(57)【要約】【課題】  体腔に挿入するための遠位端を有する可撓性挿入管を備える医療用プローブを提供する。【解決手段】  空間的に分離されたコイルのアレイは、遠位端内に位置付けられる。プロセッサは、体腔内の組織の磁気共鳴に応答してコイルによって生成されるそれぞれの信号を処理し、かつ、組織を撮像するために、コイル間の分離に対応する位相遅延を加えながら信号を処理するように構成される。【選択図】  図１
2014008412.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
医療用プローブであって、
体腔に挿入するための遠位端を有する可撓性挿入管と、
前記遠位端内に位置付けられた空間的に分離されたコイルのアレイと、
前記体腔内の組織の磁気共鳴に応答して前記コイルによって生成されるそれぞれの信号を処理し、かつ、前記組織を撮像するために、前記コイル間の分離に対応する位相遅延を加えながら前記信号を処理するように構成されたプロセッサと、を備える、医療用プローブ。
【請求項２】
前記コイルが平面的であり、前記コイルのそれぞれの平面が共通平面を含む、請求項１に記載の医療用プローブ。
【請求項３】
前記コイルによって生成される前記信号が最大値であるように、前記組織が前記共通平面内に位置する、請求項２に記載の医療用プローブ。
【請求項４】
前記プロセッサが、前記遠位端に対する前記組織の方向に対応する前記位相遅延を決定するように構成される、請求項１に記載の医療用プローブ。
【請求項５】
前記プロセッサが、前記遠位端に対する前記組織の位置に対応する前記位相遅延を決定するように構成される、請求項１に記載の医療用プローブ。
【請求項６】
前記遠位端内に位置決めされる位置センサを備え、前記プロセッサが、前記位置センサからの位置信号に応答して前記遠位端の場所を決定し、かつ前記場所に対応する前記位相遅延を決定するように構成される、請求項１に記載の医療用プローブ。
【請求項７】
前記コイルのうちの少なくとも１つが、前記遠位端のための位置信号を提供するように構成され、前記プロセッサが、前記位置信号に応答して前記遠位端の場所を決定し、かつ前記場所に対応する前記位相遅延を決定するように構成される、請求項１に記載の医療用プローブ。
【請求項８】
前記空間的に分離されたコイルが、直線上に位置付けられる、請求項１に記載の医療用プローブ。
【請求項９】
前記空間的に分離されたコイルが、曲線上に位置付けられる、請求項１に記載の医療用プローブ。
【請求項１０】
前記コイルが、等距離離間される、請求項１に記載の医療用プローブ。
【請求項１１】
磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）環境に適合し、かつ前記可撓性挿入管を前記体腔にロボット的に挿入するように構成されたロボット駆動装置を備える、請求項１に記載の医療用プローブ。
【請求項１２】
医療用プローブであって、
体腔に挿入するための遠位端を有する可撓性挿入管と、
前記遠位端内に位置付けられた空間的に分離された第１の平面コイルの第１のアレイであって、該第１の平面コイルのそれぞれの平面は、第１の平面に対して平行である、空間的に分離された第１の平面コイルの第１のアレイと、
前記遠位端内に位置付けられた空間的に分離された第２の平面コイルの第２のアレイであって、該第２の平面コイルのそれぞれの平面は、前記第１の平面に対して直角である第２の平面に対して平行である、空間的に分離された第２の平面コイルの第２のアレイと、
前記体腔内の組織の磁気共鳴に応答して前記第１及び第２の平面コイルによって生成されるそれぞれの第１及び第２の信号を処理し、前記組織を撮像するために、前記第１のコイル間の第１の分離に対応する第１の位相遅延を加えながら前記第１の信号を処理し、かつ、前記第２のコイル間の第２の分離に対応する第２の位相遅延を加えながら前記第２の信号を処理するように構成された、プロセッサと、を備える、医療用プローブ。
【請求項１３】
少なくとも１つの第１の平面コイル及び少なくとも１つの第２の平面コイルが、共通中心を有する、請求項１２に記載の医療用プローブ。
【請求項１４】
前記第１の平面コイルの前記それぞれの平面が、前記第１の平面に共通している、請求項１２に記載の医療用プローブ。
【請求項１５】
磁気共鳴撮像方法であって、
可撓性挿入管と遠位端とを有するプローブを体腔に挿入することと、
空間的に分離されたコイルのアレイを、前記遠位端内に位置付けることと、
前記体腔内の組織を撮像するために、前記コイル間の分離に対応する位相遅延を加えながら、前記組織の磁気共鳴に応答して前記コイルによって生成されるそれぞれの信号を処理することと、を含む、方法。
【請求項１６】
前記コイルが平面的であり、前記コイルのそれぞれの平面が共通平面を含む、請求項１５に記載の方法。
【請求項１７】
前記コイルによって生成される前記信号が最大値であるように、前記組織が前記共通平面内に位置する、請求項１６に記載の方法。
【請求項１８】
前記遠位端に対する前記組織の方向に対応する前記位相遅延を決定することを含む、請求項１５に記載の方法。
【請求項１９】
前記遠位端に対する前記組織の位置に対応する前記位相遅延を決定することを含む、請求項１５に記載の方法。
【請求項２０】
前記遠位端内に位置センサを位置決めすることと、前記位置センサからの位置信号に応答して前記遠位端の場所を決定することと、前記場所に対応する前記位相遅延を決定することと、を含む、請求項１５に記載の方法。
【請求項２１】
前記コイルのうちの少なくとも１つが、前記遠位端のための位置信号を提供するように構成され、前記方法が、前記位置信号に応答して前記遠位端の場所を決定することと、前記場所に対応する前記位相遅延を決定することと、を更に含む、請求項１５に記載の方法。
【請求項２２】
前記空間的に分離されたコイルが、直線上に位置付けられる、請求項１５に記載の方法。
【請求項２３】
前記空間的に分離されたコイルが、曲線上に位置付けられる、請求項１５に記載の方法。
【請求項２４】
前記コイルが、等距離離間される、請求項１５に記載の方法。
【請求項２５】
磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）環境に適合するロボット駆動装置を使用して、前記プローブを前記体腔にロボット的に挿入することを含む、請求項１５に記載の方法。
【請求項２６】
磁気共鳴撮像方法であって、
可撓性挿入管と遠位端とを有するプローブを体腔に挿入することと、
第１の平面コイルのそれぞれの平面が第１の平面に対して平行になるように、空間的に分離された該第１の平面コイルの第１のアレイを、前記遠位端内に位置付けることと、
第２の平面コイルのそれぞれの平面が、前記第１の平面に対して直角である第２の平面に対して平行になるように、空間的に分離された該第２の平面コイルの第２のアレイを、前記遠位端内に位置付けることと、
前記体腔内の組織を撮像するために、前記第１のコイル間の第１の分離に対応する第１の信号に第１の位相遅延を加えながら、かつ前記第２のコイル間の第２の分離に対応する第２の信号に第２の位相遅延を加えながら、前記組織の磁気共鳴に応答して前記第１及び第２の平面コイルによって生成されるそれぞれの前記第１及び第２の信号を処理することと、を含む、方法。
【請求項２７】
少なくとも１つの第１の平面コイル及び少なくとも１つの第２の平面コイルが、共通中心を有する、請求項２６に記載の方法。
【請求項２８】
前記第１の平面コイルの前記それぞれの平面が、前記第１の平面に共通している、請求項２６に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、一般に、患者の磁気共鳴映像法に関し、特に、患者に挿入されたプローブを用いて画像を増強することに関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）は、患者の組織、特に軟組織を可視化するための、極めて強力な技術である。この技術は、原子核、典型的には水素原子核をそれらの平衡状態から励起することと、原子核が平衡状態に緩和するときに原子核により放出される共鳴高周波信号を測定することとに依存する。今日のＭＲＩシステムは良好な画像を提供することができるが、画像を増強するための任意のシステムは有利であろう。
【０００３】
参照により本特許出願に組み込まれる文書は、いずれかの用語が、それらの組み込まれた文書内で、本明細書で明示的又は暗黙的に行われる定義と相反するように定義される場合を除き、本出願の一体部分と見なされるべきであり、本明細書における定義のみが考慮されるべきである。
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【０００４】
本発明の実施形態は、
体腔に挿入するための遠位端を有する可撓性挿入管と、
遠位端内に位置付けられた空間的に分離されたコイルのアレイと、
体腔内の組織の磁気共鳴に応答してコイルによって生成されるそれぞれの信号を処理し、かつ、組織を撮像するために、コイル間の分離に対応する位相遅延を加えながら信号を処理するように構成されたプロセッサと、を備える医療用プローブを提供する。
【０００５】
典型的には、コイルは平面的であり、コイルのそれぞれの平面は共通平面を画定する。一実施形態では、コイルによって生成される信号が最大値であるように、組織は共通平面内に位置する。
【０００６】
開示の実施形態では、プロセッサは、遠位端に対する組織の方向に対応する位相遅延を決定するように構成される。
【０００７】
更なる開示の実施形態では、プロセッサは、遠位端に対する組織の位置に対応する位相遅延を決定するように構成される。
【０００８】
更なる開示の実施形態では、プローブは、遠位端内に位置決めされる位置センサを備え、プロセッサは、位置センサからの位置信号に応答して遠位端の場所を決定し、かつその場所に対応する位相遅延を決定するように構成される。
【０００９】
代替実施形態では、コイルのうちの少なくとも１つは、遠位端のための位置信号を提供するように構成され、プロセッサは、位置信号に応答して遠位端の場所を決定し、かつその場所に対応する位相遅延を決定するように構成される。
【００１０】
更なる代替実施形態では、空間的に分離されたコイルは、直線上に位置付けられる。あるいは、空間的に分離されたコイルは、曲線上に位置付けられる。
【００１１】
更なる代替実施形態では、コイルは等距離離間される。
【００１２】
別の代替実施形態では、プローブは、磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）環境に適合し、かつ可撓性挿入管を体腔にロボット的に挿入するように構成されたロボット駆動装置を備える。
【００１３】
本発明の更なる開示の実施形態によると、
体腔に挿入するための遠位端を有する可撓性挿入管と、
遠位端内に位置付けられた空間的に分離された第１の平面コイルの第１のアレイであって、その第１の平面コイルのそれぞれの平面は、第１の平面に対して平行である、空間的に分離された第１の平面コイルの第１のアレイと、
遠位端内に位置付けられた空間的に分離された第２の平面コイルの第２のアレイであって、その第２の平面コイルのそれぞれの平面は、第１の平面に対して直角である第２の平面に対して平行である、空間的に分離された第２の平面コイルの第２のアレイと、
体腔内の組織の磁気共鳴に応答して第１及び第２の平面コイルによって生成されるそれぞれの第１及び第２の信号を処理し、組織を撮像するために、第１のコイル間の第１の分離に対応する第１の位相遅延を加えながら第１の信号を処理し、かつ、第２のコイル間の第２の分離に対応する第２の位相遅延を加えながら第２の信号を処理するように構成された、プロセッサと、を備える医療用プローブもまた提供される。
【００１４】
典型的には、少なくとも１つの第１の平面コイル及び少なくとも１つの第２の平面コイルは、共通中心を有する。一実施形態では、第１の平面コイルのそれぞれの平面は、第１の平面に共通している。
【００１５】
本発明の更なる実施形態によると、
可撓性挿入管と遠位端とを有するプローブを体腔に挿入することと、
空間的に分離されたコイルのアレイを、前記遠位端内に位置付けることと、
体腔内の組織を撮像するために、コイル間の分離に対応する位相遅延を加えながら、組織の磁気共鳴に応答してコイルによって生成されるそれぞれの信号を処理することと、を含む、磁気共鳴撮像方法もまた提供される。
【００１６】
いくつかの実施形態では、この方法は、磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）環境に適合するロボット駆動装置を使用して、プローブを体腔にロボット的に挿入することを含む。
【００１７】
本発明の代替実施形態によると、
可撓性挿入管と遠位端とを有するプローブを体腔に挿入することと、
第１の平面コイルのそれぞれの平面が第１の平面に対して平行になるように、空間的に分離された第１の平面コイルの第１のアレイを、遠位端内に位置付けることと、
第２の平面コイルのそれぞれの平面が、第１の平面に対して直角である第２の平面に対して平行になるように、空間的に分離された第２の平面コイルの第２のアレイを、遠位端内に位置付けることと、
体腔内の組織を撮像するために、第１のコイル間の第１の分離に対応する第１の信号に第１の位相遅延を加えながら、かつ第２のコイル間の第２の分離に対応する第２の信号に第２の位相遅延を加えながら、組織の磁気共鳴に応答して第１及び第２の平面コイルによって生成されるそれぞれの第１及び第２の信号を処理することと、を含む、磁気共鳴撮像方法もまた提供される。
【００１８】
本発明は、以下の実施形態の詳細な説明を、それら図面と総合すれば、より十分に理解されるであろう。
【図面の簡単な説明】
【００１９】
【図１】本発明の一実施形態による、増強磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）のためのシステムの概略描写図。
【図２】本発明の一実施形態によるプローブの遠位端を断面で示す概要図。
【図３】本発明の代替実施形態による遠位端を断面で示す概要図。
【図４】本発明の一実施形態によるプローブの代替遠位端を示す概要図。
【図５】本発明の一実施形態によるプローブの更なる代替遠位端を示す概要図。
【発明を実施するための形態】
【００２０】
概論
本発明の一実施形態において、医療用プローブ（典型的にはカテーテル）は、患者の体腔に挿入するための遠位端を有する可撓管を含む。プローブは、患者に行われる磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）を用いた処置の間に使用されるように構成される。空間的に分離されたコイルのアレイが遠位端内に位置付けられ、そのコイルは、典型的には、各コイルの面が全てのコイル面に共通である単一面内に位置決めされるように、遠位端内で配向される。典型的には、必須ではないが、コイルは、互いに等距離に離間配置される。
【００２１】
処置の間、原子核（典型的には水素原子核）がそれらの平衡状態から励起され、磁気共鳴を起こし、平衡状態に緩和するときに高周波（ＲＦ）信号を放出する。信号は、処置の間に使用されるＭＲＩスキャナの中のコイル（患者の外部）によって検出され、患者を撮像するために使用される。更に、プロセッサは、遠位端内のコイルをアンテナのフェーズドアレイとして動作させ、遠位端に対して及び遠位端に近接して測定した場合に、特定の方向又は特定の位置からの信号を最大化するために、コイルに異なる位相遅延を加える。プロセッサは、特定の方向に又は特定の位置から組織を撮像するために、信号を分析することができる。
【００２２】
典型的には、プロセッサは、遠位端のコイルのフェーズドアレイからの信号を使用して、ＭＲＩスキャナの受信コイルによって形成される、遠位端の周囲領域の画像を増強する。増強は、高い解像度、撮像時間の高速化、及び／又は画像の改善された物理的若しくは化学的な組織の差別化という形をとり得る。このような増強は、処置を行う操作者の、処置の進行状態を判定する能力を改善する。例えば、心臓のアブレーション処置の間にＭＲＩが適用される場合、増強ＭＲＩ画像は、増強されていないＭＲＩ画像と比べて、焼灼されている組織の温度のより正確な測定を提供し得る。
【００２３】
詳細な説明
ここで、本発明の一実施形態による、増強磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）のためのシステム２０の概略描写図である図１を参照する。システム２０は、ＭＲＩスキャナ２２と、カテーテルなどのプローブ２４と、制御コンソール２６とを備える。以下に記載されるように、プローブ２４は、典型的には患者３２の体腔内に含まれる組織の増強ＭＲＩ画像を提供するように構成されるが、これは典型的には、プローブの唯一の機能ではない。例えば、プローブ２４は、プローブの遠位端３４内の電極３５を使用して、患者３２の心臓２８の特定の心腔内の電位をマッピングするためにも使用され得る。いくつかの実施形態では、プローブ２４は、心臓焼灼を行うなど、追加の目的のために使用され得る。更に別の方法としては、プローブ２４は、変更すべきところは変更して、心臓又はその他の身体器官において、その他の治療及び／又は診断目的のために使用され得る。
【００２４】
心臓専門医などの操作者３０は、プローブの遠位端３４が体腔に入るように、患者３２の血管系を通してプローブ２４を挿入する（本明細書では、撮像されるのは心腔であると仮定する）。遠位端３４については、図２を参照してより詳細に例示及び説明する。コンソール２６は、磁気位置検知を用いて、心臓２８内部の遠位端３４の配向及び位置座標を決定する。その検知では、コンソール２６は駆動回路３６を動作させ、この駆動回路３６は、既知の位置、例えば、患者の胴体の下方に設置された、典型的にはコイルを含む磁場発生器３８を駆動する。位置センサとしての機能を果たし、本明細書では位置センサとも呼ばれる磁場トランスデューサ３７が、遠位端３４に取り付けられる。位置センサ３７は、コイルからの磁場に応答して電気信号を生成し、それによりコンソール２６は、場所（即ち、発生器３８及び患者３２に対する心腔内の遠位端３４の配向及び位置）を決定することができる。
【００２５】
本発明の例では、システム２０は、磁気に基づくセンサを使用して遠位端３４の場所（即ち、配向及び位置）を測定するが、位置座標を測定するために他の位置追跡技術（例えば、インピーダンスに基づく技術）を用いてもよい。磁気位置追跡技術については、例えば、その開示内容を参照により本明細書に援用する米国特許第５，３９１，１９９号、同第５，４４３，４８９号、同第６，７８８，９６７号、同第６，６９０，９６３号、同第５，５５８，０９１号、同第６，１７２，４９９号、同第６，１７７，７９２号に述べられている。インピーダンスに基づく位置追跡技術については、例えば、その開示内容を参照により本明細書に援用する米国特許第５，９８３，１２６号、同第６，４５６，８６４号、及び同第５，９４４，０２２号に述べられている。
【００２６】
ＭＲＩスキャナ２２は、一緒になって空間的に異なる磁場Ｂ（ｘ、ｙ、ｚ）を生成する、傾斜磁場コイルなどの磁場コイル２９を備える。空間的に異なる磁場は、スキャナ内で生成される高周波（ＲＦ）信号の空間位置確認を提供する。更に、スキャナは、送信／受信コイル３１を備える。送信モードにおいて、コイル３１は、患者３２に対してＲＦエネルギーを放射し、このＲＦエネルギーは患者の組織の核スピンと相互作用し、それによって原子核の磁気モーメントを、それらの平衡位置から離れて再整列させる。受信モードにおいて、コイル３１は、組織の原子核がそれらの平衡状態に緩和するときに患者の組織から受け取るＲＦ信号を検出する。所与の領域内の原子核の緩和によって生成される信号の周波数（ラーモア周波数）は、その領域の磁場と正比例の関係であり、比例定数は原子の磁気回転比γで与えられる。したがって、水素原子核に関して下記式（１）：
【数１】
2014008412.tif 000003
（式中、ｆ（ｘ、ｙ、ｚ）は、緩和水素原子核によって点（ｘ、ｙ、ｚ）から放射される周波数であり、
Ｂ（ｘ、ｙ、ｚ）は、この点の磁場であり、
【数２】
2014008412.tif 000004
は、約４２．６ＭＨｚ・Ｔ−１に等しい）を適用する。
【００２７】
プロセッサ４０は、コイル２９を制御する（必要な傾斜磁場を形成することを含む）電気回路、並びに送信／受信コイル３１を動作させる他の電気回路を使用して、スキャナ２２を動作させる。プロセッサ４０は、コイル３１が受け取る信号を用いて、患者の心臓２８、又は少なくとも撮像されるべき心腔のＭＲＩデータを取得する。これに加えて、プロセッサは、位相モジュール５０を使用して、遠位端３４内の受信コイル４８で生成された信号から、追加ＭＲＩデータを取得する。受信コイル４８、及びモジュール５０を使用する追加ＭＲＩデータの取得に関しては、以下に記載される。組み合わされたＭＲＩデータは、典型的には、（必ずしもそうではないが）多くの場合に少なくとも１回の心臓周期に亘る、心臓２８の心臓周期の多数の段階において収集される。このデータを使用して、プロセッサ４０は、心臓２８の画像４４をディスプレイ４２上で操作者３０に表示する。いくつかの実施形態では、操作者３０は、１つ以上の入力デバイス４６を使用して、画像４４を操作することができる。
【００２８】
典型的には、プロセッサ４０は汎用コンピュータで構成され、コンピュータには、本明細書に記載されている機能を実行するソフトウェアがプログラムされている。そのソフトウェアは、例えば、ネットワークを介して電子形式でプロセッサ４０にダウンロードされてもよく、あるいは、光学的、磁気的又は電子的記憶媒体などの有形の持続的な媒体上で提供されてもよい。あるいは、プロセッサ４０のいくつかの又は全ての機能は、専用の若しくはプログラム可能なデジタルハードウェア構成要素により、又はハードウエアとソフトウェア要素との組み合わせを使用して実行されることができる。
【００２９】
ｆ（ｘ、ｙ、ｚ）の値を含む受信信号を用いるプロセッサ４０に加えて、平衡状態に緩和する原子核の減衰速度、並びに原子核をそれらの平衡状態に励起する送信されたＲＦ磁場のパラメータなどの他の因子が、患者の画像を生成する際にプロセッサによって用いられる。かかる因子は、磁気共鳴映像法の分野の当業者には明らかであろう。
【００３０】
典型的なＭＲＩシステムは、約０．５Ｔ〜約３Ｔの磁場を生成する主磁石を有するが、これらの値の範囲外の磁場も可能である。上述のように、空間的勾配を主磁場に適用して、生成されたＲＦ信号の空間位置確認を提供する。説明を明瞭にするために、本明細書の説明では、主磁場は２Ｔであると仮定し、当業者は、変更すべきところは変更して、本説明を２Ｔ以外の主磁場に適応させることができるであろう。２Ｔの磁場における水素原子核のラーモア周波数は約８５ＭＨｚであり、本説明では、この値は、水素原子核がそれらの平衡状態に緩和するときの水素原子核、及び緩和核によって放射される高周波エネルギーの歳差運動周波数であると仮定する。システム２０において、放射エネルギーはコイル３１及びコイル４８によって検出される。
【００３１】
自由空間中で、周波数８５ＭＨｚの電磁波は、約３．５ｍの波長を有する。しかしながら、患者が主に水から形成されていると仮定すれば、患者環境内の波長は、水の比誘電率により低減される。７０に等しい比誘電率（正常体温の患者及びここで考慮される周波数における水の概略値）では、８５ＭＨｚの電磁波の波長は約４２ｃｍである。
【００３２】
システム２０は、本明細書に記載する処置を実行するように好適に変更された、Ｂｉｏｓｅｎｓｅ  Ｗｅｂｓｔｅｒ，Ｉｎｃ．（３３３３  Ｄｉａｍｏｎｄ  Ｃａｎｙｏｎ  Ｒｏａｄ，Ｄｉａｍｏｎｄ  Ｂａｒ，ＣＡ  ９１７６５）から入手可能なＣＡＲＴＯ  ＸＰ  ＥＰ  Ｎａｖｉｇａｔｉｏｎ  ａｎｄ  Ａｂｌａｔｉｏｎ  Ｓｙｓｔｅｍとして実現されてもよい。
【００３３】
図２は、本発明の一実施形態による遠位端３４を断面で示す概要図である。以下の説明を明確かつ簡単にするために、遠位端３４は、一組のｘｙｚ直交軸に関して描かれており、紙面はｙｚ面に対応する。遠位端は略円筒形であるものと仮定し、例として、ｚ軸に平行な対称軸６０を有するものと仮定する。当業者は、本明細書の説明を、断面が円形でない場合がある遠位端、及び／又はＢｉｏｓｅｎｓｅ  Ｗｅｂｓｔｅｒ，Ｉｎｃ．製の「ラッソー」カテーテルなどの曲線形状を有し得る遠位端に適応することができるであろう。
【００３４】
遠位端３４は、電極３５とトランスデューサ３７とを備え、かつ概ね類似した平面的受信コイル４８のアレイを更に備え、その受信コイル４８は、必要に応じて、識別数字４８の添え字として付け加えられる文字を有することによって差異化される。コイル４８のアレイは、２つ以上の任意の都合の良い整数のコイルを備えてもよく、３つのかかるコイルが図２に示されている。本明細書に記載される実施形態では、コイル４８は、互いに距離ｄだけ離されて、等距離に離間配置されるものと仮定する。加えて、各コイルは、各コイルの面がｙｚ面に平行な共通平面を画定し、かつコイルの中心が遠位端３４の軸６０上に位置するように整列されるものと仮定する。各コイルは、対応のケーブル配線６６によって位相モジュール５０に接続され、このモジュールはプロセッサ４０によって操作される。
【００３５】
遠位端３４は、典型的には、約２又は３ミリメートルの直径を有し、それにより、コイル４８は、典型的には、これより小さい寸法を有する、即ち、コイル４８は約１〜２ｍｍの寸法を有する。プロセッサ４０は、ケーブル配線６６及び位相モジュール５０を介して、ＭＲＩ処置中に緩和する水素原子核からの放射電磁エネルギーのための受信アンテナとして、コイルを操作する。上述のように、放射エネルギーの波長は約４２ｃｍであるので、コイル４８は、それらの寸法に起因して、電磁放射線の磁場に応答する小型ループアンテナとしての機能を果たす。したがって、コイル４８は、コイルの平面、即ち、コイルの共通ｙｚ面内に最大利得を有し、その理由は、この平面内に位置する組織の原子核により放出される放射線は、この平面に対して直角の磁場成分を有し得るからである。ｘ軸上の組織に位置する原子核は、コイルの平面に対して平行な磁場成分を有する放射線を放出するので、コイル４８は、コイルに対して直角に、即ち、ｘ方向に最小（理論的にゼロ）利得を有する。
【００３６】
本発明の実施形態では、プロセッサ４０は、コイル４８を受信アンテナのフェーズドアレイとして作動させるために位相モジュール５０を使用するので、アレイは合成開口を有する。図２に示される第１の実施形態では、波長λを有し、軸６０と角度θをなすコイルへの入射は、実質的に平行になるように遠位端３４から十分に遠くで生成されるものと仮定する。この場合、コイル４８Ａに衝突する平面波面６４は、コイル４８Ｂに衝突するときの波面から
【数３】
2014008412.tif 000005
だけ位相が先行する。同様に、コイル４８Ｂに衝突する波面は、コイル４８Ｃに衝突する波面から
【数４】
2014008412.tif 000006
だけ先行する。入射の検出を最大にするために、位相モジュール５０は、コイル４８Ａにおいて受信される信号に
【数５】
2014008412.tif 000007
の位相遅延を、かつコイル４８Ｂにおいて受信される信号に
【数６】
2014008412.tif 000008
の位相遅延を加え、これら位相遅延はコイル４８Ｃにおける信号と比較して測定される。したがって、隣接するコイル間には式（２）で与えられる位相遅延φが存在する。
【数７】
2014008412.tif 000009
【００３７】
広くは、距離ｄだけ離間したＮ個のコイル４８のアレイでは（Ｎは２以上の整数である）、モジュール５０は、軸６０と角度θをなす放射線を検出するために、コイルのそれぞれに
【数８】
2014008412.tif 000010
と等しい（Ｎ−１）位相遅延を加える。加えられた位相遅延は、単一コイルの利得に比べて、コイル４８のアレイの利得を、角度θによって画定される方向にＮ倍増加させる。更に、加えられた位相遅延は、アレイに、軸６０に対する角度θと異なる角度をなす波長λの放射線を除去させる。事実上、Ｎが増加するにつれて、アレイの「受信ローブ」は狭まり、角度θによって画定される方向に長さが増加する。
【００３８】
（ｚ軸に対して平行な）遠位端軸６０と一致する（θ＝０）放射線を検出するために、モジュール５０は、式（２）を用いて、隣接するコイル間に
【数９】
2014008412.tif 000011
の等しい位相遅延を加える。上で与えられたλの例示的な値である４２ｃｍを用い、遠位端におけるコイル４８の物理的分離であるｄの値を１ｃｍと仮定すると、モジュール５０は、遠位端軸への放射線を検出するために、隣接するコイル間に
【数１０】
2014008412.tif 000012
の位相遅延を加える。
【００３９】
再度式（２）を考慮すると、θ＝９０°の、即ち、ｚ軸に対して直角の放射線を検出するため、モジュール５０は、隣接するコイル間に等しい位相遅延０を加える。換言すれば、モジュール５０は、全てのコイルを同じ位相で受信するように構成する。
【００４０】
したがって、隣接するコイル間に加える位相遅延の値を選択することにより、モジュール５０は、実質的に平行であると考えることができる任意の入射に対して、コイルの受信方向を配向させることができる。
【００４１】
上の説明は、コイル４８が直線に沿って配置され、かつ等間隔であると仮定した。当業者は、変更すべきところは変更して、等間隔でない及び／又は湾曲線分上に配置されたコイルのアレイに入射する実質的に平行な放射線に、本説明を適応させることができるであろう。かかる実施形態は全て、本発明の範囲内であると想定される。
【００４２】
コイル４８の任意の所与の受信方向に対し、組織の緩和核は、式（１）で示すように、コイル２９（図１）によって加えられる空間的に異なる磁場のせいで、異なる周波数を放出する。式（１）及び（２）の組み合わせを用いることにより、プロセッサ４０は、受信方向に沿った特有の位置からの信号を分離するために、選択された受信方向を有するように構成されたコイル４８の信号を用いることができる。各位置（ｘ、ｙ、ｚ）における組織内の原子核は、対応する波長λ（ｘ、ｙ、ｚ）を有する周波数ｆ（ｘ、ｙ、ｚ）を放出する。２つの式を用いることで、コイル４８の受信方向のみを考慮する場合に生じ得る組織位置のあらゆるエイリアシングを防止する。
【００４３】
上記説明は、遠位端３４に対して測定される特有の位置からの信号を、プロセッサ４０がどのように分離することができるかを説明している。同様に上述されるように、プロセッサ４０は、トランスデューサ３７を使用して、患者３２に対する遠位端３４の位置及び配向を測定することができる。プロセッサ４０は、２組の測定を組み合わせて、患者３２に対する、コイル４８の信号を生成している特有の位置を参照する。
【００４４】
プロセッサ４０は、特有の位置の増強画像を得るために、特有の位置からの信号を分離するように上記のように処理されたコイル４８のアレイからの信号を、受信コイル４９からの信号と組み合わせる。特有の位置は遠位先端４８の領域内にあり、画像の増強は、高い解像度、撮像時間の高速化、及び／又は特有の位置の領域内の改善された組織の差別化を含み得る。改善された差別化は、組織密度の相違及び／又は組織の化学組成の相違など、その領域の組織の物理的及び／又は化学的相違を含み得る。あるいは又はこれに加えて、物理的相違は、組織の相対温度及び／又は絶対温度の推定を含み得る。
【００４５】
一実施形態において、患者３２に行われる医療処置中、上述の画像増強は、操作者３０が処置を実施するのを容易にする。例えば、処置が心臓組織の焼灼を含む場合、増強は、焼灼された組織の温度の改善された測定を含み得る。焼灼されている際の組織の温度のかかる測定は、操作者３０が焼灼の進行具合を判断できるようにする。
【００４６】
図３は、本発明の代替実施形態による遠位端３４を断面で示す概要図である。以下に記載される違いを除き、この代替実施形態における遠位端３４の動作は、図２を参照して上述された構造の遠位端の動作と概ね同様であり、両方の図において同じ参照番号で示される要素の構造及び動作は、概ね同様である。
【００４７】
図２を参照して記載された遠位端３４の動作では、コイルのアレイは、コイルによって受信されるとき及びコイルに対して測定されるときに実質的に平行である放射線を検出するように構成される。それに対して、以下の説明では、プロセッサ４０は、コイル４８の動作を、非平行放射線を検出するように構成する。
【００４８】
説明を明瞭にするために、ｙｚ面内の場所Ｐは、原子核がそれらの平衡状態に緩和するときにラーモア周波数の放射線を放出する組織の原子核を示すものと仮定する。簡略化のため、場所Ｐは、コイル４８Ａと同じｚ値を有し、コイルから距離Ｌ（ｄ１でも示される）であると仮定する。
【００４９】
この図に示されるように、場所Ｐから放出される球状波面７０は、第２のコイル４８Ｂに到達する場合の波面より、下記式（３）で与えられる距離ｄ２だけ先行する。
【数１１】
2014008412.tif 000013
【００５０】
したがって、第１のコイル４８Ａにおける位相と比較すると、第２及び第３のコイル４８Ｂ、４８Ｃにおいて、下記式（４）：
【数１２】
2014008412.tif 000014
（式中、λ（Ｐ）は、点Ｐの組織原子核により放出される放射線の波長である）によって与えられる位相差δ２、δ３が存在する。
【００５１】
広くは、コイル４８のアレイ中のｑ番目のコイルに関し、第１のコイルと比較した位相差は、下記式（５）によって与えられる。
【数１３】
2014008412.tif 000015
【００５２】
プロセッサ４０は、場所Ｐから受け取る信号を最大にするために、式（４）及び（５）の結果を用いて、１、２、．．．、Ｎ個のコイル４８のアレイ（第１のコイルはコイル４８Ａであると仮定する）に対し、下記式（６）に従って対応の位相遅延φ１、φ２、φ３、．．．φＮを加えてもよい。
【数１４】
2014008412.tif 000016
【００５３】
式（６）から明らかのように、コイルへの入射が非平行である場合、プロセッサ４０はコイル４８に等しくない位相遅延を加える。
【００５４】
当業者は、変更すべきところは変更して、遠位端３４の領域内の任意の場所Ｐ、並びに等間隔でない及び／又は直線上に配置されていないコイル４８のアレイに、上記分析を適応させることができるであろう。平行入射に関して上述したように（図２）、非平行入射の場合には、プロセッサ４０は、エイリアシングを克服するために式（１）を適用し、遠位端に近接した特定領域を一意に識別してもよい。
【００５５】
図４は、本発明の一実施形態による遠位端１３４を断面で示す概要図である。以下に記載される違いを除き、遠位端１３４の動作は、遠位端３４（図２及び図３）のものと概ね同様であり、両方の実施形態において同じ参照番号によって示される要素は、概ね同様の構成及び動作を有する。
【００５６】
遠位端１３４において、概ね同様の平面受信コイル１４８の第２のアレイが、遠位端内に位置付けられる。コイル１４８は、必要に応じて、数字１４８に付け加えられた文字を有することによって差異化される。コイル１４８は、各コイルの平面がｘｚ平面に対して平行な共通平面を画定するように配向される。これは、ｙｚ面に対して平行に配向されるコイル４８と対照的である。
【００５７】
一実施形態において、第２のアレイ中のコイル１４８の数は、コイル４８の数と同じであり、コイル１４８の中心は、コイル４８の中心と一致するように配置される。しかしながら、例えば、２つのアレイ中に異なる数のコイルを有する、及び／又は第１のアレイのコイル４８とは異なって離間配置された若しくは位置付けられた第２のアレイのコイルを有するなど、コイル１４８の他の配置が可能であり、かかる配置は全て本発明の範囲に包含される。
【００５８】
プロセッサ４０は、実質的にコイル４８（図２及び図３）に関して上述した通りにコイル１４８を動作させ、遠位端１３４に近接した選択位置から、又はその端部に対する選択方向からの信号を最大化するために、コイル１４８によって受け取られる信号に位相遅延を加える。コイル１４８はｘｚ平面内に位置するように配向されるので、コイルを含むｘｚ平面内の組織の原子核は、コイルにおいて最大信号を生成する。したがって、プロセッサは、コイルの２つのアレイ（コイル４８及びコイル１４８）に特定の位相遅延を加えることにより、遠位先端１３４を囲む完全な３次元領域からの信号を選択及び受信することが可能になる。上述のように、プロセッサ４０は、いかなるエイリアシングを克服するために式（１）を適用し、遠位端１３４に近接した特定領域を一意に識別してもよい。
【００５９】
図５は、本発明の一実施形態による遠位端２３４を断面で示す概要図である。以下に記載される違いを除き、遠位端２３４の動作は、遠位端１３４及び３４（図２、図３、及び図４）のものと概ね同様であり、３つの実施形態において同じ参照番号によって示される要素は、概ね同様の構成及び動作を有する。
【００６０】
遠位端２３４において、概ね同様の平面受信コイル２４８の第３のアレイが、遠位端内に位置付けられる。コイル２４８は、必要に応じて、数字１４８に付け加えられた文字を有することによって差異化される。コイル２４８は、各コイルのそれぞれの平面がｘｙ平面に対して平行となるように配向され、コイルは、全てのコイル２４８に共通するｘｙ平面が存在しないように位置決めされる。典型的には、コイル４８、１４８、及び２４８のアレイは、図のように、直交する３つのコイルの複数の組として遠位端内に配置され、３つのコイルの各組は、共通のコイル中心を有する。
【００６１】
コイル２４８は、対応のｘｙ平面内に最大利得を（及び軸６０に沿って理論的にゼロ利得を）有する。共通のｘｙ平面を有さないコイル２４８にもかかわらず、実質的にコイル４８及び１４８に関して上記したように、プロセッサ４０は、軸６０以外の方向から、並びに軸上にない位置から発する信号を最大化するために、コイル２４８によって受け取られる信号を選択し、その信号に異なる位相遅延を加えるように構成され得ることが、当業者には明らかであろう。
【００６２】
したがって、プロセッサは、コイルの３つのアレイ（コイル４８、コイル１４８、及びコイル２４８）に特定の位相遅延を加えることにより、遠位先端２３４を囲む完全な３次元領域からの信号を選択及び受信することが可能になる。上述のように、プロセッサ４０は、エイリアシングを克服するために式（１）を適用し、遠位端２３４付近の特定領域を一意に識別してもよい。
【００６３】
上述の実施形態は、磁場トランスデューサ３７が別個の構成要素としてプローブ２４の遠位端内に取り付けられて、遠位端の配向及び位置を決定するように作動されると仮定した。本発明のいくつかの実施形態では、コイル３４、１３４、及び／又はコイル２３４の少なくともいくつかは、上述のコイル機能に加えて、トランスデューサ３７としても機能するように構成される。これら実施形態では、遠位端内において別個のトランスデューサ３７を必要としない場合がある。
【００６４】
上の説明は、操作者３０によってプローブ２４が患者３２の体腔に手動で挿入されると仮定した。本発明の代替実施形態では、プローブは、ロボット的に患者の体腔に挿入されてもよい。プローブ用のロボット駆動装置は、Ｇｏｖａｒｉらに付与された「Ｒｏｂｏｔｉｃ  Ｄｒｉｖｅ  ｆｏｒ  Ｃａｔｈｅｔｅｒ」と題する米国特許出願第２０１１／００４０１５０号に記載されており、その特許出願は参照により本明細書に組み込まれる。当業者は、変更すべきところは変更して、プローブ２４用のロボット駆動装置がＭＲＩ環境での操作に適合するようにこれを実施するために、その出願の説明を適応させることができるであろう。かかる適応としては、例えば、先述の出願に記載される駆動装置又はモジュールの強磁性元素を、ポリイミドベースの材料などの非磁性体で置き換えることが挙げられる。あるいは又はこれに加えて、適応は、磁場を用いる要素を、ＭＲＩ適合性の等価要素で置き換えることが挙げられる。例えば、インダクション又はステッピングモーターを、非磁性部品を有する空気駆動モータで交換することができる。
【００６５】
上述した実施形態は一例として記載されたものであり、本発明は、本明細書において上に具体的に図示及び説明した内容に限定されないことが明らかとなろう。むしろ本発明の範囲には、上記に述べた様々な特徴の組み合わせ及び部分的組み合わせの両方、並びにそれらの変形形態及び修正形態が含まれ、これらは、上述の説明を読めば当業者には思いつくものであり、先行技術では開示されていないものである。
【００６６】
〔実施の態様〕
（１）  医療用プローブであって、
体腔に挿入するための遠位端を有する可撓性挿入管と、
前記遠位端内に位置付けられた空間的に分離されたコイルのアレイと、
前記体腔内の組織の磁気共鳴に応答して前記コイルによって生成されるそれぞれの信号を処理し、かつ、前記組織を撮像するために、前記コイル間の分離に対応する位相遅延を加えながら前記信号を処理するように構成されたプロセッサと、を備える、医療用プローブ。
（２）  前記コイルが平面的であり、前記コイルのそれぞれの平面が共通平面を含む、実施態様１に記載の医療用プローブ。
（３）  前記コイルによって生成される前記信号が最大値であるように、前記組織が前記共通平面内に位置する、実施態様２に記載の医療用プローブ。
（４）  前記プロセッサが、前記遠位端に対する前記組織の方向に対応する前記位相遅延を決定するように構成される、実施態様１に記載の医療用プローブ。
（５）  前記プロセッサが、前記遠位端に対する前記組織の位置に対応する前記位相遅延を決定するように構成される、実施態様１に記載の医療用プローブ。
【００６７】
（６）  前記遠位端内に位置決めされる位置センサを備え、前記プロセッサが、前記位置センサからの位置信号に応答して前記遠位端の場所を決定し、かつ前記場所に対応する前記位相遅延を決定するように構成される、実施態様１に記載の医療用プローブ。
（７）  前記コイルのうちの少なくとも１つが、前記遠位端のための位置信号を提供するように構成され、前記プロセッサが、前記位置信号に応答して前記遠位端の場所を決定し、かつ前記場所に対応する前記位相遅延を決定するように構成される、実施態様１に記載の医療用プローブ。
（８）  前記空間的に分離されたコイルが、直線上に位置付けられる、実施態様１に記載の医療用プローブ。
（９）  前記空間的に分離されたコイルが、曲線上に位置付けられる、実施態様１に記載の医療用プローブ。
（１０）  前記コイルが、等距離離間される、実施態様１に記載の医療用プローブ。
【００６８】
（１１）  磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）環境に適合し、かつ前記可撓性挿入管を前記体腔にロボット的に挿入するように構成されたロボット駆動装置を備える、実施態様１に記載の医療用プローブ。
（１２）  医療用プローブであって、
体腔に挿入するための遠位端を有する可撓性挿入管と、
前記遠位端内に位置付けられた空間的に分離された第１の平面コイルの第１のアレイであって、該第１の平面コイルのそれぞれの平面は、第１の平面に対して平行である、空間的に分離された第１の平面コイルの第１のアレイと、
前記遠位端内に位置付けられた空間的に分離された第２の平面コイルの第２のアレイであって、該第２の平面コイルのそれぞれの平面は、前記第１の平面に対して直角である第２の平面に対して平行である、空間的に分離された第２の平面コイルの第２のアレイと、
前記体腔内の組織の磁気共鳴に応答して前記第１及び第２の平面コイルによって生成されるそれぞれの第１及び第２の信号を処理し、前記組織を撮像するために、前記第１のコイル間の第１の分離に対応する第１の位相遅延を加えながら前記第１の信号を処理し、かつ、前記第２のコイル間の第２の分離に対応する第２の位相遅延を加えながら前記第２の信号を処理するように構成された、プロセッサと、を備える、医療用プローブ。
（１３）  少なくとも１つの第１の平面コイル及び少なくとも１つの第２の平面コイルが、共通中心を有する、実施態様１２に記載の医療用プローブ。
（１４）  前記第１の平面コイルの前記それぞれの平面が、前記第１の平面に共通している、実施態様１２に記載の医療用プローブ。
（１５）  磁気共鳴撮像方法であって、
可撓性挿入管と遠位端とを有するプローブを体腔に挿入することと、
空間的に分離されたコイルのアレイを、前記遠位端内に位置付けることと、
前記体腔内の組織を撮像するために、前記コイル間の分離に対応する位相遅延を加えながら、前記組織の磁気共鳴に応答して前記コイルによって生成されるそれぞれの信号を処理することと、を含む、方法。
【００６９】
（１６）  前記コイルが平面的であり、前記コイルのそれぞれの平面が共通平面を含む、実施態様１５に記載の方法。
（１７）  前記コイルによって生成される前記信号が最大値であるように、前記組織が前記共通平面内に位置する、実施態様１６に記載の方法。
（１８）  前記遠位端に対する前記組織の方向に対応する前記位相遅延を決定することを含む、実施態様１５に記載の方法。
（１９）  前記遠位端に対する前記組織の位置に対応する前記位相遅延を決定することを含む、実施態様１５に記載の方法。
（２０）  前記遠位端内に位置センサを位置決めすることと、前記位置センサからの位置信号に応答して前記遠位端の場所を決定することと、前記場所に対応する前記位相遅延を決定することと、を含む、実施態様１５に記載の方法。
【００７０】
（２１）  前記コイルのうちの少なくとも１つが、前記遠位端のための位置信号を提供するように構成され、前記方法が、前記位置信号に応答して前記遠位端の場所を決定することと、前記場所に対応する前記位相遅延を決定することと、を更に含む、実施態様１５に記載の方法。
（２２）  前記空間的に分離されたコイルが、直線上に位置付けられる、実施態様１５に記載の方法。
（２３）  前記空間的に分離されたコイルが、曲線上に位置付けられる、実施態様１５に記載の方法。
（２４）  前記コイルが、等距離離間される、実施態様１５に記載の方法。
（２５）  磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）環境に適合するロボット駆動装置を使用して、前記プローブを前記体腔にロボット的に挿入することを含む、実施態様１５に記載の方法。
【００７１】
（２６）  磁気共鳴撮像方法であって、
可撓性挿入管と遠位端とを有するプローブを体腔に挿入することと、
第１の平面コイルのそれぞれの平面が第１の平面に対して平行になるように、空間的に分離された該第１の平面コイルの第１のアレイを、前記遠位端内に位置付けることと、
第２の平面コイルのそれぞれの平面が、前記第１の平面に対して直角である第２の平面に対して平行になるように、空間的に分離された該第２の平面コイルの第２のアレイを、前記遠位端内に位置付けることと、
前記体腔内の組織を撮像するために、前記第１のコイル間の第１の分離に対応する第１の信号に第１の位相遅延を加えながら、かつ前記第２のコイル間の第２の分離に対応する第２の信号に第２の位相遅延を加えながら、前記組織の磁気共鳴に応答して前記第１及び第２の平面コイルによって生成されるそれぞれの前記第１及び第２の信号を処理することと、を含む、方法。
（２７）  少なくとも１つの第１の平面コイル及び少なくとも１つの第２の平面コイルが、共通中心を有する、実施態様２６に記載の方法。
（２８）  前記第１の平面コイルの前記それぞれの平面が、前記第１の平面に共通している、実施態様２６に記載の方法。
【図１】
2014008412.tif 000017
【図２】
2014008412.tif 000018
【図３】
2014008412.tif 000019
【図４】
2014008412.tif 000020
【図５】
2014008412.tif 000021
【外国語明細書】
2014008412000001.pdf