JP2012030079A - 腔内用プローブと共に用いられる高領域磁気共振システム用インターフェイスデバイス - Google Patents
腔内用プローブと共に用いられる高領域磁気共振システム用インターフェイスデバイス Download PDFInfo
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Abstract
【解決手段】プローブは、シャフト、シャフトの端部にあるバルーン、バルーン内のコイルループを有し、コイルループは2つの駆動キャパシタ及び同調キャパシタを有するのが好ましく、全てのキャパシタは直列である。駆動キャパシタ間の接合ノードは、コイルループに電気的にバイアスをかけるグランドとして役立つ。接合ノードの反対側には、同調キャパシタがコイルループを、MRシステムの動作周波数で共振させることができる。各駆動キャパシタは、SL+n(λ/4)の電気的長さを有する出力ケーブルに接続される。出力ケーブルは、コイルループを腔内用プローブのインターフェイスデバイスに接続するのに用いられるプラグ内で止まる。
【選択図】図17
Description
本願は、2004年11月15日に出願された、発明の名称が「3.0テスラの磁気共振システムを使用して腔内構造の画像及びスペクトルを得るためのシステム及び方法」である米国仮特許出願第60/628,166号の利益を享受する。該仮出願は下記の本発明の譲受人に譲渡され、その開示は引用を持って本願への記載加入とする。本願はまた、2003年3月13日に出願された、国際特許出願PCT/US03/07774号の一部継続出願である。
本発明は一般的には磁気共振(MR)システムを使用して腔内構造の画像及びスペクトルを得るためのシステム及び方法に関する。特に、本発明は、直腸、膣、口などのような人体の種々の開口に挿入して、その内部の対象領域の高解像画像及びスペクトロスコピック結果(spectroscopic results)を得ることが可能な腔内用プローブに関する。更に特に本発明は、このような腔内用プローブを2.0テスラ−5.0テスラのMRシステムにインタフェースさせ、このような対象領域のこのような高解像画像及びスペクトロスコピック結果を得るように設計されたインタフェースデバイスに関する。
以下の背景情報は、以下に開示する本発明及びその典型的な使用環境が読者に容易に理解できるように提示したものである。本文中に使用した用語は、この文書中の表現または言外の暗示によってその意味が明らかに限定される場合を除いて、特定の狭義の解釈に限定されるものではない。
磁気共振画像法(MRI)は人体の内部の高品質画像を作成する人体に侵入しない(noninvasive)方法である。この方法では医療従事者が外科手術又はX線のような電離放射線を使用することなく人体の内部を観察できる。画像が極めて高い分解能を有しているので、疾病及びその他の病理形態とヒトの健常組織とを肉眼で識別することがしばしば可能である。磁気共振の技術及びシステムはまた、スペクトロスコピック分析を行う目的で開発されてきており、該スペクトロスコピック分析により組織またはその他の材料の化学的内容を確認できる。
このB0フィールドはボアの長軸に沿って向き、z方向と呼ばれ、この磁場は人体内の水素核の磁化ベクトルを自発的にその方向に整列させる。この整列した核は全身用コイルから適正な周波数のRFエネルギーを受容するのに待機している。この周波数はラーモア周波数として知られており、等式ω=γB0によって決定され、ここでωはラーモア周波数(水素原子の歳差運動の周波数)であり、γは磁気回転定数であり、B0は磁場の強度である。
このように傾斜磁場コイルは主磁石と共に、種々のイメージング技術に従って使用され、適切な周波数のRFパルスが印加されたときに水素核−所定の点の、または、所定のストリップ、体積のスライスまたはユニット−が共振することができる。
選択された領域で歳差運動している水素原子はRFパルスに応答して、全身用コイルから送信されているRFエネルギーを吸収し、このようにして、その磁化ベクトルを主磁場(B0)の方向から傾斜させるように強いる。全身用コイルがオフになると、より詳細に後記するように、水素核がRFエネルギーをMR信号の形態で放出し始める。
この傾斜磁場は、画像化されている領域のスライス内部に存在する水素核内でのみ共振を生じさせる。対象となる平面の両側に存在する組織中では共振が生じない。RFパルスが停止されると直ぐに、励起されたスライス中の全部の核が“同一相(in phase)”である。即ち、それらの全磁化ベクトルが同方向を指している。それ自体のデバイスに放置されると、スライス中の全ての水素核の正味の磁化ベクトルは緩和され、従って、再びz方向に整列するであろう。しかし、その代わりに第2の傾斜磁場コイルが短時間励起されて、y軸に沿った傾斜磁場が生じる。これは“位相エンコード傾斜磁場”と呼ばれている。
この磁場は、スライス中の核の磁化ベクトルが、傾斜磁場の最も弱い端部から最も強い端部まで移動すると、該核の磁化ベクトルを段々と種々の方向に向ける。
次に、RFパルス、スライス選択傾斜磁場及び位相エンコード傾斜磁場が遮断した後に、第3の傾斜磁場コイルを短時間励起してX軸に沿った傾斜磁場を生じさせる。この傾斜磁場はMR信号を最終的に測定するときにのみ印加されるなので、“周波数エンコード傾斜磁場”または“読出し傾斜磁場”と呼ばれている。この傾斜磁場は、緩和している磁化ベクトルを別個に再励起し、傾斜磁場の下端に近い核がより速い歳差運動を開始し、上端の核はもっと高速になる。これらの核が再び緩和すると、最も高速の核(傾斜磁場の上端に存在していた核)が最も高い周波数の電磁波を発信するであろう。
その受信サイクル中に、全身用コイルはこれらのミニチュア無線送信を検出する。これらがMR信号と総称される(collectively referred)。これらの独自の共振信号は全身用コイルからMRシステムの受信機に伝送され、MRシステムで対応する数学データに変換される。全ての手順が多数回繰り返さなければならず、良好な信号対雑音比(SNR)を有する画像を形成する。MRシステムは多次元フーリエ変換を使用して数学データを二次元画像に変換でき、また3次元画像にさえ変換できる。
しかし、表面コイルは、患者の特定面に嵌合する、又はその他の方法で配置するだけでその下の対象領域(例えば、腹部、胸郭及び/又は骨盤の領域)の画像を得ることができる。更に、局所コイルは、受信専用コイルとして動作するように設計することも、送/受信(T/R)コイルとして動作するように設計することもできる。受信専用コイルは、(スキャン手順中にMRシステムによって生成されたB1磁場に応答して)人体から生じたMR信号を検出できるのみである。しかし、T/RコイルはMR信号の受信と、対象領域の組織で共振を誘発するために必須であるRF B1磁場を生成するRFパルスの送信との両方を行うことができる。
2つのコイルは、夫々の部分からMR信号を同時に取得し、オーバーラップがある故に不利な相互作用は生じない。各コイルが対象領域の半分だけをカバーするので、このような各コイルはそのカバー領域内の対象領域の部分についてのMR信号を高いSN比で受信することができる。小さい位相配列の局所コイルは集まって、対象領域全体の画像を生成するのに必要な信号データをMRIシステムに供給し、該画像は単一の大きい局所コイルから得られる画像よりも高い分解能である。
2つの前方表面コイル及び2つの後方表面コイルから各1つずつ引き出されたトルソーアレイの4つのリードは別々の受信機に接続されることができ、各受信機は、受信した信号を増幅しデジタル化する。次にMRシステムは、別々の受信機から得られたデジタル化データを結合して、1つの画像を形成し、該画像の全SN比は単一局所コイルから得られたSN比よりも優れており、また、単独で対象領域全体をカバーする前方及び後方のより大きい2つの局所コイルよりも優れている。
これらの特許に開示された従来技術のプローブは、直腸、膣及び口のような人体の開口に挿入されるように設計されている。これらの特許はまた、従来技術の腔内用プローブをMR画像化システム及び分光システムにインタフェースさせるように設計されたインタフェースデバイスを開示している。腔内用プローブを使用する方法は米国特許第5,348,010号に開示されており、該特許はまた本発明の譲受人に譲渡されており、参照を持って本願への記載加入とする。
第1に、従来技術のプローブ及びこれに関連するインタフェースユニット(即ち、ATD−II及びATD Torsoユニット)は、1.0又は1.5テスラのMRシステムのみに作動するように設計されている。従って、2.0−5.0テスラのようなより高い磁場強度で作動するように設計されたMRシステム、特に一層品質の高い画像及び分光結果を生成することができる3.0テスラのMRシステムについて使用するのは適切でない。
第2に、このような設計上の制約の結果として、従来技術の腔内用プローブは750−1000オームの出力インピーダンスを示すコイルループを用いて設計されていた。従って、従来技術のプローブ用のインタフェースユニットは、コイルループの高い出力インピーダンスを種々のMRシステムによって要求される低い入力インピーダンス(例えば、50オーム)に整合させるために、πネットワーク又は同様の回路を含んでいなければならなかった。
第3に、従来技術のプローブの設計では、コイルループの同調がMRシステムの動作周波数から逸脱することは許容されたが、逸脱の程度はプローブが使用される特定の条件(例えば、患者)に依存していた。従って、従来技術のプローブ用の従来技術のインタフェースユニットは一般的には、腔内用プローブが全ての動作条件下でMRシステムの動作周波数に同調できることを確実にするために、同調回路を含んでいなければならなかった。
発明の背景
本発明の幾つかの目的及び利点は、以下に概説する本発明の種々の実施例及び関連する態様によって達成されている。
この好ましい実施例の1つの態様によれば、本発明は、患者の腔内部の対象領域の画像又はスペクトルを得るために磁気共振(MR)システムについて使用される腔内用プローブを提供する。腔内用プローブは、第1のコイルループと、第1及び第2の出力ケーブルを有している。対象領域からMR信号を受信するように設計された第1のコイルループは、第1及び第2の駆動キャパシタと同調キャパシタとを含む複数のキャパシタを有している。第1及び第2の駆動キャパシタは、第1のコイルループ内で直列に接続されており、それらの接合ノードには第1のコイルループの電気的平衡及びインピーダンス整合をとるための仮想アースが形成されている。第1及び第2の駆動キャパシタは略等しい値を有している。同調キャパシタは、2つの駆動キャパシタの接合ノードに反対側で対向して、第1のコイルループの内部に直列に接続されている。
同調キャパシタは、MRシステムの動作周波数で第1のコイルループに共振するように選択された値を有している。第1の出力ケーブルの一端は第1の駆動キャパシタに接続され、第2の出力ケーブルの一端は第2の駆動キャパシタに接続されている。各第1及び第2の出力ケーブルはSL+n(λ/4)の電気的長さを有しており、ここでSLは補足長さであって、そのリアクタンスは対応する駆動キャパシタのリアクタンスに等しく、nは奇数であり、λは動作周波数の波長である。2つの出力ケーブルは、第1のコイルループを腔内用プローブのインターフェイスデバイスに接続すべく、プラグ内にて止まっている。
送信サイクル中に、位相シフトネットワークは、コイルループがMRシステムの送信領域から出力ケーブルを通って切り離されることを許す。前置増幅器は、位相シフトネットワークとプローブ入力ポート間にゲインとインピーダンス整合を付与し、受信サイクル中に、位相シフトネットワークから受信されるMR信号は、信号対雑音比が改善されて、プローブ入力ポートに送られる。
同調キャパシタは、駆動キャパシタの反対側で対向して位置し、MRシステムの動作周波数で第1のコイルループに共振するように選択された値を有している。出力ケーブルが、駆動キャパシタの一端部に接続されている。出力ケーブルはSL+n(λ/4)の電気的長さを有しており、ここでSLは補足長さであって、そのリアクタンスは対応する駆動キャパシタのリアクタンスに等しく、nは奇数であり、λは動作周波数の波長である。出力ケーブルは、第1のコイルループを腔内用プローブのインターフェイスデバイスに接続すべく、プラグ内にて止まっている。
本発明は、ここの好ましい実施例及び上記した関連する態様に限定されないと理解されるべきである。
図1−図7は、本発明の第1の実施例の1つの態様、即ち、全体が符号(1)で示されている腔内用プローブを示す。該プローブは、患者の腔内部の対象領域の画像又はスペクトルを得るためにMRシステムについて使用することを意図している。本文中ではこれを特定具体例の形態で、即ち、男性の前立腺の画像及び/またはスペクトルを得るために直腸内に挿入するように設計された直腸内プローブとして記載している。
本文中では直腸内プローブとして示したが、本発明がまた、口、膣、または、腔内用プローブによって侵入可能なその他の開口から接近できる別の対象領域から画像及び/またはプローブを得るように設計され得ることも理解されよう。本文中に示した原理はまた、動脈、静脈及び身体のその他の構造に適したMR画像又は分光技術にも応用し得る。どのような用途であっても、腔内用プローブの内部の受信コイルは、目的の組織に適合するように適宜設計されるパッケージに収容、又はそうでなければ組み込まれることが必要であろう。
図1に示すように、遮蔽導体(31)は接合ノード(22)に接続され、中心導体(32)は接合ノード(22)の反対側にある駆動キャパシタ(21)及び(23)の何れか一方に接続されている。更に、詳細に後述する理由から、出力ケーブル(3)はn(λ/2)+SLの電気的長さを有することが好ましく、ここでnは整数であり、λはMRシステム(10)の動作周波数の波長であり、SLは補足長さである。
更に図5に示すように、側面凹部(64)が、前方表面(61)と後方表面(62)の中間の外側バルーン(60)内に配備されているのが好ましい。これらの凹部(64)は基本的に、プローブ(1)の組立時にコイルループ(2)の側面を支持する棚を形成する。これらの凹部は本質的に、バルーン(50)(60)が非膨張状態であるときに、コイルループをそれらの表面間で位置決めする手段として機能する。バルーン(50)(60)の各々は好ましくは医療グレードのラテックスまたはその他の適当なエラストマー材料から製造されている。このような材料は勿論、非常磁性であり低い誘電体損失を示さなければならない。
内側バルーン(50)が膨張を続けるとき、外側バルーン(60)の前方表面(61)の下側に向かって膨張する力が作用する。このようにしてコイルループ(2)を取り付けた内側バルーン(50)の前方表面(51)が、外側バルーン(60)のサドル形前方表面(61)を対応する形状の腔、即ち、直腸の前立腺領域の内側輪郭に強制的に接触させる。一旦、バルーンの先端部が十分に膨張すると、コイルループ(2)は前立腺の近くでMRスキャン手順中に前立腺からMR信号を最適に受信するような位置に存在するであろう。次に臨床医は、栓(72)を閉位置に切換えることによってバルーン(50)(60)を収縮させることなく空気入れカフ(70)を切り離すことができる。次いで、出力ケーブル(3)のプラグ(35)を介して腔内用プローブ(1)を適正なインタフェースデバイスに接続することができる。
しかし、コイルループ(2)は、バルーンの前方表面(61)の下側に接着又は他の方法で固定されるのが理想的であろう。コイルループ(2)はまた、バルーンの製造プロセス中に前方表面(61)の内部に封入されてもよい。例えば、コイルループ(2)をバルーンの表面に配置し、次いでバルーンの外面全体にもう1つの材料層を設けるためにバルーンを再度浸漬させ、このようにしてコイルループ(2)を被覆し、上述のような前方表面(61)を形成してもよい。どの方法で製造しても、膨張性バルーンを腔に挿入して膨張させたとき、波状ひだ(63)が対象領域に対向する腔の壁に接触するであろう。バルーンが完全に膨張すると、その前方表面(61)が対応する形状の腔の内側輪郭に強制的に接触させられ、これによってコイルループ(2)は対象領域(即ち、前立腺)に対して作動可能な近傍に配置され、該領域からMR信号を最良に受信できるであろう。
2つのテストプローブのループを互いに直角に配置し、本発明のワイヤループをそれらの間に配置する。この配置では、第1テストプローブのループに供給されたRFエネルギーがワイヤループ内部で誘発され、これが引き続いて第2テストプローブのループにRF信号を誘発し得る。次に2つのテストプローブが夫々のRF信号をネットワークアナライザに伝送し、該ネットワークアナライザは、振幅対周波数に関して得られた周波数レスポンス曲線を映像で表示する。表示された信号を使用し、周波数レスポンス曲線の中央周波数を探し出し、これを3dBバンド幅(即ち、曲線のハイパスエンド及びローパスエンドの3dB(ハーフパワー)点間のバンド)で除算することによって線質係数を確認できる。3.0テスラのスキャナの場合、ループの線質係数は10から20までの間であろう。より典型的には、ロード条件下のループの線質係数は:
Qloaded=15(測定値)
であろう。
RS=XL/Q
によって計算でき、式中の、Qは上記で測定した線質係数であり、XLはロードされたときのワイヤループの誘導リアクタンスである。上記に指摘したように、ループの容量リアクタンスと誘導リアクタンスは、共振時に等しい絶対値を有している:
XL=XP
XL=2πfLCOIL及びXP=1/(2πfCRV)
式中のfはMRシステム(10)の動作周波数である。その結果、ループの誘導リアクタンスXLは式:
XL=1/(2πfCRV)=1/(2π×128×106×10×10-12)=124.34Ω
から計算できる。従って、ループの直列抵抗は:
RS=XL/QLoaded=124.34Ω/15=8.29Ω
であろう。
RP=(Q2+1)RS
で表される。式中のRPは等価並列抵抗と呼ぶこともできる。整合ネットワークの直列及び並列のレッグの線質係数が等しいとすれば、整合ネットワークのクオリティは式:
Q=QS,P=(RP/RS−1)1/2=(50Ω/8.29Ω−1)1/2=2.24
から計算できる。
インピーダンス整合ネットワークのRPに対応する並列リアクタンスXPは式:
XP=RP/Q=50Ω/2.24=22.32Ω
から計算できる。
次に、整合キャパシタの値を並列リアクタンスから決定できる:
CP=1/(2πfXP)=1/(2π×128×106×22.32)=55.7pF
1/CRV=1/CTUN+1/CD1+1/CD2=1/CTUN+2/CD
から決定でき、ここでCD=CD1=CD2である。従って同調キャパシタCTUNは以下のように計算できる:
CTUN=(CRV*CD)/(CD−2CRV)
=(10×10-12F×55.7×10-12F)/(55.7×10-12F−2×10×10-12F)=15.6pF
この構成の結果として、MRシステム(10)の受信サイクル中の電場は患者に対して対称である。これによってコイルループ(2)は、対象領域によって発信されたMR信号の磁場成分に対しては特に高感度になるが、電場成分には高感度にならない。従ってコイルループ(2)は、従来技術のプローブよりも大きい信号対雑音比でMR信号を受信し得る。また、コイルループに誘起された電圧が等しい値であり、コイルループが全く平衡していないときの1/2の値なので、信号がより安全に受信される。
駆動キャパシタ(21)のこのような低い値はまた、受信サイクル中にコイルループ(2)がインタフェースデバイスに与えるソースインピーダンスを増加させるであろう。更に、SLの正確な長さは、腔内用プローブ(1)の内部で使用される特定コイルループに依存するであろう。例えば使用中に軽くロードされるだけのコイルループの場合には、例えば120pFの駆動キャパシタを使用すればよく、その場合にはSLが短くされるであろう。逆に、より重くロードされるコイルループの場合には、40pFの駆動キャパシタが使用され、その場合にはSLが延長されるであろう。
図8及び図9は、本発明の第1実施例の2つの別の態様を示し、双方とも腔内用プローブ(1)をGEMS MRシステムにインタフェースさせるように設計されている。第1の態様では、インタフェースデバイスが、腔内用プローブをMRシステムの1つの受信器にインタフェースさせ、このように、単一受信器型と呼ばれる。
第2の態様では、インタフェースデバイスが、腔内用プローブ(1)と外部コイルとの両者をマルチ受信器を使用するMRシステムにインタフェースさせ、マルチ受信器型と呼ばれる。公知のように、典型的なGEMS Signa(登録商標)システムは4つの受信器と8つの入力ポートとを具えている。受信器0はポート1または5に、受信器1はポート2または6に、受信器2はポート3または7に、受信器3はポート4または8に接続される。標準的な構成では、GEMS MRシステムがポート1及び8以外の各入力ポートに前置増幅回路を有している。
このRFチョークとグランドとの間にバイパスキャパシタCB2が接続されており、従って、非DC成分はグランドに搬送される。インタフェースデバイス(100)はまた、バイパスキャパシタCB1とRFチョークRFC1とを含む。バイパスキャパシタCB1はグラウンドとバイアスライン(121)との間に接続され、これによってMRシステム(10)がPINダイオード(33)をバイアスすることができる。
従って、CB1は非DC成分をバイアスライン及びデカップリングダイオード(33)から除去する機能を果たす。RFC1はPINダイオード(33)のアノードとバイパスキャパシタCB1との間に接続され、このようにして、バイアス電流の流れをそれほど制限することなくRF周波数に高インピーダンスを与える。インタフェースデバイス(100)が更に前置増幅器保護ダイオードDPPとバイアスキャパシタCB3とを含むのが好ましい。ダイオードDPPはMRシステムの送信サイクル中に前置増幅回路(101)を保護する。バイアスキャパシタCB3は前置増幅器保護ダイオードDPPのアノードとグランドとの間に接続されている。RFC3は、前置増幅回路(101)からのRF電流がMRシステム(10)に流れることを阻止するが、バイアスライン(121)にバイアス電流が流れることを許す。
インタフェースデバイス(200)はそのコネクタ(202)によって腔内用プローブ(1)のみならず、位相アレイコイルシステム(80)もGEMS3.0T Signa(登録商標)MRシステムの位相アレイポートにインタフェースさせるように設計されている。位相アレイポートは典型的には、4つのポート(例えば、ポート2,4,5及び7)から構成され、全部のポートが1つのコネクタを介してアクセスできる。従来技術のGore(登録商標)トルソアレイは、このような位相アレイコイルシステム(80)の1つであり、それ自体はその単一コネクタ(81)を介して位相アレイポートに差し込むことができる。Gore(登録商標)トルソアレイをコイルシステム(80)として使用されれば、図9のコイル素子A1及びA2が前方パドル(82)の2つの表面コイルとなり、コイル素子P1及びP2が後方パドル(83)の2つの表面コイルとなるであろう。これらの2つのパドルの各々は2つのコイル素子を有しており、そのリードは2本のケーブル(84)(85)によって1つのコネクタ(81)に案内される。Gore(登録商標)トルソアレイ(80)は通常はコネクタ(81)によってホストMRシステムの位相アレイポートに差し込まれ、4つのコイル素子の各々が4つのシステムポートの1つに相互接続される。しかしながら、腔内用プローブ(1)及びGore(登録商標)トルソアレイと共に使用されるとき、インタフェースデバイス(200)は5つのコイル素子(即ち、コイルループ(2)及びコイル素子A1,A2,P1及びP2)をMRシステム(10)の4つの受信器位相アレイポートにインタフェースさせるだろう。インタフェースデバイス(200)は、4コイルトルソアレイを受信専用直腸内コイル(1)とを組み合せて、前立腺の高分解能画像化とともに骨盤領域の位相アレイ画像を得る。
図9に示すように、1つの1/4波長ネットワーク(261)は、後方コイル素子P1からMR信号を受信するように配置され、他方の1/4波長ネットワーク(262)は、後方コイル素子P2からMR信号を受信するように構成されている。好ましくはWilkinson型の1/4波長結合器(271)は、双方の1/4波長ネットワーク(261)(262)の出力に接続されている。該結合器はこれらの2つのネットワークから受信したMR信号を結合し、得られたMR信号をMRシステム(10)第4ポート(即ち、ポート5)に伝送する。
駆動キャパシタCD及び同調キャパシタCTの値は前述の方法に準じて計算でき、コイルループ(2c)がインタフェースデバイスに50オームのソースとして出現するだけでなくMRシステムの動作周波数で共振することができる。出力ケーブル(3c)の一端で、第1及び第2の中心導体(32c)(34c)が駆動キャパシタCDに接続されている。インタフェースデバイスの入力ソケットに差し込まれると、出力ケーブル(3c)の基端部の第1及び第2の導体(32c)(34c)はデカップリングダイオードDDのアノード及びカソードに夫々電気的にリンクされ、その遮蔽導体(31c)はインタフェースデバイスでグランドされる。上記に開示した第1実施例と違って、出力ケーブル(3c)の電気的長さはn(λ/2)だけであり、SLはやはりインタフェースデバイスに組み込まれている。
位相シフトが良く調整されるように(以下に記載する)、キャパシタC1或いはキャパシタC2の何れか又は両方が可変キャパシタの形で実施され得る。PINダイオード(33a)が第1のサブネットワーク(320)の出力に接続され、PINダイオード(33b)が同様に第2のサブネットワーク(330)の出力に接続される。バイパスキャパシタC4がダイオード(33a)のカソードとグランド間を接続する。同様に、バイパスキャパシタC5がダイオード(33b)のアノードとグランド間を接続する。バイパスキャパシタC4及びC5は、ダイオード(33a)(33b)をバイアスするDC電流の通路を可能にする一方、非DC要素をグランドに繋ぐ(route)のに役立つ。抵抗R1及びR2が、PINダイオード(33a)(33b)を夫々接続する。抵抗R1及びR2の値は、MRシステム(10)の受信サイクル時にダイオードが逆バイアスされるときに、両ダイオード(33a)(33b)の電圧降下が、できるだけ等しいことを確実にするように選択される。
インターフェイスデバイス(300)はまた、前置増幅保護ダイオードDPP及びバイパスキャパシタCB3を含むのが好ましい。PINダイオードDPPは、MRシステムの送信サイクル時に前置増幅器(351)を保護する。バイパスキャパシタCB3は、前置増幅保護ダイオードDPPのアノードとグランド間を接続し、このようにして、DC要素がグランドに達するのを阻止する。RFチョークRFC3は一端部をキャパシタCPの入力側に接続し、他端部をダイオードDPPとバイパスキャパシタCB3の間に接続する。RFC3はこのようにして、開RF回路及び短絡DC回路を供給し、誘導子LP及びキャパシタCPを介して成される調整された回路の離調(detuning)を防ぐ。
ネットワーク(310)によってもたらされるこのλ/2ラジアンの位相シフトの結果、これらの2つの信号路に搬送されるMR信号は、直列共振回路(370)とGASFET(360)のゲートの交点に達して、互いに位相が遅れる。これにより、2つの信号路からのMR信号は建設的に結合され、結合されたMR信号は、インターフェイスデバイス(100)の前置増幅器(101)について開示したのと同様の方法で、前置増幅器(351)を同様に駆動する。同様に、直列共振回路(370)による前置増幅器(351)の低インピーダンスは、並列共振に対するインダクタンスとして、コイルループ(2)の各駆動キャパシタCD1及びCD2に反映され、このようにしてコイルループの周波数応答を広げ、信号対雑音比を犠牲にすることなく、同様に前置増幅器のデカップリングを測定することができる。直列共振回路(370)とともに、前置増幅器(351)はこのように、デカップリングダイオード(33a)/(33b)(に現れる腔内用プローブ(11)によって出力されるMR信号)とポート1間にゲインとインピーダンス整合を与え、コイルループ(2)によって検知されるMR信号は信号対雑音比が高められて、MRシステムのポート1に渡される。
具体的には、駆動キャパシタCDIと、サブネットワーク(320)の出力の短絡の間の電気的な長さは、SL+λ/2であり、これは出力ケーブル(3d)によるSL+λ/4及びサブネットワーク(320)による+λ/4である。
上記の補足長さSLは、本質的に、誘導子LDとして働き、キャパシタCDIの容量性リアクタンスのそれと等しい大きさの誘導リアクタンスを有するのが理想的である。しかし、λ/2部は0の電気的な長さとして有効に現われる、なぜなら動作波長の1/2だからである。キャパシタCD1とデカップリングダイオード(33a)間の有効な電気的な長さは、の間のこのようにMRシステム(10)の送信サイクル中は、このようにSLである。デカップリングダイオード(33a)の順バイアスはこのように、出力ケーブル(3d)の固有の誘導子LD及びコイルループ(2)の駆動キャパシタCD1が並列共振回路を形成することを可能にする。この並列共振回路の高インピーダンスは開回路に近づき、駆動キャパシタCD1が接続するポイントのまわりのコイルループ(2)を有効に開く。
同様に、駆動キャパシタCD2と、サブネットワーク(330)の出力の短絡の間の電気的な長さは、SLであり、これは出力ケーブル(3e)によるSL+λ/4及びサブネットワーク(330)による−λ/4である。補足長さSLは、送信サイクル中にキャパシタCD2とデカップリングダイオード(33b)の間の有効な電気的な長さをこのように表す。
順バイアスがかけられた時、デカップリングダイオード(33b)により、出力ケーブル(3e)の固有の誘導子LD及びコイルループ(2)の駆動キャパシタCD2が並列の共振回路を形成することができる。この並列の共振回路の高インピーダンスは開回路に近づき、駆動キャパシタCD2が接続するポイントのまわりのコイルループ(2)を有効に開く。
先の方法で、腔内用プローブは、送信サイクル中にMRシステム(10)の送信フィールドから分断される。
各出力ケーブルに於いて、補足長さSLは、それが接続されるコイルループ(2)の対応する駆動キャパシタと一緒に、信号源インピーダンスとして働き、その長さがλ/2(つまり出力ケーブルのλ/4部、及びそれが接続されるサブネットワークのλ/4部の合計)である伝送路に接続されると考えられる。
周知の如く、短絡した伝送路の共振振動数ポイントの定常波は、通常の結果を生じる。この場合、この伝送路の長さが事実上、MRシステムの動作波長の2分の1である場合(或いはその整数倍)、ソースは伝送路の終端で同一であるインピーダンスに出会うだろう。この技術は半波長インピーダンス変換と時々呼ばれる。
従って、MRシステム(10)の送信サイクル中に、各出力ケーブルのSL部はそれが接続される駆動キャパシタとともに、SL部が半波長伝送ライン内へ移行する或るポイントで短絡に出会うだろう。
従って、出力ケーブル(3d)のSL部に固有の誘導子LD及びコイルループ(2)の駆動キャパシタCD1は、並列の共振回路を形成する。この並列の共振回路の高インピーダンスは開回路に近づき、それは、駆動キャパシタCD1が続するポイントの周りのコイルループ(2)を効果的に開く。
同様に、出力ケーブル(3e)のSL部に固有の誘導子LDは、コイルループ(2)の駆動キャパシタCD2を備えた開回路を有効に形成する。その結果、適切な設計のインターフェースデバイスに差し込まれた時、腔内用プローブ(11)はMRシステム(10)の送信サイクル中に送信フィールドから有効にそのコイルループ(2)を分断するだろう。
更に、腔内用プローブ(11)は、インターフェイスデバイスから外れる一方、送信フィールドから分断するだろう。上記の如く、各出力ケーブル(3d)(3e)は、SL+λ/4の電気的な長さを持っている。各出力ケーブルに於いて、補足長さSLは、それが接続されるコイルループ(2)の対応する駆動キャパシタと一緒に、信号源インピーダンスとして働き、長さが出力ケーブルの残りのλ/4部である伝送路に接続されることと考えられる。周知の如く、開回路の伝送路の共振振動数ポイントの定常波は、通常の結果を生じる。
この場合、この伝送路の長さがMRシステム(或いはその整数倍)のちょうど4分の1の動作波長に選ばれた場合、ソースは伝送路の端部で正確な逆インピーダンスに出会うだろう。この技術は4分に1波長のインピーダンス変換と時々呼ばれる。
従って、出力ケーブル(3d)のSL部に固有の誘導子LD及びコイルループ(2)の駆動キャパシタCD1は、並列の共振回路を形成する。この並列の共振回路の高インピーダンスは開回路に近づき、それは、駆動キャパシタCD1が続するポイントの周りのコイルループ(2)を効果的に開く。
同様に、出力ケーブル(3e)のSL部に固有の誘導子LDは、コイルループ(2)の駆動キャパシタCD2を備えた開回路を効果的に形成する。その結果、この好ましい実施例に従って、医療関係者は腔内用プローブを適切なインターフェイスデバイスに差し込まずに、腔内用プローブを用いようと試み、それにも拘わらず、その中のコイルループ(2)は、各2つの出力ケーブル(3d)(3e)によって送信フィールドから有効に分断される。
これらの点に於いて、インターフェイスデバイス(200)とインターフェイスデバイス(400)間で近似していることにより、位相アレイポート及び補助コイルシステムの記載、及びインターフェイスデバイス(400)が如何に補助コイルシステムを位相アレイポートに接続しているかの詳細は、ここでは繰り返さない。
プローブインターフェース回路(401)がリンクされることになっているMRシステムでのポートが、1つの前置増幅器を装備している場合、プローブ・インターフェース回路(401)が前置増幅器を含む必要がないことは明白である。ポートがそのように配備していない場合、図16に示すように、インターフェースデバイス(300)の中で使用されるのと同位置又は類似の前置増幅器及び関連する回路が用いられ得る。
ノードNは、2つの信号のパスからのMR信号が構造的に結合するポイントをこのように表す。結合したMR信号は、MRシステム(10)の最初のポート(即ち、ポート7)で結局前置増幅器を駆動するものである。
同様に、インターフェースデバイス(400)がコネクター(402)によってMRシステムに接続されると、プローブインターフェース回路(401)のノードNはプローブケーブル(413)によってMRシステム(10)のポート7にリンクされる。
受信サイクル中に、MRシステム(10)は、アレイインターフェース回路(440)中のデカップリングダイオードと同様に、プローブインターフェース回路(401)のPINダイオード(433a)及び(433b)に逆バイアスをかける。ダイオードが有効にOFFになると、腔内用プローブ(11)及びトルソアレイ(80)は、MRシステム(10)の位相アレイポートに有効に繋がれる。これにより、腔内用プローブ(11)のコイルループ及びコイルシステム(80)のコイル要素A1、A2、P1、及びP2は、共振誘発RFパルスに応答して、夫々の対称領域(例えば前立腺、周囲の腹部の領域、胸の領域及び骨盤の領域)から発せられるMR信号を検知することができる。特に、上記の位相シフトネットワーク(310)と同様に、コイルループ(2)によって、出力ケーブル(3d)及び(3e)に加えられる位相外MR信号は、夫々サブネットワーク(420)(430)によって、MRシステム(10)の第1のポート(即ち、ポート7)で前置増幅器を運転する構造的に結合したMR信号と位相が揃えられる。
同時に、上記のアレイインターフェイス回路(240)に類似して、A1及びA2コイル要素からのMR信号は、夫々直列共振ネットワーク(442)(452)を通って、MRシステム(10)の第2及び第3のポート(即ち、ポート4及び2)に搬送される(routed)。同様に、P1及びP2コイル要素からのMR信号は、夫々1/4波長ネットワーク(461)(462)を通って、1/4波長結合器(471)によって、MRシステム(10)の4番目のポート(即ち、ポート5)に搬送される。インターフェースデバイス(400)は4−受信器MRシステムについて例証され記述されてきたが、本発明はそれ以上又はそれ以下の受信器を有するMRシステムにも容易に適用可能であることは明白である。
Claims (12)
- 腔内用プローブを、動作の受信サイクルと送信サイクルを有する磁気共振システムにインターフェイスさせるインターフェイスデバイスであって、腔内用プローブは、コイルループ及びコイルループをインターフェイスデバイスに接続する一対の出力ケーブルを有し、該一対の出力ケーブルは、腔内用プローブのコネクタで終端し、
該インターフェイスデバイスは、
(a) 腔内用プローブが、前記コネクタを介して接続可能とするコネクタと、
(b) コネクタにリンクされている位相シフトネットワークであって、該位相シフトネットワークは、腔内用プローブのコネクタとインターフェイスデバイスのコネクタが接続される場合に、一対の出力ケーブルの第1及び第2出力ケーブルが夫々連結する第1及び第2サブネットワークを有しており、それら出力ケーブルの各々は、その他方の端部にてコイルループの駆動キャパシタに接続すると共に、S L +n(λ/4)の電気的長さを有しており、ここでS L は補足長さであって、そのリアクタンスは対応する駆動キャパシタのリアクタンスの大きさに等しく、nは奇数であり、λは磁気共振システムの動作周波数の波長である位相シフトネットワークと、
(c) 一対のPINダイオードであって、第1のPINダイオードは第1のサブネットワークの出力に接続され、第2のPINダイオードは第2のサブネットワークの出力に接続されており、インターフェイスデバイスのコネクタから、対応するPINダイオードへの第1及び第2のサブネットワークの各々の電気的長さはλ/4である一対のPINダイオードとを具えており、
腔内用プローブとインターフェイスデバイスのコネクタとが接続される場合、(i) 受信サイクル時に、一対のPINダイオードは逆バイアスされ、位相シフトネットワークは、一対の出力ケーブルを介して、磁気共振システムのプローブ入力ポートにコイルループを接続し、それにより、一対の出力ケーブルの各々から受信される磁気共振信号が建設的に結合されてプローブ入力ポートに送られ、(ii) 送信サイクル時に、一対のPINダイオードは順バイアスされ、位相シフトネットワークは、一対の出力ケーブルの各々とそれに対応するサブネットワークの結合した電気的長さS L +n(λ/2)により、磁気共振システムの送信領域からコイルループを切り離すインターフェイスデバイス。 - 位相シフトネットワークは、位相シフトネットワークとプローブ入力ポートの間にゲイン及びインピーダンス整合回路を付与し、受信サイクル時に、前記位相シフトネットワークから受信される磁気共振信号が、信号対雑音比を改善された状態で、前記プローブ入力ポートに送られる前置増幅器を具える、請求項1に記載のインターフェイスデバイス。
- 前置増幅器は、
(a) ゲートとソースとドレインを有しているGASFETと、
(b) 位相シフトネットワークとゲートの間に接続される直列共振回路であって、腔内用プローブをゲートに繋ぎ、コイルループの周波数応答を拡大し、GASFETのゲートが接続される接合点で入力キャパシタと入力誘導子を具え、磁気共振システムの受信サイクル中に、コイルループがロードされるときに、GASFETに適切なインピーダンスを付与する直列共振回路を含む、請求項2に記載のインターフェイスデバイス。 - GASFETはそのソースが、GASFET用のバイアス抵抗に接続され、ドレインがカップリングキャパシタ及びRFチョークに接続されて、インターフェイスデバイスが磁気共振システムに接続されたとき、ドレインはカップリングキャパシタを介してプローブ入力ポートに接続し、RFチョークを介して磁気共振システム内のDC電力源に接続する、請求項3に記載のインターフェイスデバイス。
- 更に、
(a) インターフェイスデバイスの出力を磁気共振システムのプローブ入力ポートに接続するプローブと、
(b) 望ましくない電流がプローブケーブル上の遮蔽導体に流れることを防ぐケーブルトラップを具える、請求項1に記載のインターフェイスデバイス。 - 更に、磁気共振システムの送信サイクル時に、前置増幅器を保護する前置増幅器保護ダイオードを具える、請求項2に記載のインターフェイスデバイス。
- 腔内用プローブとコイルシステムを、動作の受信サイクルと送信サイクルを有する磁気共振システムにインターフェイスさせるインターフェイスデバイスであって、腔内用プローブは、コイルループ及びコイルループをインターフェイスデバイスに接続する一対の出力ケーブルを有し、該一対の出力ケーブルは、腔内用プローブのコネクタで終端し、
該インターフェイスデバイスは、
(a) 腔内用プローブが、前記コネクタを介して接続可能とするコネクタと、
(b) コネクタにリンクされている位相シフトネットワークであって、該位相シフトネットワークは、腔内用プローブのコネクタとインターフェイスデバイスのコネクタが接続される場合に、一対の出力ケーブルの第1及び第2出力ケーブルが夫々連結する第1及び第2サブネットワークを有しており、それら出力ケーブルの各々は、その他方の端部にてコイルループの駆動キャパシタに接続すると共に、S L +n(λ/4)の電気的長さを有しており、ここでS L は補足長さであって、そのリアクタンスは対応する駆動キャパシタのリアクタンスの大きさに等しく、nは奇数であり、λは磁気共振システムの動作周波数の波長である位相シフトネットワークと、
(c) 一対のPINダイオードであって、第1のPINダイオードは第1のサブネットワークの出力に接続され、第2のPINダイオードは第2のサブネットワークの出力に接続されており、インターフェイスデバイスのコネクタから、対応するPINダイオードへの第1及び第2のサブネットワークの各々の電気的長さはλ/4である一対のPINダイオードと、
(d) コイルシステムと磁気共振システムを電気的に相互接続するアレイインターフェイス回路と、
を具えており、
腔内用プローブとインターフェイスデバイスのコネクタとが接続される場合、(i) 受信サイクル時に、一対のPINダイオードは逆バイアスされ、位相シフトネットワークは、一対の出力ケーブルを介して、磁気共振システムのプローブ入力ポートにコイルループを接続し、それにより、一対の出力ケーブルの各々から受信される磁気共振信号が建設的に結合されてプローブ入力ポートに送られ、(ii) 送信サイクル時に、一対のPINダイオードは順バイアスされ、位相シフトネットワークは、一対の出力ケーブルの各々とそれに対応するサブネットワークの結合した電気的長さS L +n(λ/2)により、磁気共振システムの送信領域からコイルループを切り離すインターフェイスデバイス。 - アレイインターフェイス回路は、
(a) 磁気共振信号をコイルシステムの第1のコイルから、磁気共振システムの第1のコイル入力ポートに搬送する第1の直列共振ネットワークと、
(b) 磁気共振信号をコイルシステムの第2のコイルから、磁気共振システムの第2のコイル入力ポートに搬送する第2の直列共振ネットワークと、
(c) 一方はコイルシステムの第3のコイルから磁気共振信号を受信し、他方はコイルシステムの第4のコイルから磁気共振信号を受信する一対の1/4波長ネットワークと、
(d) 一対の1/4波長ネットワークから受信される磁気共振信号を結合し、そのように結合された磁気共振信号を磁気共振システムの第3のコイル入力ポートに搬送する1/4
波長結合器とを具える、請求項7に記載のインターフェイスデバイス。 - 1/4波長結合器は、ウィルキンソン結合器である、請求項8に記載のインターフェイスデバイス
- 各第1及び第2の直列共振ネットワークは、磁気共振システムの動作周波数にて直列共振であり、それによってその電気的長さを有効にゼロにする、請求項8に記載のインターフェイスデバイス。
- 1/4波長結合器及び該結合器に接続される1/4波長ネットワークは、それらに流れる磁気共振信号を付与し、磁気共振信号は磁気共振システムの動作周波数に於いて、電気的長さが有効にゼロである、請求項8に記載のインターフェイスデバイス。
- 更に、
(a) 遮蔽導体及びその中に絶縁して配備される中心導体を具え、プローブケーブルの端部にて遮蔽導体及び中心導体は、位相シフトネットワークの出力に接続され、n(λ/2)の電気的長さを有するプローブケーブルと、
(b) 望ましくない電流が、プローブケーブルの遮蔽導体に流れることを防ぐケーブルトラップを具える、請求項7に記載のインターフェイスデバイス。
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