JP5175377B2 - 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

Description

関連出願の相互関係
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。

発明の分野
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。

関連技術の簡潔な記載
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。

ＭＲＩは、強力な磁石、電波及びコンピューターテクノロジイを使用して、人体の軟組織、筋肉、神経及び骨の詳細な画像を作成する。これは、人体内部の全ての細胞中に豊富に見出される原子である水素原子の基本特性を利用することにより行われる。磁場が存在しないとき、水素原子の核はコマのようにスピンするかまたはどの方向でもランダムに歳差運動する。しかし、強磁場を受けている状態では、水素核のスピン軸が自発的に磁場の方向に並ぶ。これは、水素原子の核がいわゆる大きい磁気モーメントを有しているからであり、このモーメントは基本的に、磁場の方向に整列するという固有の傾向を強く有している。イメージされるべき領域の水素核が集まって、磁場に平行な向きの平均磁化ベクトルを生じる。

典型的なＭＲＩシステム、即ちスキャナは、主磁石と、３つの傾斜磁場コイルと、高周波(ＲＦ)アンテナ(しばしば全身用コイル(whole body coil)と呼ばれる)と、コンピュータステーションとを含み、作業者はコンピュータステーションからＭＲＩシステム全体を制御できる。しかし、ＭＲＩシステムの主たる構成素子は主磁石である。これは一般的には、生来超電導性であり円筒形状を有している。主磁石はその円筒状ボア（ＭＲＩ検査を受ける患者がこのボア内に配置される）の内部に強磁場を生じ、この磁場はしばしばＢ₀フィールドと呼ばれる均一な静磁場（変化しない磁場）である。
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。

ＲＦアンテナ、即ち、全身用コイルは一般に、ＲＦエネルギーのパルスを送信し、及びその結果として水素核に誘発された磁気共振(ＭＲ)信号を受信するための双方に使用される。特に、その送信サイクル中に、該全身用コイルはＲＦエネルギーを円筒状ボアの内部に拡散する。このＲＦエネルギーがＲＦ Ｂ1フィールドとしても知られた高周波磁場を生じ、その磁力線は水素核の磁化ベクトルに直交した線方向を指す。ＲＦパルス(即ちＢ1フィールド)は水素核のスピン軸を主磁場(Ｂ₀)に対して傾け、このようにして正味の磁化ベクトルをｚ方向からある角度だけ偏向させる。しかし、ＲＦパルスの影響が及ぶのは、ＲＦパルスの周波数で自軸の回りの歳差運動を行っている水素核だけである。換言すれば、該周波数で“共振する”核だけが影響を受け、３つの傾斜磁場コイルの動作に伴って共振が生じる。

傾斜磁場コイル(gradient coils)は電磁コイルである。各傾斜磁場コイルは、円筒状ボアの内部に３つの空間的方向（ｘ，ｙ，ｚ）の１つに沿って線形に変化する傾斜磁場Ｂ1(gradient Ｂ1 field)として公知の静磁場を生じるために使用される。主磁石の内部に配置された傾斜磁場コイルは、特定の方法で非常に素早くオンオフに切り換えられるとき、主磁石を極めてローカルなレベルで変化させることができる。
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。

画像を得るために使用され得る公知技術の１つは、スピンエコーイメージング技術と呼ばれる。この技術に従って使用されるＭＲＩシステムは、先ず１つの傾斜磁場コイルを励起してｚ軸に沿った傾斜磁場を成立させる。これは“スライス選択傾斜磁場”と呼ばれており、ＲＦパルスが印加されたときに出現し、ＲＦパルスが遮断されると消滅する。
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。

傾斜磁場コイルが集って、ＭＲ信号を空間的にエンコードでき、画像化されている領域の各部分がその共振信号の周波数及び位相によって独自に定義される。特に、水素核が緩和するとき、該各水素核がミニチュア無線送信機となり、それが置かれた局部的微小環境に依り経時的に変化する特性パルスを放出する。例えば、脂肪中の水素核は水中の水素核とは異なる微小環境を有しており、異なるパルスを送信する。このような違いがあること及び異なる組織が異なる水対脂肪比を有することを理由として、異なる組織は異なる周波数の無線信号を送信する。
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。

特定身体部分のより詳細な画像を必要とする場合、全身用コイルに付加または代替して局所コイルが使用される。局所コイルは体積コイル又は表面コイルの形状を採り得る。体積コイルは画像化すべき体積(例えば、頭、腕、手首、脚、膝又はその他の対象領域)を取り囲む、又は包囲するために使用される。
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。

表面コイルでも体積コイルでも、単一の局所コイルをＭＲ信号の検出に使用することはＭＲＩの分野で公知である。単一コイルのアプローチによれば、比較的大型の局所コイルを使用して、対象領域全体をカバーし、または包囲する。初期の受信コイルは単なる線形コイルであり、コイルが対象領域から生じたＭＲ信号の２つの直交位相成分(即ち、垂直Ｍ_X'及び水平Ｍ_Y')の一方しか検出できなかったことを意味する。しかし、その後の受信コイルは直交位相検出モードを使用し、これは、これらのコイルが垂直成分と水平成分との双方をインターセプトできることを意味する。直交位相受信コイルは、線形受信コイルに比べて、ＳＮ比が大幅に改善された画像、一般には４１％も改善された画像をＭＲＩシステムに提供し得る。直交位相検出モードによってもたらされた改善でも、単一コイル法の画像は尚、品質の改良が必要であった。単一コイル法に固有の欠点は、対象領域全体のＭＲ信号を得るために１つのコイル構造しか使用しないことに起因する。

単一コイル法に伴う欠点を解決するために位相配列コイル(phased array coils)が開発された。位相配列法では１つの大型局所コイルの代わりに、複数のより小さい局所コイルを使用し、各コイルは対象領域の一部分だけをカバーし、または包囲する。例えば、２つのこのようなコイルを有しているシステムでは、各コイルが、対象領域のほぼ半分をカバーし、又は包囲し、一般的には２つのコイルが磁気絶縁の目的で、一部がオーバーラップしている。
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。

位相配列コイルの一例は、W.L.Gore and Associates,Inc．によって製造されているＧｏｒｅ(登録商標)トルソーアレイである。該トルソーアレイは４つの表面コイルを含み、そのうちの２つは前方パドルに配置され、残りの２つは後方パドルに配置される。２つのパドルは夫々、腹部、胸郭及び骨盤領域の周囲で患者の腹側表面及び背側表面に対向して配置されるように設計されている。該トルソーアレイは、多数受信機をもつデータ取得システムを備えたＭＲシステムと共に使用するように設計されている。
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。

また、腔内用プローブの使用によって身体内部構造の画像が得られることも公知である。従来技術の腔内用プローブの一例は米国特許第5,476,095号及び第5,335,087号に記載されており、両特許は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。
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。

連携したインタフェースユニットと共に動作する従来技術のプローブにより、ＭＲシステムは前立腺、結腸又は頸部のような種々の身体内構造の画像及び分光結果を生成することができる。このような従来技術のプローブの例は、ＢＰＸ−１５前立腺／直腸内コイル(E-coil)、ＰＣＣ−１５結腸直腸コイル及びＢＣＲ−１５頸部コイルなどであり、これらはいずれもペンシルベニア州、インディアノーラのメドラッド インコーポレーテッドによって製造されたＭＲＩｎｎｅｒｖｕ(登録商標)ラインの使い捨てコイルの一部である。このようなインタフェースユニットの例は、同じくメドラッド インコーポレーテッドによって製造されているＡＴＤ−ＩＩ及びＡＴＤ−Ｔｏｒｓｏユニットである。

ＡＴＤ−ＩＩユニットは、従来技術のプローブをＭＲシステムの１つの受信機にインタフェースさせ、対象領域、即ち、前立腺、結腸または頸部の画像またはスペクトルを提供するために使用される。ＡＴＤ−Ｔｏｒｓｏユニットは、従来技術のプローブだけでなくＧｏｒｅ(登録商標)トルソーアレイをＭＲシステムの多数受信機にインタフェースさせるために使用されている。このようなプローブ及びトルソーアレイに接続されたとき、ＡＴＤ−ＴｏｒｓｏユニットはＭＲシステムに前立腺、結腸または頸部だけでなくその周囲の組織、即ち、腹部領域、胸郭領域及び骨盤領域の画像又はスペクトルを提供することができる。

これらの従来技術の腔内用プローブ及びインタフェースユニットは、市場では広く採択され優れた評価を獲得してはいるが、それにも拘わらず、幾つかの欠点を有している。
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

発明の要約
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。

好ましい実施例の別の態様によれば、本発明は、前置増幅器を備えていない磁気共振(ＭＲ)システムの(プローブ)入力ポートに腔内用プローブをインタフェースさせるインタフェースデバイスを提供する。ＭＲシステムは、動作の受信サイクルと送信サイクルを有し、腔内用プローブはコイルループ及び該コイルループをインタフェースデバイスに接続する一対の出力ケーブルを有する。インタフェースデバイスは、位相シフトネットワーク及び前置増幅器を有する。受信サイクル中、位相シフトネットワークはコイルループが出力ケーブルを介してＭＲシステムのプローブ入力ポートに繋がることを可能にし、各出力ケーブルから受信されるＭＲ信号が構造的に結合されることを許す。
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。

好ましい実施例の関連する態様によれば、本発明は、前置増幅器を備えている磁気共振(ＭＲ)システムの(プローブ)入力ポートに腔内用プローブをインタフェースさせるインタフェースデバイスを提供する。ＭＲシステムは、動作の受信サイクルと送信サイクルを有し、腔内用プローブはコイルループ及び該コイルループをインタフェースデバイスに接続する一対の出力ケーブルを有する。インタフェースデバイスは、位相シフトネットワークを有する。受信サイクル中、位相シフトネットワークはコイルループが出力ケーブルを介してＭＲシステムのプローブ入力ポートに繋がることを可能にし、各出力ケーブルから受信されるＭＲ信号が構造的に結合されることを許す。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。

好ましい実施例の別の態様によれば、本発明は、腔内用プローブとコイルシステムの両方を磁気共振(ＭＲ)システムにインターフェイスするインタフェースデバイスを提供する。ＭＲシステムは、動作の受信サイクルと送信サイクルを有し、腔内用プローブはコイルループ及び該コイルループをインタフェースデバイスに接続する一対の出力ケーブルを有する。インタフェースデバイスは、位相シフトネットワーク及びアレイインターフェイス回路を有する。受信サイクル中、位相シフトネットワークはコイルループが出力ケーブルを介してＭＲシステムのプローブ入力ポートに繋がることを可能にし、各出力ケーブルから受信されるＭＲ信号が構造的に結合され、プローブ入力ポートに流れることを許す。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。アレイインターフェイス回路は、コイルシステムの１又は２以上のコイル要素及びＭＲシステムの他の入力ポートと電気的に相互接続するためのものである。

好ましい実施例の変形例に於いて、本発明は、患者の腔内の対象領域の画像又はスペクトルを得る磁気共振(ＭＲ)システムに用いる腔内用プローブを提供する。腔内用プローブは、第１のコイルループと出力ケーブルを有する。第１のコイルループは、対象領域からＭＲ信号を受信するように設計されて、内部に直列に接続された複数のキャパシタを有する。複数のキャパシタは、駆動キャパシタ及び同調キャパシタを含む。駆動キャパシタは、第１のコイルループと電気的平衡及びインピーダンス整合をとるのに用いられる。
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。

本発明及びその好ましい実施例及び代替実施例は、添付した図面に基づく以下の詳細な記載を参照することにより、理解されるだろう。
本発明の第１実施例による腔内用プローブのコイルループと出力ケーブルの概略図である。 図１の腔内用プローブを完全組立及び完全装備状態で示す斜視図である。 プローブの先端部及びそこに取り付けられた膨張性バルーンを示す図２を３−３線に沿った破断した腔内用プローブの断面図である。 シャフトの断面とその内部に形成された２つのルーメンとシャフトにスナップ止めされた移動防止ディスクとを示す図２を４−４線に沿って破断した腔内用プローブの部分断面図である。 外側及び内側のバルーンと、バルーン間に配置されたそのコイルループと、内部に２つのルーメンが形成されたシャフトとを示す図３を５−５線に沿って破断した腔内用プローブの先端部の断面図である。 内側バルーンの前方表面の頂上に配置されたコイルループを示す図３を６−６線に沿って破断した腔内用プローブの先端部の断面図である。 内部に形成された２つのルーメンとその先端部の可撓性先端とを示す図２の腔内用プローブのシャフトの断面図である。 本発明の第１実施例の他の態様に従ったインタフェースデバイスの概略図であり、インタフェースデバイスは単一受信器型であり、インタフェースデバイスは図１−図７の腔内用プローブをそれ自体の前置増幅回路を備えていない磁気共振(ＭＲ)システムの（プローブ）入力ポートにインタフェースさせるプローブインタフェース回路を有している。 本発明の第１実施例の他の態様に従ったインタフェースデバイスの概略図であり、インタフェースデバイスはマルチ受信器型であり、インタフェースデバイスは、（ｉ）図１−図７の腔内用プローブをそれ自体の前置増幅回路を備えているＭＲシステムの(プローブ)入力ポートにインタフェースさせるプローブインタフェース回路と、（ｉｉ）Ｇｏｒｅ(登録商標)トルソアレイのような位相配列コイルシステムをＭＲシステムの(コイル)入力ポートにインタフェースさせるアレイインタフェース回路とを有している。 図８の単一受信器型インタフェースデバイスの斜視図であり、前置増幅回路を備えていないＭＲシステムにその(プローブ)入力ポートを介して腔内用プローブをインタフェースさせるように設計されている。 図９のマルチ受信器型インタフェースデバイスの斜視図であり、腔内用プローブ及びＧｏｒｅ(登録商標)トルソアレイのような位相配列コイルシステムをＭＲシステムの位相配列ポートにインタフェースさせるように設計されている。 本発明の第１実施例の他の態様に従った腔内用プローブのコイルループ及び出力ケーブルと、これに対応するインタフェースデバイスのデカップリングダイオードとの概略図である。 本発明の第２実施例の他の態様に従った腔内用プローブのコイルループ及び出力ケーブルと、これに対応するインタフェースデバイスのデカップリングダイオードとの概略図である。 本発明の第３実施例の他の態様に従った腔内用プローブのコイルループ及び出力ケーブルと、これに対応するインタフェースデバイスのデカップリングダイオードとの概略図である。 本発明の好ましい実施例に従ったコイルループ及びその為の出力ケーブルの一部分解図である。 本発明の好ましい実施例の他の態様に従ったインタフェースデバイスの概略図であり、インタフェースデバイスは単一受信器型であり、インタフェースデバイスは図１５の腔内用プローブを、前置増幅回路を備えていない磁気共振(ＭＲ)システムの(プローブ)入力ポートにインタフェースさせるプローブインタフェース回路を有している。 図１６の単一受信器型インタフェースデバイスの斜視図であり、前置増幅回路を備えていないＭＲシステムにその(プローブ)入力ポートを介して腔内用プローブをインタフェースさせるように設計されている。 更に本発明の好ましい実施例の他の態様に従ったインタフェースデバイスの概略図であり、インタフェースデバイスはマルチ受信器型であり、インタフェースデバイスは、（i）図１５の腔内用プローブをそれ自体の前置増幅回路を備えているＭＲシステムの(プローブ)入力ポートにインタフェースさせるプローブインタフェース回路と、（ii）Ｇｏｒｅ(登録商標)トルソアレイのようなコイルシステムをＭＲシステムの(コイル)入力ポートにインタフェースさせるアレイインタフェース回路とを有している。 図１８のマルチ受信器型インタフェースデバイスの斜視図であり、腔内用プローブ及びＧｏｒｅ(登録商標)トルソアレイのようなコイルシステムをＭＲシステムの位相配列ポートにインタフェースさせるように設計されている。 位相配列構成に用いられ２つ又は３以上のコイルループを有する腔内用プローブの平面図である。 位相配列構成に用いられ２つ又は３以上のコイルループを有する腔内用プローブの側面図である。

全ての実施例及びそれらに関する態様について以下に開示する本発明は、３.０テスラの磁場強度で作動するように設計された磁気共振(ＭＲ)システムと共に使用されるのが理想的であるが、約２.０−５.０テスラの範囲で作動するＭＲシステムにも応用できる。例示目的の以下の記載では、本発明をGeneral Electric Medical Systems社（ＧＥＭＳ）によって製造されている３.０Ｔシステムについて使用している。
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に最も良く示した最も新規性がある態様では、腔内用プローブ(１)は、コイルループ(２)と出力ケーブル(３)を含む。理想的には可撓性の導電性材料から成るコイルループ(２)は、高周波(ＲＦ)信号を捕捉し得る単巻きコイルであるのが好ましい。対象領域から磁気共振ＲＦ信号を受信するように設計されたコイルループ(２)は、第１駆動キャパシタ(21)、第２駆動キャパシタ(23)及び同調キャパシタ(24)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、コイルループ(２)の内部で直列に接続されている。以下に説明するように、駆動キャパシタ(21)と(23)とが接続している接合ノード(22)はコイルループ(２)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グランドを形成する。同調キャパシタ(24)もコイルループ(２)の内部で直列に接続されているが、キャパシタ(21)と(23)との接合ノード(22)と正反対側にある。同調キャパシタ(24)は、ＭＲシステムの動作周波数でコイルループ(２)に共振するように選択されている。３.０テスラのスキャナの場合、ＭＲシステムの動作周波数は約１２８ＭＨｚであろう。

出力ケーブル(３)はコイルループ(２)を、腔内用プローブ(１)へのインタフェースデバイスに接続するように設計されている。このようなインタフェースデバイスは、以下に開示する幾つかのインタフェースデバイスの何れかのように、また、その他端は図８及び図９に示すＭＲシステム(10)のプローブ入力ポートに接続されている。絶縁外被に収納された出力ケーブル(３)は、絶縁的に配置された遮蔽導体(31)と中心導体(32)とをその内部に有している。
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)＋Ｓ_L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、Ｓ_Lは補足長さである。

図２は、本発明の腔内用プローブ(１)を完全に組立てられた形態で示し、図３−図７はその幾つかの部分断面図を示す。腔内用プローブ(１)は、可撓性シャフト(40)と、内側及び外側のバルーン(50)(60)を含む。シャフト(40)は先端部を有しており、その先端部(41)はシャフトの他の部分よりも略可撓性であることが好ましく、実際には符号(15)で示されるようにしてシャフトに接着され得る。このような可撓性の先端部(41)を使用すると、プローブ使用中の患者の不快感を軽減できるだけでなく、近傍組織が穿孔される可能性も少なくすることができる。

図３に最も良く示されるように、内側バルーン(50)はシャフト(40)の先端部に接続されその先端部(41)を包囲している。内側バルーン(50)は、その前方表面(51)の略扁平な部分以外はほぼ円筒形である。この内側バルーンはクランプ(16)によって、且つシャフト(40)の先端部に締まり嵌めすることによってシャフト(40)に定着される。コイルループ(２)自体は、５Ｋボルト絶縁材に収納されており、その外側に収縮包装または同様の管材料が使用され、これによって二重絶縁層が設けられているのが好ましい。次に、好ましくは接着剤付きのクロスから構成された非伸縮性材料(55)を使用してコイルループ(２)を内側バルーン(50)の前方表面(51)に取り付け、このようにしてコイルループ(２)を内側バルーン(50)と外側バルーン(60)との間に固定する。

外側バルーン(60)もシャフト(40)の先端部に接続され、コイルループ(２)と内側バルーン(50)の双方を包囲している。該外側バルーンは、クランプ(17)により、かつ先端部に締まり嵌めすることによっシャフト(40)に定着されている。外側バルーン(60)は前方表面(61)及び後方表面(62)を有している。前方表面(61)は、対応する形状の腔の内面／輪郭に形状的に適合するサドル形であるのが好ましく、前立腺プローブの場合、腔は直腸の膨大部の下方の直腸内に膨出した前立腺部分であろう。後方表面(62)は該表面から突出する少なくとも一対の波状ひだ(63)を有している。後述するように、これらのひだ(63)によって外側バルーン(60)はコイルループ(２)を適切に位置決めすることができ、内側バルーン(50)が膨張したときにコイルループは患者の直腸内前立腺膨出部分に対して作動可能な近傍に配置され、これによってコイルループ(２)と標的組織とが最適に結合される。
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。

図３、図４、図５及び図７に最も良く示すように、可撓性シャフト(40)は２つのルーメン(42)(44)を形成している。可撓性シャフト(40)はまた図７に示すように、その先端部の近傍の円筒状壁の内部にルーメン(42)に通じる開孔(43)を形成している。ルーメン(42)と開孔(43)とは共に、膨張及び収縮が夫々生じるときに内側バルーン(50)に給排される流体(例えば、空気又は液体)の通路として機能する。シャフト(40)はその先端部から離れたその円筒状壁に別の開孔(45)を形成している。ルーメン(44)と開孔(45)とは、コイルループ(２)から出力ケーブル(３)を案内する導管として作用する。図２に示すように、出力ケーブル(３)は、腔内用プローブ(１)を適当なインタフェースデバイスに接続するためのプラグ(35)をその基端部に有している。

腔内用プローブ(１)は更に、移動防止ディスク(46)、導入器(48)及びハンドル(49)を含む。シャフト(40)の基端部に固定されたハンドル(49)により、プローブ(１)の先端部がそこに固定された外側バルーン(60)も含めて後述するように直腸に挿入されて腔の内部に適正に位置決めされるときに、プローブ(１)を容易に操作することができる。拡張素子とも呼ばれる導入器(48)は、シャフト(40)の全長に沿って容易に摺動するように設計されている。ロート形が好ましい導入器(48)は、腔の内部で外側バルーン(60)を容易に位置決めできるように、肛門括約筋を手動で拡張させるのに使用され得る。導入器(48)がないと、肛門括約筋がシャフト(40)の周囲で収縮し、腔の内部で腔内用プローブ(１)を回転方向及び前後方向に位置決めする能力が妨害される。半剛性プラスチック又はその他の適当なポリマーから成る移動防止ディスク(46)は半球形であるのが好ましい。図２及び図４に示すように、ディスク(46)はスロット(47)を形成している。このスロットによってディスク(46)をシャフト(40)にスナップ止めし得る。プローブを直腸に挿入した後、肛門括約筋の近傍のシャフト(40)に固定されると、移動防止ディスク(46)は、結腸の正常な蠕動性活動によってプローブ(１)が上方に移動することを防ぐ。

腔内用プローブ(１)はまた、内側バルーン(50)の膨張を制御する手段を含む。膨張制御手段は好ましくは、圧縮できる空気入れカフ(70)とチューブ(71)と栓(92)とを含む。カフ(70)に代えて適当な寸法のシリンジを使用してもよい。チューブ(71)は、空気入れカフ(70)又はシリンジをシャフト(40)の基端部でルーメン(42)に接続する。栓(72)はチューブ(71)に直列に接続されており、内側バルーン(50)に空気を供給するかまたは該バルーンから空気を排出するかを制御する機能を果たす。プローブ(１)は更に、シャフト(40)の外側表面にプリントされた目盛り(14)を備えているのが好ましい。目盛り(14)は、腔内へのシャフト(40)の挿入距離を標示するだけでなく、外側バルーン(60)のサドル形前方表面(61)と前立腺とを適正に位置合わせするための先端部の回転方向の位置を標示する。

操作の際には、内側バルーン(50)及びそれを包囲する外側バルーン(60)を非膨張状態にしておき、腔内用プローブ(１)の先端部を直腸を通って腔に挿入する。一旦、先端部を挿入すると、導入器(48)を使用して肛門括約筋を拡張させて、シャフト(40)及びバルーンに包囲されたその先端部を腔内で容易に操作できるようにする。先端部を挿入して導入器(48)を配置したとき、シャフト(40)の目盛り(14)はガイドとして機能し、臨床医又はその他の医療者が腔の内部の対象領域の近傍で回転方向及び前後方向にプローブをより正確に位置決めできる。一旦、腔内用プローブ(１)を正確に位置決めすると、導入器(48)はシャフトに沿って下方に引っ張られ、これによってシャフト(40)の周囲で括約筋を収縮させる。この収縮に補助されて腔内用プローブ(１)が所定位置に保持される。次に、ＭＲスキャン手順中に腔内用プローブ(１)が所定位置に維持されることを確保するために移動防止ディスク(46)を括約筋の近傍でシャフト(40)にスナップ止めする。

バルーンを膨張させる前に、栓(72)を開状態に切換えなければならない。空気入れカフ(70)をポンプ運動させることにより、内側バルーン(50)がチューブ(71)、栓(72)及びシャフト(40)のルーメン(42)及び開孔(43)を介して膨らむであろう。内側バルーンが膨らむと、コイルループ(２)を内側バルーン(50)の前方表面(51)に固定している非伸縮性材料(55)も内側バルーン(50)の膨張を後方に集中させ、外側バルーン(60)の波状ひだ(63)の内部を膨張させる。波状ひだ(63)が膨張するとき、これらは直ちに外側バルーン(60)の後方表面(62)（即ち、ひだ(63))を対象領域に対向する腔の壁に強制的に接触させる。
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。

スキャン手順が完了したとき、臨床医は栓(72)を開位置に切り換えるだけでよく、それに伴って内側バルーン(50)及び外側バルーン(60)が収縮する。次に、移動防止ディスク(46)がシャフト(40)から取り外されているか否かにかかわりなく、腔内用プローブ(１)のハンドル(49)を静かに引くだけでバルーンに包囲された先端部が直腸から抜き出される。

或いは、腔内用プローブ(１)は、上述のような二重バルーン形の代わりに単一バルーンを使用してもよい。単一バルーンは、単層の医療グレードのラテックス材料または別の適当なエラストマー材料から製作され得る。この構成では、バルーンがやはり可撓性シャフト(40)の先端部に接続され、バルーンが二重バルーン形について説明したものに等しい前方表面及び後方表面を有しているのが好ましい。
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。

本発明は更に、腔内用プローブ(１)の好ましい設計方法を提供する。この文書を読めば当業者には明らかであるこの方法の変形も本発明によって考察できる。好ましい方法の第１段階は、コイルループ(２)の基本を形成するワイヤループのサイズを選択する段階である。前立腺の画像化のために設計された腔内用プローブの場合、ワイヤループは、コイルループ(２)を挟む２つのバルーンも含めたプローブの先端部が患者にできるだけ不快感を与えないで直腸に挿入できるような寸法でなければならない。次の段階は、ワイヤループ内に可変キャパシタを一時的に挿入し、次いでループにＭＲシステム(10)の動作周波数を作用させる段階である。本発明に特に好適な３.０テスラのスキャナの場合、動作周波数は約１２８ＭＨｚであろう。GEMS社の３.０Ｔ Ｓｉｇｎａ(登録商標)スキャナの場合、動作周波数は実際には１２７.７４ＭＨｚに近い。Siemens社の３.０Ｔスキャナの場合、動作周波数は１２３.２ＭＨｚである。

ワイヤループは所定の動作周波数のＲＦエネルギーを受けるが、可変キャパシタはワイヤループが共振する値に調整しなければならず、この値を以後Ｃ_RVと呼ぶ。一旦、共振すると、ワイヤループの容量リアクタンスと誘導リアクタンスの動作周波数がもちろん等しい絶対値を有するであろう。以後の計算目的では、腔内用プローブ(１)を設計するこの方法に従って、ワイヤループの内部で共振を確立するＣ_RVの理想値は１０ピコファラッド（ｐＦ）である。

Ｃ_RVが確立した後、ループが負荷条件下で作動している間に、ループの線質係数が測定され得る。線質係数を測定する公知方法は幾つか存在する。このような方法の１つは、２つのテストプローブとネットワークアナライザとを使用するＳ₂₁レスポンスの測定を含み、２つのテストプローブをネットワークアナライザのポート１及び２に夫々接続する。
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：
Ｑ_loaded＝１５(測定値)
であろう。

方法の次の段階は、ループの直列抵抗Ｒ_Sを決定することである。直列抵抗は患者の腔の内部に存在することによってループが示す等価抵抗損を表す。従ってＲ_Sは物理的要素でなく、患者がループに与える影響に過ぎない。Ｒ_Sはその内部にエネルギーの一部を散逸させることによってコイルループ(２)の品質を低下させる。Ｒ_Sは等式：
Ｒ_S＝Ｘ_L／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、Ｘ_L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：
Ｘ_L＝Ｘ_P
Ｘ_L＝２πｆＬ_COIL及びＸ_P＝１／（２πｆＣ_RV）
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Ｘ_Lは式：
Ｘ_L＝１/（２πｆＣ_RV）＝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：
Ｒ_S＝Ｘ_L／Ｑ_Loaded＝１２４.３４Ω／１５＝８.２９Ω
であろう。

方法にはまた、腔内用プローブ(１)の出力インピーダンスと腔内用プローブにインタフェースする外部回路によって要求されるインピーダンスとの整合をとる段階が必要である。外部回路は本文中に開示したインタフェースデバイスのいずれか１つの形態を有することができ、典型的には５０Ωのインピーダンスを要求するであろう。従って、方法のこの段階は、外部回路によって要求されるインピーダンスＲ_Pをループの直列抵抗Ｒ_Sに整合させるようにインピーダンス整合ネットワークを設計する段階を含む。このインピーダンス整合ネットワークでは、Ｑ_P＝Ｒ_P／Ｘ_P及びＱＳ＝Ｘ_S／Ｒ_Sによって表される整合ネットワークの直列及び並列のレッグ(legs)の線質係数が等しい。従ってＲ_SとＲ_Pとの関係は等式：
Ｒ_P＝(Ｑ²＋１)Ｒ_S
で表される。式中のＲ_P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＝Ｑ_S,P＝（Ｒ_P／Ｒ_S−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Ｒ_Pに対応する並列リアクタンスＸ_Pは式：
Ｘ_P＝Ｒ_P／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／（２πｆＸ_P）＝１／（２π×１２８×１０⁶×２２.３２）＝５５.７ｐＦ

他の段階は、整合値の２つのキャパシタを互いに直列にワイヤループに挿入する段階である。これらは図１に夫々符号(21)及び(23)で示されている２つの駆動キャパシタＣ_D1及びＣ_D2である。上記の計算を使用すると駆動キャパシタ(21)(23)は合わせて実効値２７.８５ｐＦを有している。駆動キャパシタ(21)(23)の接続部位に接合ノード(22)が形成されている。出力ケーブル(３)の遮蔽導体(31)が接合ノード(22)に接続され、中心導体(32)が駆動キャパシタ(21)又は駆動キャパシタ(23)の反対側のノードに接続される。従って、上記計算によれば、駆動キャパシタ(21)，Ｃ_D1の値は、コイルループ(２)を５０オームの源としてインタフェースデバイス、即ち他の外部回路に出現させ得る値である。このため、５０オームの同軸ケーブルを出力ケーブル(３)として使用できる。

また別の段階では、同調キャパシタＣ_TUNをワイヤループの総キャパシタンスが共振値Ｃ_RVに等しくなるように選択する段階を含む。ワイヤループの総キャパシタンスＣ_RVは式：
１/Ｃ_RV＝１/Ｃ_TUN＋１/Ｃ_D1＋１／Ｃ_D2＝１/Ｃ_TUN＋２/Ｃ_D
から決定でき、ここでＣ_D＝Ｃ_D1＝Ｃ_D2である。従って同調キャパシタＣ_TUNは以下のように計算できる：
Ｃ_TUN＝(Ｃ_RV*Ｃ_D)/(Ｃ_D−２Ｃ_RV）
＝（１０×１０^-12Ｆ×５５.７×１０^-12Ｆ）/（５５.７×１０^-12Ｆ−２×１０×１０^-12Ｆ）＝１５．６ｐＦ

次に、可変キャパシタをワイヤループから取り外し、同調キャパシタＣ_TUNと置き換える。図１にＣ_Tで示す同調キャパシタ(24)は、接合ノード(22)と正反対側のワイヤループ内に直列に接続されている。従って、そこでは電場が実効値ゼロであり各駆動キャパシタの電圧降下は反対符号をもつ等しい値なので、接合ノード(22)はコイルループを電気的に平衡させる仮想グラウンドを形成する。
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。

コイルループ(２)が高い動作周波数（例えば、３.０ＴのＭＲシステムで１２８ＭＨｚ）及び極めて低い動作線質係数(即ち、１０−２０の間)を有するので、米国特許第５,４７６,０９５号及び第５,３５５,０８７号に開示されたプローブと違って、患者毎にまたはコイル毎にコイルループ(２)を同調させる必要がない。ロードされたコイルループの線質係数を含む上記計算に基づくと、コイルループ２のバンド幅は公称で＋／−４.２５ＭＨｚであろう。その結果として、コイルループが＋／−２％の素子で製作されていると想定すると、プローブからプローブへの同調シフトは最大で約＋／−１.８５ＭＨｚであり、この値は、後述するような低い入力インピーダンスの前置増幅回路の効果がないときでもコイルループの３ｄＢバンド幅よりも略小さい。ロード条件下のコイルループ(２)の線質係数が低いので、同調は基本的に物質的な調整を要せずに固定される。

本実施例に於いて、出力ケーブル(３)は好ましくはｎ(λ／２)＋Ｓ_Lの電気的長さを有している。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、Ｓ_Lは補足長さである。図１に最も良く示されるように、出力ケーブル(３)の全長は、コイルループ(２)からプラグ(35)までの長さである。プラグ(35)は、出力ケーブルとインタフェースデバイスまたは別の外部回路のＰＩＮダイオード(33)との接続点を表し、ＰＩＮダイオードはデカップリングダイオードとも呼ばれる。ｎ(λ／２)項は、動作波長の１／２の長さを持ち、事実上はゼロの電気長さとして現れるセクションを生み出す。実際にはコイルループ(２)が該ループに接続される回路に常に適度に近接しているので、ｎの値は典型的には１に等しい値であればよい。Ｓ_Lは出力ケーブル(３)の追加のセクションを表し、その誘導リアクタンスは理想的には、ケーブル(３)の端子が接続される第１キャパシタ(21)の容量リアクタンスの絶対値(magnitude)に等しい。その正味の効果は、出力ケーブル(３)の全長が第１キャパシタ(21)の容量リアクタンスに等しい誘導リアクタンスを示すことである。

このように補足長さＳ_Lは、本来的にインダクタとして作用し、以後Ｌ_Dと呼ぶが、これが腔内用プローブ(１)の動作に影響を与える。ＭＲシステム(10)の送信サイクル中に、ＭＲシステムは２００ｍＡ電流でＰＩＮダイオード(33)を順方向バイアスさせることによって腔内用プローブ(１)のコイルループ(２)をＭＲシステムから遮断するであろう（例えば、図８参照）。その効果としてＰＩＮダイオード(33)が短絡し、出力ケーブル(３)の固有インダクタＬ_Dと第１駆動キャパシタ(21)，Ｃ_D1とが並列共振回路として維持される。この並列共振回路の高いインピーダンスは開路に近似しており、コイルループ(２)を効果的に開き、従って腔内用プローブ(１)をホストＭＲシステム(10)のプローブ入力から遮断する。逆に、受信サイクル中は、ＭＲシステムが−５Ｖ ＤＣの逆方向バイアスデカップリングダイオード(33)によって腔内用プローブ(１)をＭＲシステムに結合させるであろう。その効果として出力ケーブル(３)がインダクタＬ_Dでなく５０オーム送信ラインとして作用するであろう。これによってコイルループ(２)は、ＭＲシステム(10)のボディコイル（または別の外部コイル）によって送信された共振誘発ＲＦパルスによって対象領域内で発生したＭＲ信号を検出し得る。次いでＭＲ信号はケーブル(３)の導体を経由してインタフェースデバイスに渡されるであろう。

駆動キャパシタＣ_D1及びＣ_D2は典型的には、約６２ｐＦ−８２ｐＦの値を有しているであろう。同様に、同調キャパシタ(24)，Ｃ_TUNは好ましくは約１２−１５ｐＦの範囲であろう。送信サイクル中のより良好なデカップリング（より高い開路インピーダンス）はＣ_D1の値を、好適範囲の下限値を用いることによって得ることができる。
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、Ｓ_L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Ｓ_L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Ｓ_Lが延長されるであろう。

上述の腔内用プローブ(１)はＧＥＭＳ社によって製造されている３.０ＴのＭＲシステムについての直腸内コイルとして使用するために好適であるが、プローブを他の用途にも使用できることを理解されたい。
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。

図８及び図１０は、単一受信器型のインタフェースデバイスの全体図を符号(100)で示す。インタフェースデバイス(100)はそのコネクタ(102)によって、それ自体の前置増幅回路を備えていないホストＭＲシステム(10)のポート１に出力ケーブル(３)を介して腔内用プローブ(１)を相互接続するように設計されている。従って、インタフェースデバイス(100)はＰＩＮダイオード(33)と前置増幅回路(101)とを含む。ＰＩＮダイオード(33)は、出力ケーブル(３)のプラグ(35)が差し込まれるインタフェースデバイス(100)の入力ソケット(103)に接続されている。この設計の選択により、ＰＩＮダイオード(33)を腔内用プローブ(１)から物理的に遠ざけることができ、このようにして、プローブ(１)を廃棄した後で該ダイオードをインタフェースデバイスのパーツとして再使用することができる。前置増幅回路はＧＡＳＦＥＴ(110)と直列共振入力回路(130)とを含む。直列共振回路(130)は入力キャパシタＣ_Pと入力インダクタＬ_Pとを有しており、その接合部にはまたＧＡＳＦＥＴ(110)のゲートが接続されている。ＧＡＳＦＥＴのソースは、バイアス抵抗器Ｒ_Bに接続され、ドレンはカップリングキャパシタＣ_CとＲＦチョークＲＦＣ₂とに結合されている。公知の回路設計理論に従って、ＧＡＳＦＥＴ(110)を通る電流が良好な利得及び低いノイズ数(figure)を与えるように抵抗器Ｒ_Bが選択されるべきである。ＲＦＣ₂は、ＭＲシステム(10)の受信サイクル中に、前置増幅回路(101)によってＭＲ ＲＦ信号を短絡させることなくＤＣ電力をＧＡＳＦＥＴ(110)のドレンに供給し得る。望ましくないケーブル電流を阻止するためにキャパシタＣ_Cの他方側にケーブルトラップ(115)が使用されるのが好ましい。

インタフェースデバイス(100)がプローブケーブル(150)とコネクタ(102)とを介してＭＲシステムに接続されているとき、ドレンはカップリングキャパシタＣ_C及びケーブルトラップ(115)を介してＭＲシステムのポート１にリンクされている。ドレンはまた、ＲＦチョークＲＦＣ₂を介してＭＲシステム(10)のＤＣ電源にもリンクされている。
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Ｃ_B2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Ｃ_B1とＲＦチョークＲＦＣ₁とを含む。バイパスキャパシタＣ_B1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、Ｃ_B1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Ｃ_B1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Ｄ_PPとバイアスキャパシタＣ_B3とを含むのが好ましい。ダイオードＤ_PP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Ｃ_B3は前置増幅器保護ダイオードＤ_PP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。

送信サイクル中は、ＭＲシステム(10)がバイアスライン(121)を介してダイオードＤ_D及びＤ_PPを順方向バイアスさせるであろう。従って、ＰＩＮダイオードＤ_Dは、出力ケーブル(３)のプラグ(35)が差し込まれたデバイス(100)のコネクタ(103)に存在して、上述したように腔内用プローブ(１)を遮断するであろう。他方では、前置増幅器ダイオードＤ_PPがＧＡＳＦＥＴ(110)のゲートを短絡させ、送信されたＲＦパルス信号が前置増幅回路(101)に損傷を与えるのを防ぐ。受信サイクル中には、ＭＲシステム(10)がこれらのダイオードを逆方向バイアスさせ、該ダイオードを有効にオフに切換える。直列共振回路(130)は、コイルループ(２)がロードされた条件下で作動しているときに、ＧＡＳＦＥＴ(110)に最適インピーダンスを供給するであろう。ＧＡＳＦＥＴ(110)のゲートに結合された直列共振回路(130)は、前置増幅回路(101)に比較的低い入力インピーダンスを供給し、該インピーダンスはコイルループ(２)の周波数レスポンスを拡大する機能を果たすであろう。この拡大された周波数レスポンスは、固定同調スキームをオフセットし、米国特許第5,476,095号及び第5,355,087号に開示されたプローブに比べると、コイルループ(２)の同調の厳密さを著しく軽減する。より詳細には、コイルループ(２)が５０オームの入力として作用する状態で、直列共振回路(130)はＧＡＳＦＥＴ(110)には高インピーダンス(１０００−２０００オーム)を供給するが、コイルループ(２)には極めて低いインピーダンス(１−５オーム)として出現するであろう。これにより、コイルループ(２)は多少とも有効に遮断され、その周波数レスポンスは信号対雑音比を犠牲とすることなく拡大する。このように前置増幅回路(101)は、その直列共振回路(130)と共に、デカップリングダイオード(33)のアノードとポート(１)との間の利得及びインピーダンスの整合をとり、コイルループ(２)によって検出されたＭＲ信号は信号対雑音比が改良されて、ＭＲシステムのポート１に渡される。

インタフェースデバイス(100)はまた、腔内用プローブ(１)がインタフェースデバイスに接続されていないときに、ＭＲシステム(10)がスキャン手順を実行することを阻止する回路機構(160)を具えているのが好ましい。このような回路機構(160)は、プローブが接続されていないときに、ＭＲシステム(10)がスキャンを開始することを防止するためにＭＲシステム(10)の内部にドライバフォールトを生じさせる。また、このようなフォールトを医療従事者に報知する聴覚的警報器、又はディスプレイ(161)が回路機構(160)の一部として存在するのが好ましい。

図９及び図１１はマルチ受信器型のインタフェースデバイスの全体を符号(200)で示す。
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。

インタフェースデバイス(200)はプローブインタフェース回路(210)とアレイインタフェース回路(240)とを含む。プローブインタフェース回路(210)はＰＩＮダイオード(33)とケーブルトラップ(211)とを含む。ＰＩＮダイオード(33)は、出力ケーブル(３)のプラグ(35)が差し込まれるデバイス(200)の入力ソケット(203)に接続されている。プローブケーブル(213)はまた本文中で回路長さ(213)とも呼ばれており、デカップリングダイオード(33)−−及び、これを介して腔内用プローブ(１)のコイルループ(２)−をＭＲシステム(10)の第１ポート(即ち、ポート７)にリンクさせるために使用される。ケーブルトラップ(211)はプローブケーブルの遮蔽導体に不要な電流が流れることを防止する。図９に示すように、回路長さ(213)は好ましくはｎ(λ／２)の電気的長さを有しており、ここで、ｎは整数であり、λはＭＲシステムの動作周波数の波長である。回路長さ(213)は実効値ゼロの電気的長さを有するように見える。

アレイインタフェース回路(240)は位相アレイコイルシステム(80)とＭＲシステム(10)とを電気的に相互接続するために使用される。この回路は、第１及び第２の直列共振ネットワーク(242)(252)と２つの１／４波長ネットワーク(261)(262)と１つの１／４波長結合器(271)とを含む。コイルシステム(80)がＧｏｒｅ(登録商標)トルソアレイの形態であると想定すると、直列共振ネットワーク(242)は前方コイル素子Ａ１からＭＲシステム(10)の第２ポート(即ち、ポート４)にＭＲ信号を伝送するであろう。同様に、他方の直列共振ネットワーク(252)は、前方コイル素子Ａ２から第３ポート(即ちポート２)にＭＲ信号を渡すであろう。
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。

第１の直列共振ネットワーク(242)は、キャパシタＣ_R1とＲＦチョークＲＦＣ₅とを含む。同様に、第２の直列共振ネットワーク(252)はキャパシタＣ_R2とＲＦチョークＲＦＣ₆とを含む。Ｃ_R1及びＣ_R2の値は、各キャパシタが夫々の回路パスの固有インダクタンスに同調するように選択される。従って、第１及び第２のネットワーク(242)(252)はＭＲシステム(10)の動作周波数に於いて、直列共振性である（即ち、これらはｎ(λ／２)の長さを持つように作用する、但しｎ＝０）。このため、コイルシステム(80)及びＭＲシステム(10)は、ネットワーク(242)(252)までの長さが存在しないかのように電気的に作動することができる。更に、ＲＦチョークＲＦＣ₅はキャパシタＣ_R1に並列に配置され、同様にチョークＲＦＣ₆はキャパシタＣ_R2に並列に配置されている。その理由は、ＭＲシステム(10)が直列共振ネットワーク(242)(252)の回路パスに沿ってコイルシステム(80)内のデカップリングダイオードに、前方コイル素子Ａ１及びＡ２用のバイアス信号を伝送するからである。チョークＲＦＣ₅及びＲＦＣ₆により、これらのバイアス信号をポート４及び２からこれらのデカップリングダイオードに渡すことができる。

更に、図９に示すように、コイル素子Ｐ１の入力から(ネットワーク(261)及び結合器(271)を経由して)ポート５に至る回路パスの長さは、理想的には動作波長の１／２(即ち、ｎλ／２)である。コイル素子Ｐ２の入力からポートＰ５まで伸びている回路パスについても同じことがいえる。従って、これらの回路パスは実効値ゼロの電気的長さとして現われ、このため、ポート５の低インピーダンス前置増幅回路の有利な効果がこれらの回路パスの夫々の入力に反映され得る。更に、ＭＲシステム(10)は後方コイル素子Ｐ１及びＰ２のデカップリングダイオードにバイアス信号を伝送する。結合器(271)及びネットワーク(261)の内部のＲＦチョーク及び関連する回路機構により、ポート５からコイル素子Ｐ２のデカップリングダイオードにバイアス信号を渡すことができる。ＲＦチョークＲＦＣ₇及び関連する回路機構により、コイル素子Ｐ１のデカップリングダイオードにポート８からバイアス信号を渡すことができる。コイル素子Ｐ１へのバイアス信号はポート８から供給されるので、コイル素子Ｐ２へのバイアス信号から独立している。

送信サイクル中に、ＭＲシステム(10)はデカップリングダイオードＤ_Dをデカップリング電圧で順方向バイアスさせるであろうし、該デカップリング電圧は好ましくはケーブル(213)の信号ラインに重畳される。従って、出力ケーブル(３)のプラグ(35)が差し込まれるデバイス(200)のコネクタ(203)に配置されたＰＩＮダイオードＤ_Dは上述のようにして腔内用プローブ(１)を遮断するであろう。ＭＲシステム(10)はまたコイルシステム(80)の４つのコイル素子Ａ１、Ａ２、Ｐ１及びＰ２のデカップリングダイオードも順方向バイアスさせるであろう。これによってこれらのデカップリングダイオードが短絡し、それによって高インピーダンスの並列共振回路を生じるであろうし、コイルシステム(80)の４つのコイル素子の回路を有効に開く。このようにして、ホストＭＲシステム(10)が腔内用プローブ(１)とトルソアレイ(80)との双方をＭＲシステムの位相アレイポートから遮断する。逆に受信サイクル中には、ＭＲシステム(10)がプローブ(１)のＰＩＮダイオードＤ_D及びコイルシステム(80)のデカップリングダイオードを逆方向バイアスさせ、それらを有効にオフに切換える。これが腔内用プローブ(１)とトルソアレイ(80)とを位相アレイポートに結合させる。これによってコイルループ(２)及びコイル素子Ａ１、Ａ２、Ｐ１及びＰ２が、(１つ又は複数の)共振誘起ＲＦパルスに応答した、夫々の対象領域(例えば、前立腺及び周囲の腹部、胸郭及び骨盤領域)から発信されたＭＲ信号を検出し得る。ＭＲ信号は次に上述のようにしてインタフェースデバイス(200)に案内され、コネクタ(202)を介してホストＭＲシステム(10)の位相アレイポートに渡される。

インタフェースデバイス(200)はまた、腔内用プローブ(１)がインタフェースデバイスに接続されていないときに、ＭＲシステムがスキャン手順を実行することを阻止する回路機構(280)を具えているのが好ましい。このような回路機構(280)は、腔内用プローブ(１)のプラグ(35)が差し込まれるソケット(203)に接続されたプローブ感知ラインを含み得る。プローブ(１)がインタフェースデバイス(200)に接続されているとき(即ち、プラグ(35)がソケット(203)に挿入されているとき)、プローブ感知ラインはグランドされている。このとき、回路機構(280)はグランドを検出し、ＭＲシステムにスキャン手順を開始させ得る適正信号をポート１に渡す。腔内用プローブがインタフェースデバイスに接続されていないときは、その結果として生じた開路を回路機構(280)が検出し、これに応答して、ＭＲシステムのスキャン開始を阻止するようにポート１の状態を変更する。また、このようなフォールトを医療者に通知する警報器またはディスプレイ(281)が回路機構(280)の一部として存在するのが好ましい。プローブがインタフェースデバイスに接続されていることを判定するその他の様々な方法も本発明によって考察できることは言うまでもない。

図１２は、本発明の第１実施例とは別の実施例に従った、腔内用プローブ及び該プローブに対応するインタフェースデバイスの該当部分を示す。特に、図１２は、出力ケーブル(３a)を介してインタフェースデバイスのデカップリングダイオードＤ_Dに接続されたコイルループ(２a)を示す。出力ケーブル(３a)は不平衡であり、その遮蔽導体(31a)は接合ノード(22a)に接続され、その中心導体(32a)は駆動キャパシタＣ_D1の他方側のノードに接続されている。しかし、上記に開示した第１実施例と違って、出力ケーブル(３a)の電気的長さはｎ(λ／２)だけである。その理由は、補足長さＳ_Lがインタフェースデバイスに組み込まれているからである。これを達成するためには、図１２に示すように、例えば入力ソケットからデカップリングダイオードＤ_Dまでの電気的長さを確実にＳ_Lに等しい値にする。プローブの出力ケーブル(３a)をインタフェースデバイスに差し込むと、このときのコイルループ(２a)からＰＩＮダイオードＤ_Dまでの合計電気的長さはｎ(λ／２)＋Ｓ_Lに等しい。この実施例ではＳ_Lが出力ケーブル(３a)でなくインタフェースデバイスに配置されるが、腔内用プローブとその対応するインタフェースデバイスは、ＭＲシステムの送信サイクル及び受信サイクルの双方で本発明の好ましい実施例と同様に作動し得る。

図１３は、本発明の第２実施例とは別の実施例による腔内用プローブ及び該プローブに対応するインタフェースデバイスの関連部分を示す。特に、図１３は、平衡した出力ケーブル(３b)を介してインタフェースデバイスのデカップリングダイオードＤ_D1及びＤ_D2にリンクされたコイルループ(２b)を示す。出力ケーブル(３b)の一端で第１及び第２の中心導体(32b)(34b)が、駆動キャパシタＣ_D1及びＣ_D2の反対側のノードに夫々接続されている。対応す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(３b)の基端部の第１及び第２の中心導体(32b)(34b)はダイオードＤ_D1及びＤ_D2のアノードに夫々電気的にリンクされ、その遮蔽導体(31b)は２つのデカップリングダイオードのカソードでグランドされる。上記に開示した第１の実施例と違って、出力ケーブル(３b)の電気的長さはｎ(λ／２)だけであり、Ｓ_Lは再びインタフェースデバイスに組み込まれている。平衡された出力ケーブル(３b)をこのように使用すると、第１の別な実施例で使用した不平衡出力ケーブル(３a)よりも良好なデカップリング（駆動キャパシタの各々で例えば２×１５００Ω）が可能である。

図１４は、本発明の第３実施例とは別の実施例による腔内用プローブ及び該プローブに対応するインタフェースデバイスの該当部分を示す。プローブのコイルループ(２c)は平衡された出力ケーブル(３c)を介してインタフェースデバイスのデカップリングダイオードＤ_Dにリンクされている。上記の実施例と違って、コイルループ(２c)は駆動キャパシタＣ_Dを１つだけ含むように構成され、同調キャパシタＣ_TはキャパシタＣ_Dの反対側でワイヤループに配置されている。
駆動キャパシタＣ_D及び同調キャパシタＣ_T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Ｃ_D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Ｄ_D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、Ｓ_Lはやはりインタフェースデバイスに組み込まれている。

図１５は、腔内用プローブの好ましい実施例を示し、符号(11)で略記される。この腔内用プローブは、コイルループ及び２つの出力ケーブル(３d)(３e)を含む。このコイルループは第１実施例について開示したもの、即ちコイルループ(２)と同じであることが好ましい。しかし、出力ケーブル(３d)(３e)はコイルループ(２)を、以前の実施例では見られなかった改善点を有するインターフェイスデバイスに内部接続するように設計されている。本実施例の等しい重要性は、以下に示す出力ケーブル(３d)(３e)の電気的長さの選択である。各出力ケーブルの実際の長さは、コイルループ(２)からプラグ(335)の端部に延びる。このよううにプラグ(335)は、出力ケーブル(３d)(３e)がインターフェイスデバイスに接続する点、即ち、他の外部回路が腔内用プローブ(11)が用いられるデバイスに接続する点を表す。図１７に最も良く示されるように、出力ケーブル(３d)(３e)は終端がプラグ(335)である１本の導管(30)内に首脳されるのが好ましい。

コイルループと比べて、出力ケーブル(３d)はその絶縁性導体(31d)によって交差ノード(22d)に接続し、中心導体(32d)によって、駆動キャパシタＣ_D1の他端のノードに接続する。第２のケーブル、出力ケーブル(３c)はその遮蔽導体(31e)によって接合ノード(22d)に接続され、中心コネクタ(32e)によって駆動キャパシタＣ_D2の反対側のノードに夫々接続されている。当業者には明白なように、出力ケーブル(３d)(３e)をコイルループ(２)に接続する方法は、コイルループ(２)から１つの出力ケーブルに搬送されるＭＲ信号は、他の出力ケーブルに搬送される信号に対して、λ／２ラジアン(１８０度)位相がズレていることを決定する(dictate)。

本実施例に於て、各出力ケーブル(３d)(３e)は、現実の電気長さＳ_L＋ｎ(λ／４)を有し、ｎの値は上記の理由から一般に設定された奇数である。この電気的長さを持って、出力ケーブルはインターフェイスデバイスに使用されるように設計され、該インターフェイスデバイスは入力、即ちソケット(303)とデカップリングダイオードの間にてλ／４の電気的長さを備える。以下に示すように、この１／４波長の電気的長さは、インターフェイスデバイスの単一型レシーバ及び多重型レシーバ仕様の両方の入力に採用されている(incorporated)。

図１６及び図１７は、単一型レシーバ仕様に従ったこの好ましい実施例にて符号(300)にて定義されるインターフェイスデバイスを示す。図１７に最も良く示すように、プローブケーブル(350)及びコネクタ(302)の傍のインターフェイスデバイス(300)は、腔内用プローブ(導管(30)及びプラグ(335)を介して)をホストＭＲシステム(10)のポート１に内部接続するように設計され、ホストＭＲシステムは前置増幅器を具えていない。従って、インターフェイスデバイス(300)は、位相シフトネットワーク(310)及び２つのＰＩＮダイオード(33a)(33b)とともに、前置増幅器(351)を有する。

位相シフトネットワーク(310)は、２つのサブネットワーク(320)(330)を構成する。第１のサブネットワーク(320)は誘導子Ｌ₁及びキャパシタＣ₁を含んでいる。また、第２のサブネットワーク(330)は誘導子Ｌ₂及びキャパシタＣ₂を含んでいる。
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、バイパスキャパシタＣ_B1及びＲＦチョークＲＦＣ₁を有する。バイパスキャパシタＣ_B1は、グランドとバイアスライン(131)間を接続し、バイパスキャパシタでＭＲシステム(10)はＰＩＮダイオード(33a)(33b)にバイアスをかけることができる。キャパシタＣ_B1は、非ＤＣ要素をグランドに繋ぐのに役立ち、このようにしてバイアスライン(131)及びデカップリングダイオード(33a)(33b)から離す。ＲＦＣ₁は、ＰＩＮダイオード(33a)のアノードとバイパスキャパシタＣ_B1間を接続し、このようにしてバイアス電流の流れを制限することなく、ＲＦ周波数に高インピーダンスを付与する。

前置増幅器(351)は、第１実施例について開示したもの、即ちインターフェイスデバイス(100)の前置増幅器(101)と同じであるのが好ましい。前置増幅器(351)は、ＧＡＳＦＥＴ(360)及び直列共振入力回路(370)を含む。直列共振入力回路(370)は、ＧＡＳＦＥＴ(360)のゲートが接続される交点に、入力キャパシタＣ_P及び入力誘導子Ｌ_Pを有する。ＧＡＳＦＥＴは、ソースがバイアス抵抗Ｒ_Bに接続され、ドレインがカップリングキャパシタＣ_C及びＲＦチョークＲＦＣ₂にリンクされている。他の要素間で、ケーブルトラップ(315)がキャパシタＣ_Cの他方側で用いられて、プローブケーブル(350)の外側シールド上の望ましからぬケーブルＲＦ電流を阻止する。

インターフェイスデバイス(300)が、プローブケーブル(350)及びコネクタ(302)を介して接続されると、ドレインはカップリングキャパシタＣ_C及びケーブルトラップ(315)を介して、ＭＲシステム(10)のポート１にリンクされる。ドレインはまた、ＲＦチョークＲＦＣ₂を介して、ＭＲシステム(10)のＤＣ源にリンクされている。バイパスキャパシタＣ_B2は、このＲＦチョークとグランド間を接続し、従って、あらゆる非ＤＣ要素をグランドに搬送する。ＲＦＣ₂により、ＭＲシステム(10)の受信サイクル時に、前置増幅器(351)によってＭＲ ＲＦ信号出力を短絡することなく、ＤＣ電力がＧＡＳＦＥＴ(360)のドレインに供給される。
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Ｄ_PP及びバイパスキャパシタＣ_B3を含むのが好ましい。ＰＩＮダイオードＤ_PP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Ｃ_B3は、前置増幅保護ダイオードＤ_PP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Ｃ_Pの入力側に接続し、他端部をダイオードＤ_PPとバイパスキャパシタＣ_B3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Ｌ_P及びキャパシタＣ_Pを介して成される調整された回路の離調(detuning)を防ぐ。

導管(30)のプラグ(335)がインターフェイスデバイス(300)のソケット(303)に接続されるとき、腔内用プローブ(11)の出力ケーブル(３d)(３e)は、夫々インターフェイスデバイス(300)の第１及び第２のサブネットワーク(320)(330)に接続する。位相シフトが実施されるのはサブネットワーク(320)(330)を介してであり、ＭＲシステム(10)の受信サイクル時に出力ケーブル(３d)によってコイルループ(２)から搬送されるＭＲ信号は、出力ケーブル(３e)によってコイルループ(２)から搬送されるＭＲ信号と建設的に結合する。この点に於いて、第１及び第２のサブネットワーク(320)(330)は、出力ケーブル(３d)(３e)から夫々受信されるＭＲ信号に、正のλ／４(＋９０度)位相シフト及び負のλ／４(−９０度)位相シフトを与えるように実施されるのが好ましい。以下に説明するように、プローブ(11)の出力ケーブル(３d)(３e)及びインターフェイスデバイス(300)のサブネットワーク(320)(330)によって与えられる結合した電気的長さは、本発明のこの好ましい実施例の適切な動作に重要である。

受信サイクル中、ＭＲシステム(10)は、バイアスライン(131)を介してインターフェイスデバイス(300)のダイオード(33a)(33b)及びダイオードＤ_PPに逆バイアスをかけ、効果的にダイオードをＯＦＦにする。開回路ダイオード(33a)(33b)によって、ＭＲシステム(10)は、コイルループ(２)によって検知されたＭＲ信号が、出力ケーブル(３d)(３e)及びサブネットワーク(320)(330)を介して前置増幅器(351)の入力に搬送されることを可能にする。特に、上記の如く、コイルループ(２)によって出力ケーブル(３d)に印加されるＭＲ信号は、出力ケーブル(３e)に印加されるＭＲ信号に対して、λ／２ラジアン(１８０度)位相がズレている。出力ケーブル(３d)及びサブネットワーク(320)によって搬送されるＭＲ信号は、次に第１の結合長さＳ_L＋λ／２に沿って移動し、これは出力ケーブル(３d)によるＳ_L＋λ／４及びサブネットワーク(320)による＋λ／４である。同時に、出力ケーブル(３e)及びサブネットワーク(330)によって搬送されるＭＲ信号は、第２の結合長さＳ_Lに沿って移動し、これは出力ケーブル(３e)によるＳ_L＋λ／４及びサブネットワーク(330)による−λ／４である。
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Ｃ_D1及びＣ_D2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。

送信サイクル時に、ＭＲシステム(10)は、バイアスライン(131)を介して、順バイアスをダイオード(33a)(33b)及びＤ_PPにかける。ダイオードＤ_PPをＯＮにすることによって、ＭＲシステム(10)は、有効にＧＡＳＦＥＴ(360)のゲートを短絡させ、送信されたＲＦパルスが前置増幅器(351)を破損するのを防ぐ。ダイオード(33a)及び(33b)をＯＮにすることによって、ＭＲシステム(10)はソケット(303)からλ／４の電気的な長さの箇所で各サブネットワークの出力にて短絡を生じさせる。λ／４はそのソケットとデカップリングダイオードの間の距離である。２つのサブネットワーク(320)及び(330)によって与えられた異なる移相により、これは、駆動キャパシタとそれらのデカップリンングダイオードの間の異なる有効な電気的長さに帰着する。
具体的には、駆動キャパシタＣ_DI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、Ｓ_L＋λ／２であり、これは出力ケーブル(３d)によるＳ_L＋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Ｓ_Lは、本質的に、誘導子Ｌ_Dとして働き、キャパシタＣ_DI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Ｃ_D1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Ｓ_L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Ｌ_D及びコイルループ(２)の駆動キャパシタＣ_D1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Ｃ_D1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Ｃ_D2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、Ｓ_Lであり、これは出力ケーブル(３e)によるＳ_L＋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Ｓ_Lは、送信サイクル中にキャパシタＣ_D2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Ｌ_D及びコイルループ(２)の駆動キャパシタＣ_D2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Ｃ_D2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。

腔内用プローブ11のデカップリングは又、異なる観点から見ることができる。上記の如く、各出力ケーブル(３d)(３e)は、Ｓ_L+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Ｓ_L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。

腔内用プローブ(11)がインターフェイスデバイス(300)或いは任意の適切な回路と接続した状態で、各出力ケーブル(３d)及び(３e)は、その対応するサブネットワークを通って短絡したデカップリングダイオード(33a)及び(33b)のうちの１つに接続され、各デカップリングダイオードは半波長伝送ラインの端子端部として有効に役立つ。
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Ｓ_L部はそれが接続される駆動キャパシタとともに、Ｓ_L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Ｓ_L部に固有の誘導子Ｌ_D及びコイルループ(２)の駆動キャパシタＣ_D1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Ｃ_D1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Ｓ_L部に固有の誘導子Ｌ_Dは、コイルループ(２)の駆動キャパシタＣ_D2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、Ｓ_L+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Ｓ_L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。

腔内用プローブを分離した状態で、出力ケーブル(３d)(３e)は夫々、プラグ(335)(即ち４分の１波長の伝送路の終端で)で開回路を有する。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Ｓ_L部はそれが接続される駆動キャパシタとともに、Ｓ_L部が出力ケーブルのλ／４部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Ｓ_L部に固有の誘導子Ｌ_D及びコイルループ(２)の駆動キャパシタＣ_D1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Ｃ_D1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Ｓ_L部に固有の誘導子Ｌ_Dは、コイルループ(２)の駆動キャパシタＣ_D2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。

図１８及び図１９は、この好ましい実施例に於いて符号(400)で示される、多重型レシーバ仕様のインターフェイスデバイスを示す。図１９に最も良く示されるように、コネクタ(402)によるインターフェイスデバイス(400)は、腔内用プローブ(11)及び多重型レシーバＭＲシステムの受信機を具えたトルソアレイのような補助コイルシステムとインターフェイスするように設計されている。例えば、補助コイルシステムは、インターフェイスデバイス(200)について記載した位相アレイコイルシステム(80)の形式で実施され得る。この例の拡張として、図１８は、補助コイルシステムとＧＥＭＳ３.０Ｔ Ｓｉｇｎａ(登録商標)ＭＲシステムの位相アレイポートを具えた腔内用プローブ(11)を相互接続するのに用いられるインターフェイスデバイス(400)を示している。
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。

インターフェイスデバイス(400)は、プローブインターフェイス回路(401)及びアレイインターフェイス回路(440)を含む。以前に示唆したように、アレイインターフェース回路(440)は、インターフェース・デバイス(200)について開示したアレイインターフェース回路(240)と同じであるのが好ましい。しかし、アレイインターフェース回路は、設計の選択及びシステムの要求に基づく様々な方法、正確な方法で実施され得る。しかし、プローブ・インターフェース回路(401)は、位相変換ネットワーク(410)及び２つのＰＩＮダイオード(433a)及び(433b)を含む。
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。

位相変換ネットワーク(410)は、図１６に示す位相変換ネットワーク(310)と同じであるのが好ましく、インターフェースデバイス(300)のダイオード(33a)(33b)に対してＰＩＮダイオード(433a)及び(433b)である。ＰＩＮダイオード(433a)は、第１のサブネットワーク(420)の出力に接続され、ＰＩＮダイオード(433b)は同様に第２のサブネットワーク(430)の出力に接続される。インターフェースデバイス(300)のバイアスライン(131)と同様に、バイアスライン(431)により、動作の送信及び受信サイクル中に、ＭＲシステム(10)がダイオード(433a)及び(433b)にバイアスをかけることができる。ネットワーク(410)によって引き起こされたλ／２ラジアンの位相シフトの結果として、これらの信号の２つのパス上で運ばれたＭＲ信号は、互いに関連のある逆位相のノードＮに到着する。
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。

ここで、回線長さ(413)と呼ばれるプローブケーブル(413)は、デカップリングダイオード(433a)及び(433b)(即ち、ノードＮ)の出力をＭＲシステム(10)の第１のポートとリンクするために使用される。ケーブルトラップ(411)は、望ましくない電流がプローブケーブルの遮蔽導体上に流れるのを防ぐ。図１９に示されるように、回線長さ(413)はｎ(λ／２)の電気的な長さを有するのが好ましく、ここでｎは整数で、λがＭＲシステムの動作周波数の波長である。これにより、回線長さ(413)はゼロの電気的長さを効果的に有するように見える。コイル要素Ｐ１／Ｐ２及びポート５間の回路パスと同様に、アレイインターフェイス回路(240)／(440)の第１及び第２の直列共振ネットワーク(242)及び(252)で実施されると、これらのゼロの電気的長さにより、ＭＲシステム(10)のポートの低インピーダンス前置増幅器の有益な効果が、前置増幅器の夫々の入力に反映されることができる。

導管(30)のプラグ(335)がインターフェースデバイス(400)のソケット(403)に接続されると、腔内用プローブ(11)はその出力ケーブル(３d)及び(３e)によって、プローブインターフェース回路(401)の第１及び第２のサブネットワーク(420)(430)に夫々接続される。
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。

送信サイクル中に、ＭＲシステム(10)はプローブインターフェース回路(401)中のＰＩＮダイオード(433a)及び(433b)に順バイアスをかける。第１及び第２のサブネットワーク(420)(430)に夫々位置していたダイオード(433a)及び(433b)は、インターフェースデバイス(300)について説明したように、このように腔内用プローブ(11)を切り離す。ＭＲシステム(10)は、また同時に、インターフェイスデバイス(200)について記載したように、コイルシステム(80)の４つのコイル要素Ａ１、Ａ２、Ｐ１、及びＰ２のデカップリングダイオードに順バイアスをかける。これにより、デカップリングダイオードは短絡し、それによってコイルシステム(80)の４つのコイル要素を有効に開路する高インピーダンスの並列共振回路を生み出す。このように、ホストＭＲシステム(10)は、ＭＲシステムの位相アレイポートから、腔内用プローブ(11)及びトルソアレイ(80)の両方を切り離す。最終的には、インターフェースデバイス(300)について上記したように、腔内用プローブ(11)はまたインターフェースデバイス(400)から外される一方、送信フィールドから切り離す。

磁気共振画像化及びスペクトロスコピィーの分野の平均的な当業者には明らかであろうが、上記実施態様のいずれかの腔内用プローブを位相アレイ構成に配列された２つ又は３つ以上のコイルループをもつように設計してもよい。更に、単一の腔内用プローブ内の２つ又は３つ以上のコイルループは対象領域の直交位相検出範囲を提供するように協同的に配向され得る。このような腔内用プローブの出力ケーブルは、コイルループがインタフェースデバイスに適正にリンクするように適宜変更しなければならない。

例えば、図２０Ａ及び図２０Ｂは、位相アレイ構成内に４つのコイル素子を有する腔内用プローブ(12)を示し、各コイル要素は他のコイル要素によって大きく重なっている。この特殊な構造に於いて、各コイル要素は唯１つの駆動キャパシタを具えると示される。４つの出力ケーブルは、腔内用プローブ(11)について開示されたものに近似した電気的長さＳ_L+λ／４を有して実施されるのが好ましい。

本発明を実施する提示した好ましい実施例及び代替の実施例を特許法に従って詳細に開示した。本発明が所属する分野の平均的な当業者は、特許請求の範囲の要旨を逸脱することなく本発明を実施する代替的な方法が存在することを理解されるであろう。従って、特許請求の範囲の文字通りの意味及び等価の範囲に含まれるすべての変更及び変形は本発明の範囲に包含されるべきである。当業者はまた、本発明の範囲が上記の記載で検討した特定の具体例または実施態様によって示されるものでなく特許請求の範囲によって示されるものであることを理解されるであろう。

従って、科学技術及びその応用技術の進歩を促進する為に、特許請求の範囲に含まれるすべての発明に対する排他的権利を、特許法によって制定された期間に限り、特許証によって我々は確保する。

Claims (12)

1. 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。
2. 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。
3. 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。
4. 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。
5. 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。
6. 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。
7. 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。
8. 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。
9. 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
10. 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。
11. 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。
12. 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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