる。２．８インチ（７．１１２ｃｍ）のモノポールの場合、ベースコイルの満足の行く巻数範囲は６５回から７０回である。

以下の表は、図２３によりグラフで例示されているものであるが、ベースコイルの巻数に対する共振周波数応答を説明している。

表２の各コイルは、２．８インチ（７．１１２ｃｍ）のモノポール長を持つ。コイル１は、巻数７５のベースコイルを持ち、約６０ＭＨｚの測定共振周波数を示す。コイル２は、巻数６０のベースコイルを持ち、約７８ＭＨｚの共振周波数を示す。コイル３は、巻数６０の単層ベースコイルを持ち、約６１．８ＭＨｚの共振周波数を示す。コイル４は、巻数６０の多層ベースコイルを持ち、約６０．５ＭＨｚの共振周波数を示す。コイル５は、巻数６６のベースコイルを持ち、約６３．５５ＭＨｚの共振周波数を示す。コイル６は、巻数６２のベースコイルおよびモノポールの遠位端部に配置されている巻数２２のチップコイルを持ち、約８９ＭＨｚの共振周波数を示す。コイル７は、巻数６３のベースコイルおよびモノポールの遠位端部に配置されている巻数１０のチップコイルを持ち、約７０．８ＭＨｚの共振周波数を示す。コイル８は、巻数６６のベースコイルおよびモノポールの遠位端部に配置されている巻数１０のチップコイルを持ち、約６４．５ＭＨｚの共振周波数を示す。このデータと図２３とからわかるように、ベースコイルの巻数の大きな変化にわたって、同調曲線は比較的直線的である。これは、以下の導出と一致する。

まず、共振器コイル３００の負荷「Ｑ」値が１に比べて大きいと仮定すると、共振周波数は以下の式で近似することができる。

ただし、Ｌは負荷状態の共振器コイルのインダクタンス（ヘンリー）であり、Ｃは負荷状態の共振器コイルのキャパシタンス（ファラッド）である。コイルのインダクタンスＬは巻数Ｎの平方に比例するとすれば、
Ｌ＝ｋＮ^２
ただし、ｋは比例定数とすると、ベースコイルのそれぞれの巻数Ｎ_１、Ｎ_２の２つの共振器コイルについて、それらに帰すべきインダクタンスは以下の式になる。

キャパシタンスは２つの共振器コイルについて同じであると仮定すると、巻数Ｎ_２の共振器コイルの共振周波数（Ｆ_２）に関する巻数Ｎ_１の共振器コイルの共振周波数（Ｆ_１）は、以下の式で定義することができ、

コイル巻数に関して、以下の式で表されるようにできる。

巻数は多いほど、曲線の直線性は失われるが、それは、一部は、上に示した反比例関係、巻数が多いほど巻線の一様性が失われるという事実、およびコイル巻数が増えることによる負荷の変動によるものと考えられる。

また、チップコイルを共振器コイルに加えても、共振周波数は２．８インチ（７．１１２ｃｍ）のモノポール長およびベースコイル巻数６９の２つの共振器コイルについては実質的に変化しないため、共振器コイルの同調に大きな影響を及ぼすことはなく、共振器コイルの一方はチップコイルを含み、共振器コイルの一方はそうでない（前者の共振周波数は６４．５ＭＨｚであり、後者の共振周波数は６１．８ＭＨｚである）ことには注目すべきである。

図２４は、モノポール長２．８インチ（７．１１２ｃｍ）およびベースコイル巻数６６の共振器コイルに対するリターンロス対周波数のグラフを例示している。リターンロスは、共振周波数では−∞に近づくのが理想的である。不整合による著しい信号損失を回避するため、リターンロスは−１０ｄＢ以上であるのが好ましい。本発明の共振器コイル３００の実施例では、６４ＭＨｚ（共振器コイルの共振周波数）でのリターンロスは−２４ｄＢであり、優れた性能を示す。

図２５は、モノポール長２．８インチ（７．１１２ｃｍ）およびベースコイル巻数６６の共振器コイルについて、ベースコイルの近位端から始めて、共振器コイルの長さに沿ったさまざまな位置で測定された電界強度のグラフである。図２５からわかるように、共振器コイルに沿った長さ方向のさまざまな点で得られた測定結果について、電界強度は一様であり、モノポールの遠位端を超えて測定を行ったときには少し落ちる程度である。測定された電界強度のフラットな応答は、ＭＲＩ装置により行われる縦方向の掃引とよく相関している。

図２６（ａ）は、チップコイル２４０がモノポール３０４の遠位端部の点３４２に結合されている共振器コイル３００の実装を例示している。当業者であれば理解するように、チップコイル３４０は、図２６（ａ）に示されているようにモノポール３０４の遠位端３０８または（図２６（ｂ）に示されているように）モノポールの遠位端３０８付近の位置３４２に結合されるようにできる。チップコイルは、その結果の画像内に、容易に識別可能なアーティファクトとして現れ、したがって、モノポール３０２の遠位端３０８を見つけるナビゲーション補助手段として使用することができる。典型的なアーティファクトは、局在性に対する位置としても使用される。上述のように、チップコイル３４０は、共振器コイル３００の同調に実質的な影響を及ぼさない。

図２７は、共振器コイル３００を伝送媒体１６０に結合する他の方法を例示している。図２７に示されているように、伝送媒体１６０の信号リード１６２は、ベースコイル３０２の遠位端部とモノポール３０４の近位端部との間の結合の位置またはその付近で共振器コイル３００に結合することができる。さらに、ベースコイル３０２の近位端部は、伝送媒体１６０のグラウンドリード１６４に結合される。そのような構成の電気的等価回路配線図が図２８に示されている。図２８の実装は、カテーテル長さに関する考慮事項において、インピーダンスと長さとの関係（図２２（ｂ）を参照のこと）がインピーダンスの５０Ωの実部を通過することを許していない場合に使用することができる。

図２９〜３０は、モノポール長２．８インチ（７．１１２ｃｍ）およびベースコイル巻数６６の共振器コイル３００を、Ｔ_１重み付き２Ｄ ＦＦＥシーケンスを使用する１．５Ｔ臨床用磁気共鳴断層撮影装置（オランダ、ベストのＰｈｉｌｉｐｓ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍｓ社製造のＮＴ Ｉｎｔｅｒａ ＣＶ）とともに使用して出力される画像を示している。共振器コイル３００は、カテーテル内に配置されたうえで、生理食塩水注入ガラス容器内の切除された豚の大動脈内に挿入されている。カテーテル４００、豚の大動脈４０２、生理食塩水４０４は、すべて、図２９の断面図および図３０の縦断面図内に見える。共振器コイルのベースコイルは、アーティファクト（図には示されていない）として画像内に現れるが、図３０の表示の画像フィールドのせいで、ベースコイルのアーティファクトは見えない。ベースコイルのアーティファクト（およびチップコイルが使用される場合には、チップコイルのアーティファクト）は、患者の体内に挿入されている間にカテーテルを受動的に特定する際に使用することができる。さらに、ベースコイルのアーティファクトは、図２９内には見えないが、それは、アーティファクトが画像内に現れないようにベースコイルから十分に離れた場所で断面スライスをとったからである。図２９は、本発明の共振器コイルを使用して血管および血管壁の高解像度画像を得る方法を示している。図３０は、カテーテルの縦方向信号プロファイルを示す際に、視野の「アクティブ」領域、つまり、カテーテルの位置を変更せずに注目している血管をどれだけ撮像できるかを示している。

Ｃ．応用
図３１（ａ）および３１（ｂ）は、本発明を使用して患者の身体内部を撮像する方法を示す図である。本発明のコイルで対応できる、画像診断法の守備範囲には、フッ素ナトリウム、カリウム、リン、マンガン、炭素などのすべてのＭＲＩ可視核種が含まれるが、これは当業者であれば本明細書の教示に従って理解できるであろう。さらに、画像解析に加えて、本発明は、分光分析にも使用することができる。

図３１（ａ）および３１（ｂ）に示されている医用撮像装置１９５は、本発明のプローブおよび伝送媒体（撮像カテーテル１９２内に配置される）および画像処理プロセッサ１９４を備える。プローブは、間に結合されている伝送媒体を介して画像処理プロセッサ１９４と通信を行う。図３１（ａ）および（ｂ）ではプローブは撮像カテーテル１９２内に配置されているが、当業者であれば容易に理解できるように、プローブは他の挿入手法とともに使用できるため、撮像カテーテル１９２内に配置されている必要はない。

撮像カテーテル１９２は、患者１９０の身体の挿入位置１９６に挿入される。ＲＦパルスが患者の身体に送り込まれると、プローブは信号の受信を開始し、この信号は、画像処理プロセッサ１９４により変換され、視野１９８内にある患者の身体の内部のＭＲ画像などの医用画像を出力することができる。プローブの小断面包絡面のせいで、本発明のプローブは十分に小さく、冠状動脈または３ｍｍの動脈などの非常に小さな開口部内に挿入できる。したがって、本発明は、動脈硬化（アテローム性動脈硬化を含む）などの状態を診断する血管内撮像、脳腫瘍を診断する脳撮像、およびＭＲ関節鏡検査に非常に適している。本発明のプローブは、膀胱、肝臓（肝静脈または動脈への挿入を通じて）、膵臓、前立腺（尿道からの挿入を通じて）、胃、食道、結腸、脊椎、気管、気管支などの画像を生成するような診断作業にも非常に適しており、そのような画像は、病変が存在するかどうかを判別するのに役立つ。さらに、プローブは、低侵襲手術、ＭＲ誘導（カテーテルを含むコイルに貼られている受動的または能動的可視要素の使用を含む）、インターベンショナルＭＲ、および外科手術用器具の誘導にも使用できる。

さらに、本発明のプローブは、医療処置の際の撮像ガイドワイヤとして使用することもできる。大半の血管形成ガイドワイヤは堅い芯に軟らかい先端を持ち、（通常はそうではないが）コイルがそれらの回りに巻かれていることがあり、通常、コイルの断面直径は約０．０１４インチ（０．３５５６ｍｍ）である。より大きな診断用カテーテルのほとんどのガイドワイヤは、コイルが先端まで巻かれている堅い芯を持ち、通常、コイルの断面直径は約０．０３５インチ（０．８８９ｍｍ）である。本発明の共振器コイルをガイドワイヤとして使用するために、特に、第２の実施形態の共振器コイルを使用するために、柔軟であるが変形可能な柔らかい先端の線部分がモノポールの遠位端部に貼られるのが好ましい。このような先端線部分は、長さが約０．５から１インチ（１．２７から２．５４ｃｍ）であるのが好ましく、これを使用して、共振器コイル部分で撮像を続けながら血管内の狭窄を交差することができる。撮像ガイドワイヤは共振器コイルとともに、血管形成術用バルーン（寸法約０．０１４インチ（０．０３５５６ｃｍ）内に収まらなければならない。本発明の小さな断面直径をとれば、この制限は問題でなくなる。さらに、診断用カテーテルを先へ進めるための撮像ガイドワイヤを作成するために、柔らかいＪ字形先端の線をベースコイルの近位端部に貼り付けることができるが、この場合、共振器コイルの断面直径は、０．０３５インチ（０．０８８９ｃｍ）であるのが好ましい。

ガイドワイヤとしての本発明の実装の実施例は図３２（ａ）および（ｂ）に示されている。図３２（ａ）の実施例では、ガイドワイヤ４１０は、柔軟な先端４１２がモノポール端部３０８の点４１４に結合されている共振器コイル３００を含む。先端４１２はユーザ側で形状を決められる可鍛線を付けるか、または事前に曲線状に形成し（この場合、ホッケーのスティックのような形）狭い血管内へのナビゲーションを容易にする。線の先端４１２の断面直径は約０．０１４インチ（０．０３５５６ｃｍ）にできる。しかし、当業者であれば理解するように、他の直径を使用することもできる。図３２（ｂ）の実施例では、ガイドワイヤ４１０は、柔軟な線の先端４１６が点４１４に結合されている共振器コイル３００を備え、線の先端４１６は、より大きな動脈に診断用カテーテルを送り込むために使用される従来の「Ｊ字形」ガイドワイヤではよくあるように、事前に形成された柔軟なキャンディースティック状の形を持つ。図３２（ｂ）に示されているような先端４１６を持つガイドワイヤは、左心室に挿入するために使用されることが多い。先端４１６に対するふつうの断面直径４２０は、０．０３５インチ（０．０８８９ｃｍ）である。しかし、当業者であれば理解するように、他の直径および先端の構成を使用することもできる。

さらに、図３１（ｂ）に示されているように、本発明のプローブは、治療薬剤、ナノ粒子、ポリマー（デンドリマーを含む）、造影剤、材料と造影剤との混合物、遺伝子、常磁性体、超常磁性体、強磁性体、ウイルスなどの薬剤を患者体内に送り込む付属手段として使用することができる。図３１（ｂ）に示されているような独立した送り込み装置２００（薬剤を体内に注入するための何らかの医療装置−針、カテーテルなど）またはカテーテル１９２内のチャネルを通して、そのような薬剤が身体の、好ましくはカテーテルの遠位端の位置に近い所望の位置に送り込まれるとともに、本発明のプローブは、薬剤の送り込みの精度に関するリアルタイムのフィードバックを行うことができる。プローブの視野１９８内で薬剤が患者の身体に送り込まれると、プローブは患者の内部組織のその部分を表す信号を受信し、受信したその信号を画像処理プロセッサ１９４に渡す。画像処理プロセッサ１９４がプローブの信号から意味のある画像を生成し、その画像が表示されると、医者は治療剤の送り込みが正確であるかどうかについて評価を行うことができる。その決定の結果に応じて、医者は、薬剤送り込みの位置を変更し、それによって患者の治療を改善することができる。

本発明のプローブのさらに他の応用は、画像誘導血管形成に関するものであり、血管形成術用バルーンはコイルの回りに取り付けられ、そして血管の中に挿入される。さらに、薬剤送り込みは、このバルーンを通じて行うことができる。バルーンが多孔性の場合、バルーンが血管内でふくらむときにバルーンを通じてナノ粒子（またはその他の常磁性薬剤）が注入されるようにすることも可能である。そのような場合、プローブは、血管または細胞組織内にバルーンを通じてナノ粒子（またはその他の常磁性薬剤）を送り込むところをビジュアル化するために同時に使用されることも可能である。

さらに、本発明の共振器コイルは、ＲＦ切除処置と併せて撮像に使用できるが、共振器コイル自体は、高周波ＲＦパルスを細胞組織に送り込むために使用される。そのような実装では、より大きな断面包絡面を持つ共振器コイルが使用されることが予想される。この応用では、共振器コイルもジェネレータに結合される。共振器コイルは撮像に使用されていないが、ジェネレータは、患者の体内に挿入される共振器コイルを介して患者の細胞組織に送り込まれる高周波ＲＦパルスを生成するために使用することができる。これらのＲＦパルスは、焼灼術、心臓不整脈の治療、脳腫瘍の治療、および当業者によって理解されるようなその他の応用に使用できる。

本発明は、その好ましい実施形態に関して上で説明されているが、当業者であれば理解されるように、本発明の範囲内でさまざまな修正が加えられる。本発明に対するそのような修正は、本明細書の教示を検討すると認識可能である。したがって、本発明は全範囲が付属の請求項およびその合法的な等価物により定められるものとする。

単一ループコイル設計を使用する従来技術のＲＦレシーバを示す図である。 ループレスアンテナ設計を使用する従来技術のＲＦレシーバを示す図である。 ループレスアンテナ設計を使用する従来技術のＲＦレシーバを示す図である。 本発明の共振器コイルの第１の主実施形態を示す図である。 共振器コイルの第１の主実施形態の分解立体図である。 同軸ケーブルなどの伝送媒体に結合されている共振器コイルの第１の主実施形態を示す分解立体図である。 同軸ケーブルなどの伝送媒体に結合されている共振器コイルの第１の主実施形態を示す分解立体図である。 第１の主実施形態の被覆されていない共振器コイルの断面包絡面を示す図である。 第１の主実施形態の被覆されている共振器コイルの断面包絡面を示す図である。 共振器コイルの第１の主実施形態を同調するための等価回路モデルを示す図である。 共振器コイルの第１の主実施形態を同調するための分布キャパシタンスＣ_Ｄを示す図である。 共振器コイルの第１の主実施形態の共振器長の関数として表されている共振周波数を示すグラフである。 第１の主実施形態の無負荷状態の共振器コイルの測定されたインピーダンスを示すスミスチャートである。 第１の主実施形態の負荷状態の共振器コイルの測定されたインピーダンスを示すスミスチャートである。 第１の主実施形態の他の無負荷状態の共振器コイルの測定されたインピーダンスを示すスミスチャートである。 第１の主実施形態の共振器コイルの近似的インピーダンス整合回路モデルを示す図である。 第１の主実施形態の共振器コイルの近似的インピーダンス整合回路モデルを示す図である。 第１の主実施形態の無負荷状態の共振器コイルの測定された整合インピーダンスを示すスミスチャートである。 図１１の共振器コイルのリターンロスを示すグラフである。 第１の主実施形態の負荷状態の共振器コイルの測定された整合インピーダンスを示すスミスチャートである。 図１３の共振器コイルのリターンロスを示すグラフである。 ５ｆｔ（１．５２４ｍ）の同軸ケーブルが共振器コイルに結合されている、図１１の無負荷状態の共振器コイルの測定された整合インピーダンスを示すスミスチャートである。 図１５の共振器コイルのリターンロスを示すグラフである。 ５ｆｔ（１．５２４ｍ）の同軸ケーブルが共振器コイルに結合されている、図１３の負荷状態の共振器コイルの測定された整合インピーダンスを示すスミスチャートである。 図１７の共振器コイルのリターンロスを示すグラフである。 本発明の第２の主実施形態の共振器コイルを示す図である。 本発明の第２の主実施形態の共振器コイルを示す図である。 本発明の第２の主実施形態の共振器コイルを示す図である。 本発明の第２の主実施形態の共振器コイルを示す電気的等価回路配線図である。 絶縁被覆内に配置されている第２の主実施形態の共振器コイルを示す図である。 第２の主実施形態の無負荷状態の共振器コイルのアンテナ長の関数として測定インピーダンスを示す表である。 第２の主実施形態の負荷状態の共振器コイルのアンテナ長の関数として測定インピーダンスを示す表である。 第２の主実施形態の共振器コイルのベースコイル巻数に対する共振周波数応答を示す図である。 第２の主実施形態の共振器コイルの測定されたリターンロスを示す図である。 第２の主実施形態の共振器コイルの電界強度を示す図である。 チップコイルによる第２の主実施形態の共振器コイルを示す図である。 チップコイルによる第２の主実施形態の共振器コイルをを示す図である。 第２の主実施形態の共振器コイルの他の実装を示す図である。 本発明の第２の主実施形態の他の共振器コイルを示す電気的等価回路配線図である。 第２の主実施形態の共振器コイルを使用して出力される画像を示す図である。 第２の主実施形態の共振器コイルを使用して出力される画像を示す図である。 本発明を使用した患者の身体内部の撮像を示す図である。 本発明を使用した患者の身体内部の撮像を示す図である。 本発明の実装をガイドワイヤとする実施例を示す図である。 本発明の実装をガイドワイヤとする実施例を示す図である。

Claims (100)

1. 体内自己同調共振器コイルを備える、医用撮像装置とともに使用するＲＦプローブ。
2. 共振器コイルは、開コイルである請求項１に記載のプローブ。
3. 共振器コイルは、共振器コイルからプロセッサに信号を渡すための伝送媒体と結合するように構成され、伝送媒体は特性インピーダンスを持ち、共振器コイルは、伝送媒体の特性インピーダンスと実質的に自己整合する請求項２に記載のプローブ。
4. 共振器コイルは、巻数が少なくとも２であるオープン巻線を含み、共振器コイルは、信号リードに結合する第１のあらかじめ選択されている結合点およびリターンリードに結合する第２のあらかじめ選択されている結合点を含み、前記結合点は異なる巻きの上に配置されている請求項３に記載のプローブ。
5. 共振器コイルは、実質的にラーモア周波数である周波数に自己同調する請求項４に記載のプローブ。
6. あらかじめ選択されている結合点は、共振器コイルの巻数比を定め、共振器コイルの巻数比は、共振器コイルが伝送媒体の特性インピーダンスと実質的に整合するのに十分である請求項４に記載のプローブ。
7. 共振器コイルは、長さが約４ １／８インチ（１０．４７７５ｃｍ）である請求項６に記載のプローブ。
8. 共振器コイルの巻数比は、約５：１である請求項７に記載のプローブ。
9. 共振器コイルは、共振器コイルの電圧定在波比（ＶＳＷＲ）が約２：１以下となるように伝送媒体の特性インピーダンスと実質的に自己整合する請求項４に記載のプローブ。
10. さらに、伝送媒体に結合されているプロセッサを備えるプローブであって、伝送媒体は共振器コイル信号を受信するように共振器コイルに接続され、プロセッサは共振器コイル信号を処理し、それから身体の内部の画像を生成するように構成されている請求項４に記載のプローブ。
11. 共振器コイルは約０．２５ｍｍから約２ｍｍまでの範囲内の断面直径を有する請求項４に記載のプローブ。
12. 共振器コイルの直径は、約１ｍｍから約２ｍｍまでの範囲内にある請求項１１に記載のプローブ。
13. 共振器コイルは、血管内共振器コイルである請求項１１に記載のプローブ。
14. さらに、共振器コイルが中に配置されている体内カテーテルを備える請求項４に記載のプローブ。
15. カテーテルは、薬剤を身体の内部に送り込むためのチャネルを備える請求項１４に記載のプローブ。
16. 体内自己同調共振器コイルは、その幾何学的パラメータのうちの少なくとも１つに応じて自己同調する請求項１に記載のプローブ。
17. 共振器コイルは、
    巻数が複数であるベースコイルと、
    ベースコイルとともに回路内にあり、そこから外へ軸方向に伸びているアンテナであって、共振器コイルが所望の周波数に自己同調するような長さを有するアンテナとを備える請求項１６に記載のプローブ。
18. アンテナは、モノポールである請求項１７に記載のプローブ。
19. 所望の周波数は、実質的にラーモア周波数である請求項１８に記載のプローブ。
20. モノポールの長さは、約２．８インチ（７．１１２ｃｍ）である請求項１９に記載のプローブ。
21. ベースコイルの巻数は、伝送媒体に結合された場合にプローブの電圧定在波比（ＶＳＷＲ）が２：１以下になるような数値である請求項２０に記載のプローブ。
22. ベースコイルは、近位端部と遠位端部とを有し、モノポールは、近位端部と遠位端部とを有し、モノポールの近位端部は、ベースコイルの遠位端部に結合され、プローブはさらにベースコイルの近位端部に結合されている伝送媒体を含み、伝送媒体は共振器コイルからプロセッサに信号を渡すように構成されている請求項１９に記載のプローブ。
23. 伝送媒体は、特性インピーダンスを有し、共振器コイルは、伝送媒体の特性インピーダンスと実質的に自己整合するように構成されている請求項２２に記載のプローブ。
24. 共振器コイルは、ベースコイルの所定の巻数に応じて伝送媒体の特性インピーダンスと実質的に自己整合する請求項２３に記載のプローブ。
25. ベースコイルは、近位端部と遠位端部とを有し、モノポールは、近位端部と遠位端部とを有し、モノポールの近位端部は、ベースコイルの遠位端部に結合され、プローブはさらに（１）ベースコイルの遠位端部、（２）モノポールの近位端部、および（３）モノポールの近位端部とベースコイルの遠位端部との間の結合点からなるグループから選択された１つに結合されている伝送媒体を含み、伝送媒体は共振器コイルからプロセッサに信号を渡すためのものであり、ベースコイルの近位端部は接地されている請求項１９に記載のプローブ。
26. 伝送媒体は、特性インピーダンスを有し、共振器コイルは、伝送媒体の特性インピーダンスに実質的に自己整合するように構成されている請求項２５に記載のプローブ。
27. 共振器コイルは、ベースコイルの所定の巻数に応じて伝送媒体の特性インピーダンスと実質的に自己整合する請求項２６に記載のプローブ。
28. 共振器コイルは、約０．３ｍｍから約１．５ｍｍまでの範囲内の断面直径を有する請求項１８に記載のプローブ。
29. 共振器コイルの断面直径は、約０．３６ｍｍである請求項２８に記載のプローブ。
30. さらに、モノポールとともに回路内にあるチップコイルを備えるプローブであって、チップコイルは、モノポールの遠位端部に結合されている請求項１９に記載のプローブ。
31. モノポールは、約０．３ｍｍから約０．９ｍｍまでの範囲内の断面直径を有する柔軟な導線を備える請求項１９に記載のプローブ。
32. モノポールは、約０．３ｍｍの断面直径を有する請求項３１に記載のプローブ。
33. ベースコイルは、柔軟な導線から形成され、ベースコイルの柔軟な導線は約０．１ｍｍから約０．１６ｍｍまでの範囲内の断面直径を有する請求項３１に記載のプローブ。
34. ベースコイルは、約０．７ｍｍから約１．５ｍｍまでの範囲内の断面直径を有する請求項３３に記載のプローブ。
35. 共振器コイルは、柔軟な導線を備え、導線は近位端部にベースコイルを、遠位端部にモノポールを形成する請求項１８に記載のプローブ。
36. 共振器コイルは、血管内共振器コイルである請求項１６に記載のプローブ。
37. 共振器コイルは、さらに、共振器コイルの幾何学的パラメータのうちの少なくとも１つに応じてそれに結合される伝送媒体に関して自己整合する請求項１６に記載のプローブ。
38. 磁気共鳴映像（ＭＲＩ）プローブであって、
    複巻コイルと、
    コイルの遠位端部に沿ったある点でコイルに結合されている柔軟な導線とを備え、導線は、プローブが患者の体内に挿入されたときに所望の周波数に実質的に同調されるような長さである磁気共鳴映像（ＭＲＩ）プローブ。
39. ＭＲＩプローブを所望の周波数に同調させるように外部同調構成要素が使用されない請求項３８に記載のＭＲＩプローブ。
40. 所望の周波数は、実質的にラーモア周波数である請求項３９に記載のＭＲＩプローブ。
41. 導線の長さは、約２．８インチ（７．１１２ｃｍ）である請求項４０に記載のＭＲＩプローブ。
42. さらに、ＭＲＩプローブとプロセッサとの間に接続されている伝送媒体を備えるＭＲＩプローブであって、伝送媒体は、コイルの近位端部に結合され、伝送媒体は、特性インピーダンスを有し、コイルの巻数は、伝送媒体の特性インピーダンスと実質的に整合するように選択される請求項４０に記載のＭＲＩプローブ。
43. ＭＲＩプローブは、外部接続構成要素なしで、伝送媒体の特性インピーダンスと実質的に整合する請求項４２に記載のＭＲＩプローブ。
44. コイルの巻数は、６５から７０の範囲内にある請求項４３に記載のＭＲＩプローブ。
45. コイルは、約０．７ｍｍから約１．３ｍｍまでの範囲内の断面直径を有する請求項４３に記載のＭＲＩプローブ。
46. さらに、導線の遠位端部に結合されている複巻チップコイルを備える請求項４５に記載のＭＲＩプローブ。
47. さらに、ＭＲＩプローブから受信された信号をプロセッサに渡す伝送媒体を備えるＭＲＩプローブであって、伝送媒体は、（１）コイルの遠位端部と、（２）導線とコイルとの間の結合点と、（３）導線の近位端部とからなるグループから選択された１つに結合され、伝送媒体は、特性インピーダンスを有し、コイルの巻数は、ＭＲＩプローブが伝送媒体の特性インピーダンスに実質的に整合されるような数値である請求項４０に記載のＭＲＩプローブ。
48. 身体の内部を分析する際に使用するＲＦプローブであって、
    第１の端部と第２の端部を有する、巻数が複数であるオープン巻線に形成された導線を備える共振器コイルと、
    巻線上の中間点に結合されている信号リードおよび共振器コイルの前記第１または第２の端部のうちの１つに結合されているリターンリードを有する伝送媒体とを備え、
    伝送媒体と共振器コイルとの間の結合は、共振器コイル巻線の巻数比を定め、巻数比は共振器コイルを伝送媒体の特性インピーダンスに実質的に自己整合させる比であるＲＦプローブ。
49. 共振器コイルは、共振器コイルが所望の共振周波数に実質的に自己同調するような共振器長さを有する請求項４８に記載のプローブ。
50. 共振器コイルは約０．２５ｍｍから約２ｍｍまでの範囲内の断面直径を有する請求項４９に記載のプローブ。
51. 共振器コイルは、近似的にラーモア周波数の共振周波数に自己同調する請求項４９に記載のプローブ。
52. 共振器コイルの巻数比は、共振器コイルが５０Ωの伝送媒体の特性インピーダンスに実質的に自己整合するような比である請求項４９に記載のプローブ。
53. 共振器コイルの長さは、約４ １／８インチ（１０．４７７５ｃｍ）であり、共振器コイルの巻数比は、５：１である請求項５２に記載のプローブ。
54. さらに、共振器コイルを囲むカテーテルを備える請求項４９に記載のプローブ。
55. 患者の身体の内部の画像を生成する方法であって、
    幾何学的パラメータの少なくとも１つに応じて自己同調される体内共振器コイルを備えるＲＦプローブを患者の体内に少なくとも部分的に挿入することと、
    挿入されたＲＦプローブを医用撮像装置とともに使用して患者の身体の内部の画像を生成することとを含む方法。
56. 共振器コイルは、
    巻数が複数であるベースコイルと、
    ベースコイルとともに回路内にあり、そこから外へ軸方向に伸びているアンテナであって、共振器コイルが所望の周波数に自己同調するような長さを有するアンテナとを備える請求項５５に記載の方法。
57. アンテナは、モノポールである請求項５６に記載の方法。
58. 所望の周波数は、実質的にラーモア周波数である請求項５７に記載の方法。
59. モノポールの長さは、約２．８インチ（７．１１２ｃｍ）であり、ベースコイルの巻数は、６５から７０の範囲内にある請求項５８に記載の方法。
60. ベースコイルは、近位端部と遠位端部とを有し、モノポールは、近位端部と遠位端部とを有し、モノポールの近位端部は、ベースコイルの遠位端部に結合され、プローブはさらにベースコイルの近位端部に結合されている伝送媒体を含み、伝送媒体は共振器コイルから医用撮像装置に関連するプロセッサに信号を渡すように構成されている請求項５８に記載の方法。
61. 伝送媒体は、特性インピーダンスを有し、共振器コイルは、伝送媒体の特性インピーダンスに実質的に自己整合するように構成されている請求項６０に記載の方法。
62. 共振器コイルは、ベースコイルの所定の巻数に応じて伝送媒体の特性インピーダンスと実質的に自己整合する請求項６１に記載の方法。
63. 使用するステップは、挿入されたＲＦプローブを磁気共鳴（ＭＲ）撮像装置とともに使用して患者の身体の内部のＭＲ画像を生成することを含む請求項５８に記載の方法。
64. ベースコイルは、近位端と遠位端とを有し、モノポールは、近位端と遠位端とを有し、モノポールの近位端は、ベースコイルの遠位端に結合され、プローブはさらに（１）ベースコイルの遠位端、（２）モノポールの近位端、および（３）モノポールの近位端とベースコイルの遠位端との間の結合点からなるグループから選択された１つに結合されている伝送媒体を含み、伝送媒体は共振器コイルから医用撮像装置に関連するプロセッサに信号を渡すためのものであり、ベースコイルの近位は接地されている請求項５８に記載の方法。
65. 共振器コイルは、さらに、モノポールの遠位端部に結合されているチップコイルを備える請求項５７に記載の方法。
66. 挿入するステップは、カテーテルを患者の体内に少なくとも部分的に挿入することを含み、カテーテルの中にＲＦプローブが配置される請求項５７に記載の方法。
67. 共振器コイルは、近位端部と遠位端部とを備える柔軟な導線を備え、導線は、近位端部ではベースコイルを、遠位端部ではモノポールを形成するように構成される請求項５７に記載の方法。
68. 使用するステップは、
    医用撮像装置を作動させて、挿入されたＲＦプローブで患者の身体の内部の画像を表す信号を受信することと、
    前記受信された信号から画像を生成することとを含む請求項５５に記載の方法。
69. 作動させるステップは、
    共振器コイルの共振周波数と実質的に同じ周波数を有する複数のＲＦパルスを患者の身体に印加することを含む請求項６８に記載の方法。
70. 共振器コイルは、約２ｍｍ以下の断面直径を有し、挿入するステップは、共振器コイルを患者の内腔に少なくとも部分的に挿入することを含む請求項５５に記載の方法。
71. 挿入するステップは、さらに、共振器コイルを（１）静脈または動脈を含む血管、（２）患者の尿道、（３）患者の膀胱、（４）患者の膵臓、（５）患者の肝動脈、（６）患者の肝静脈、（７）患者の食道、（８）患者の胃、（９）患者の脳、（１０）患者の気管、（１１）患者の結腸、（１２）患者の関節からなるグループのいずれかの中に少なくとも部分的に挿入することを含む請求項５５に記載の方法。
72. 薬剤を患者の体内に送り込む方法であって、
    所望の周波数に実質的に自己同調するＲＦプローブが中に配置されているカテーテルを患者の体内に少なくとも部分的に挿入することと、
    ＲＦプローブを医用撮像装置とともに使用して患者の身体の内部の少なくとも１つの画像を生成することと、
    少なくとも１つの生成された画像を使用してプローブを薬剤が送り込まれる患者の体内の所望の位置に配置することと、
    薬剤を所望の位置の近くに送り込むこととを含む方法。
73. ＲＦプローブは、
    近位端部と遠位端部を有する複巻コイルと、
    近位端部と遠位端部とを有する柔軟な導線とを備え、コイルは、コイルの遠位端部と導線の近位端部に沿ったある点でコイルに結合され、導線は、プローブが患者の体内に挿入されたときに所望の周波数に実質的に同調されるような長さである請求項７２に記載の方法。
74. プローブを所望の周波数に同調させるように外部同調構成要素が使用されない請求項７３に記載の方法。
75. 所望の周波数は、実質的にラーモア周波数である請求項７４に記載の方法。
76. さらに、プローブから受信された信号を医用撮像装置と関連するプロセッサに渡すための伝送媒体を備える方法であって、伝送媒体は、コイルの近位端部に結合され、伝送媒体は、特性インピーダンスを有し、コイルの巻数は、プローブが伝送媒体の特性インピーダンスと実質的に整合するような数である請求項７５に記載の方法。
77. プローブを伝送媒体の特性インピーダンスに整合させるように外部整合構成要素が使用されない請求項７６に記載の方法。
78. さらに、プローブから受信された信号を医用撮像装置と関連するプロセッサに渡すための伝送媒体を備える方法であって、伝送媒体は、（１）コイルの遠位端部と、（２）導線とコイルとの間の結合点と、（３）導線の近位端部とからなるグループから選択された１つに結合され、伝送媒体は、特性インピーダンスを有し、コイルの巻数は、ＭＲＩプローブが伝送媒体の特性インピーダンスに実質的に整合されるような数値である請求項７５に記載の方法。
79. 薬剤は、（１）治療薬剤、（２）ナノ粒子、（３）ポリマー、（４）遺伝子、（５）造影剤、（６）磁気共鳴（ＭＲ）造影剤を含む混合物、（７）常磁性体、（８）超常磁性体、（９）強磁性体、および（１０）ウイルスからなるグループから選択される請求項７４に記載の方法。
80. 送り込むステップは、カテーテルを介して薬剤を所望の位置近くに送り込むことを含む請求項７９に記載の方法。
81. 挿入するステップは、さらに、カテーテルを（１）患者の血管、（２）患者の肝動脈、（３）患者の肝静脈、（４）患者の尿道、（５）患者の膀胱、（６）患者の膵臓、（７）患者の食道、（８）患者の胃、（９）患者の脳、（１０）患者の気管、（１１）患者の結腸、（１２）患者の関節からなるグループから選択された１つ中に少なくとも部分的に挿入することを含む請求項７９に記載の方法。
82. さらに、少なくとも部分的には生成された画像フィードバックに応じて薬剤送り込みの位置を調整することを含む請求項７４に記載の方法。
83. プローブは、さらに、導線の遠位端部に結合されている複巻チップコイルを備える請求項７４に記載の方法。
84. 医用撮像装置は、磁気共鳴（ＭＲ）撮像装置であり、使用するステップは、
    プローブが同調される周波数と実質的に同じ周波数を有する複数のＲＦパルスを患者の磁化された身体に印加することと、
    プローブの視野内で患者の身体の内部の画像を表す信号をＲＦパルスに応答するプローブで受信することと、
    受信された信号から画像を生成することとを含む請求項７４に記載の方法。
85. 医用撮像装置であって、
    第１の端、第２の端、および複数の巻数を有する導電性オープン巻線と、
    巻線の中間点に結合されている信号リードおよび巻線の一端に結合されているリターンリードを備え、それによって巻線の巻数比を定める伝送媒体とを備え、
    巻線は、所望の共振周波数に巻線が自己同調するような巻長さを有するように構成され、
    巻線の巻数比は、伝送媒体の特性インピーダンスに実質的に自己同調することを特徴とする医用撮像装置。
86. 巻線は、約０．２５ｍｍから約２ｍｍまでの範囲内の断面直径を有する請求項８５に記載の装置。
87. 医用撮像装置であって、
    身体の内部の画像を表す信号を受信するための体内共振器コイルであって、外部同調回路なしで所望の共振周波数に実質的に同調する共振コイルと、
    特性インピーダンスを有する、共振器コイルに結合されている伝送媒体とを備え、
    共振器コイルは、外部整合回路なしで伝送媒体の特性インピーダンスに実質的に自己整合する医用撮像装置。
88. 身体の内部を撮像するためのＲＦプローブであって、
    第１の端部と第２の端部を有する、巻数が複数であるオープン巻線に巻かれた導線を備えるコイルと、
    巻線上のある点に結合されている信号リードおよびコイルの第２の端部に結合されているリターンリードを有する伝送媒体とを備え、
    伝送媒体とコイルとの間の結合は、コイルの巻数比を定め、巻数比はコイルを伝送媒体の特性インピーダンスに実質的に自己整合させるような比であるＲＦプローブ。
89. 医用撮像で使用するためのＲＦレシーバであって、
    複巻コイルと、
    コイルとともに回路内にあるモノポールであって、プローブが患者の体内に挿入されたときに外部同調回路なしで所望の周波数に実質的に同調するような長さを有するモノポールとを備えるＲＦレシーバ。
90. 複巻コイルは、レシーバがコイルの近位端部に結合されている伝送媒体の特性インピーダンスと実質的に整合するような巻数を有する請求項８９に記載のレシーバ。
91. 所望の周波数は、実質的にラーモア周波数である請求項９０に記載のレシーバ。
92. コイルおよびモノポールは、単一の柔軟な導線から一体成型される請求項９１に記載のレシーバ。
93. レシーバは、撮像ガイドワイヤとして実装される請求項９１に記載のレシーバ。
94. レシーバは、約０．７ｍｍから約１．５ｍｍまでの範囲内の最大断面直径を有する請求項９１に記載のレシーバ。
95. 薬剤を送り込む患者の体内の位置を識別する方法であって、
    所望の周波数に実質的に自己同調するＲＦプローブが中に配置されているカテーテルを患者の体内に少なくとも部分的に挿入することと、
    ＲＦプローブを医用撮像装置とともに使用して患者の身体の内部の少なくとも１つの画像を生成することと、
    薬剤が付近に送り込まれる位置を生成された画像内で識別することとを含む方法。
96. プローブは、モノポールとともに回路内にある複巻ベースコイルを備え、モノポールは、プローブが医用撮像装置の撮像周波数に実質的に自己同調するような長さを有する請求項９５に記載の方法。
97. プローブは、間に結合されている伝送媒体を介して医用撮像装置と通信し、プローブは、伝送媒体の特性インピーダンスに関して実質的に自己整合する請求項９６に記載の方法。
98. ＲＦ医用プローブを製作する方法であって、導線を巻いて、所望の周波数に実質的に等しいコイル共振をもたらす所定の共振器長さを有する巻数が複数の開共振器コイルにするステップを含む方法。
99. さらに、
    コイルの一端の結合点およびコイルの中間にある結合点を選択し、選択された結合点は伝送媒体の特性インピーダンスに実質的に一致するコイルの所望のインピーダンスを定めることと、
    伝送媒体の信号リードを選択された中間結合点に結合することと、
    伝送媒体のリターンリードを選択された終端結合点に結合し、それによってコイルが伝送媒体の特性インピーダンスに実質的に自己整合するようにすることとを含む請求項９８に記載の方法。
100. さらに、コイルの共振器長さを選択すること含む請求項９９に記載の方法。

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