JP2000509296A

JP2000509296A - 磁気共鳴画像作成及び分光分析の方法並びに関連する装置

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Publication number: JP2000509296A
Application number: JP9538187A
Authority: JP
Inventors: オーカリ，オーガン; アタラー，アージン
Original assignee: Johns Hopkins University
Current assignee: Johns Hopkins University
Priority date: 1996-04-25
Filing date: 1997-04-18
Publication date: 2000-07-25
Also published as: CA2252431A1; AU2674897A; ATE337558T1; CA2252431C; EP0898716A1; CA2648973A1; CA2648973C; WO1997040396A1; US5928145A; DE69736550T2; EP0898716B1; AU729864B2; DE69736550D1

Abstract

(57)【要約】本発明は、検体の磁気共鳴像作成及び分光分析の方法を提供するもので、主磁界内部に検体を配置し、検体の近傍にループレスアンテナ部を有するアンテナを導入する。ラジオ周波数パルスは関連領域へ供給されて、磁気共鳴信号を励起し、勾配磁気パルスが関連領域へ付加され、アンテナは磁気共鳴信号を受信し、応答性出力信号を送信する。プロセッサは応答性出力信号を処理し、像情報を供給して所望の要領にて表示される。望ましい形態の方法では、可撓性アンテナの使用を含んでいる。望ましい他の形態の方法では、インピーダンス整合回路の使用を含んでおり、該回路は、ループレスアンテナとプロセッサの間にて電気的に繋がれており、ループレスアンテナからプロセッサまで、ラジオ周波数電力伝送及び磁気共鳴信号−ノイズ比を向上させる。この方法は、広範囲に亘る検体に用いられ、望ましい例として、アテローム斑の決定を容易にできるようにするため、患者の小血管の中へ導入するのに使用される。斑の除去のような医学的処置を、本発明の画像作成とほぼ同時に使用することができる。対応する装置及び磁気共鳴アンテナ装置が配備される。

Description

【発明の詳細な説明】磁気共鳴画像作成及び分光分析の方法並びに関連する装置発明の背景発明の分野本発明は広範囲に亘る検体について、磁気共鳴画像作成(magnetic resonance imaging)及び分光分析を行なうための改良された方法及び装置に関するもので、一実施例として、小さな血管におけるアテローム斑及びその構成成分の存在を調べるのに用いられる。従来技術の説明磁気共鳴技術を使用することの利点は、患者の画像を安全かつ迅速に得られることであり、以前から使用されている。また、化学シフトスペクトルの作成に磁気共鳴技術を利用して、物質の化学量に関する情報を提供することも知られている。一般的な意味において、磁気共鳴画像の作成は、主磁界の中に配置された検体に対して、ラジオ周波数のバーストエネルギーを加えて、水素核又はその他の核からの磁気放射の応答性放出(responsive emission)を誘導することにより行われる。発せられた信号が検出され、応答の強さ、及び応答性磁気共鳴信号を発する核の空間起点 (spatial origin)に関する情報が提供されるようになされている。一般的に、像作成は、薄片状の一平面、多重平面又は３次元体の中で実行され、応答して放出された磁気放射に対応する情報はコンピュータに入力され、信号の強さに対応する数の形態の情報が格納される。画素値はフーリエ変換により、時間の関数としての信号振幅が、周波数の関数としての信号振幅に変換され、コンピュータの中に設定される。信号はコンピュータの中に格納され、増強されて、又は増強されることなく、例えばブラウン管の如き画像スクリーンディスプレイ装置へ送られ、ここで、コンピュータ出力により作成された像は、強さの異なる白黒表示されるか、色合いと強さの異なるカラー表示される。これについては、米国特許第４７６６３８１号を参照することができる。本発明の有益な使用目的の１つは、合衆国における死亡率及び疾病率の大きな原因であるアテローム病に関連づけることにある。血管壁の斑の沈着(deposit) のように、局部的形態の病気の場合、局部的な血液の流れを制限し、外科的処置を必要とすることがある。血液造影は斑によって引き起こされる管腔の狭窄を検知する有効な手段であるが、血液流の減少に到る過程の性質についての情報が得られない。残念ながら、血管内の治療方法については、正確に画像を作成する方法がないために、失敗に終わっている。外科的処置の際、血管壁の状態に関して定性的及び定量的に詳細なデータを提供できる画像作成システムは、具体的な必要性に合わせて最適化された方法を選択できるので、良い影響をもたらすことができるであろう。また、様々な形態の局部的治療に対して、正確な指針をもたらすこともできるであろう。斑の画像を作成するために、血液造影や血管内に超音波を用いることは知られている［Spears et al.，"In Vivo Coronary Angioscopy,"Journal of the Amer ican College of Cardiology ，Vol．1，pp．1311-14(1983)；and Waller et al. ，"Intravascular Ultrasound:A Histological Study of Vessel During Life,"Circulation ，Vol．85，pp．2305-10(1992)］。しかしながら、血管内に超音波を使用した場合、軟組織には反応せず、また血栓と、軟脂質斑から斑の上に重ねられた別の血栓(新しく又は器質化された)の検出に信頼性がない等、幾つかの欠点がある。さらに、この方法の場合、人工部材の存在により、トランスデューサの血管壁に対する角度は制約を受けること、また、深さの異なる位置では、画像面の解像能力はトランスデューサの孔による制約を受けるなどの問題がある。生体外で(インビトロ)磁気共鳴(ＭＲ)マイクロ画像作成装置を用いることにより、アテローム病を同定できる可能性のあることは、既に提案されている［例えば、Pearlman et al.，"Nuclear Magnetlc Resonance Microsc opy of Atheroma in Human Coronary Arteries,"Angiology，Vol．42，pp．726- 33(1991)；Asdentｅ et al.，"Evaluation of Atherosclerotic Lesions Using NMR Microimaging,"Atherosclerosis，Vol．80，pp．243-53(1990)；and Merick el et al.，"Identification and 3-d Quantification of Atherosclerosis Usi ng Magnetic resonance Imaging,"Comput ．Biol．Med.，Vol．18，pp．89-102(1 988)を参照］。ＭＲ画像(ＭＲＩ)をアテローム硬化症の定量化に使用することもまた提案されている［Merlckel et al.，"Noninvaslve Quantitative Evaluation of Atheros clerosis Using MI and Image Analysis,"Arteriosclerosis and Thrombosis，V ol．13，pp．1180-86(1993)］。頸動脈血管内膜切除術により取り除かれた血管のアテローム斑の像を作成するのに、迅速スピンエコーのＭＲ画像作成技術の使用が開示されている［Yuan et al.，"Techniques for High-Resolution MR Imaging of Atherosclerotic plaqu es,"J．Magnetic Resonance Imaging，Vol．4，pp．43-49(1994)］。画像作成時間が短くなり解像度が向上すると共に、信号−ノイズ比(ＳＮＲ)が小さくなるので、特別のラジオ周波数(ＲＦ)のレシーバコイルが作られた。この文献によれば、Ｔ１及びＴ２で重み付けされた種々のパルスシーケンスを用いて、１.５Ｔにて特別な磁気共鳴ハードウェアを使用することにより、気泡細胞、繊維性斑、器質化した血栓、新たな血栓、解放されたネクロシス及びカルシウムを識別することができることが記載されている。切除された組織試料中のアテローム斑の脂肪含有量は、化学シフト画像作成、又は化学シフト分光を利用して決定できることも提案されている［Vinltski et al.，"Magnetic Resonance Chemical Shift Imaging And Spectoroscopy of Ath erosclerotic Plaque,"Investigative Radiology，Vol．26，pp．703-14(1991) ；Maynor et al.，"Chemical Shift Imaging of Atherosclerosis at 7.0 Tesla ,"Investigative Radiology，Vol．24，pp．52-60)1989)；and Mohiaddin et al .，"Chemical Shift Magnetic Resonance Imaging of Human Atheroma,"Br ．Hea rt J. ，Vol．62，pp．81-89(1989)］。上述の先行技術文献によれば、ＭＲは、血管壁疾患を十分に特徴づける能力を有するが、小さな検体の場合には、高解像能力でインビトロで使用しないと、組織の解像度が低くなる問題があると結論されている。アテローム斑について、所望の高分解画像と分光を得るために、ターゲットの血管の近傍にコイルを配置することが知られている。楕円形のコイルを用いて、犬の心筋の³¹Ｐ分光における、ＳＮＲを向上させる試みについて記載された文献がある［Kantor et al.，"Invivo ³¹P Nuclear Mag netic Resonance Measurements in Canine Heart Using a Catheter-Coil," Circulat ion Research ，Vol. 55, pp. 261-66(Aug．1984)］。しかし、このコイルは堅く、かなり嵩ばり、心筋の分光用に作られているが、血管壁用として理想的なものではない。血管壁の画像作成用のカテーテルコイルの改良について記載された文献がある［Martin et al.，"MR Imaging of Blood Vessel with an Intravascular Coil, "J.Magn ．Reson．Imaging，Vol．2，pp．421-29(1992)；and Hurst et al.，"In travascular （Catheter） NMR Receiver Probe:Preliminary Design Analysis and Application to Canine Iliofemoral Imaging，"Magn ．Reson．Med.，Vol． 24，pp．343-57(Apr．1992)］。これらの文献によれば、直径の小さな２つのソレノイドコイルが背中どうしを合わせて用いられており、コイルが主磁界に沿って配置されるとき、良好な軸プロフィールを作り出す。生きている動物の高分解像に関する前述のMartinらの文献に記載されたシステムの使用については、Martin et al.,"Intravascular MR Imaging in a porcine Animal Model,"Magn ．Reosn．Med.，Vol．32，pp．224-29(Aug．1994)の文献を参照することができる。さらにまた、McDonald et al.，"Performance Comparis on of Several Coil Geometries for Use in Catheters，"RSNA 79t h Scientific Meeting，Radiology,Vol．189(P)，p．319(Nov．1993)の文献の要約書も参照することができる。しかしながら、これら文献の場合、長さ方向の感知領域が数mmの範囲に制限されるため、多くのスライス像を獲得できないという大きな不都合がある。さらに、コイル自体が、所望のデータ獲得効率を維持する一方で、所望のフレキシビリティを有していない。米国特許第５１７０７８９号は、核磁気共鳴(ＮＭＲ)のループ状コイルプローブを開示しており、このプローブは、検体内部へ挿入可能であると記載され、磁気共鳴分光(ＮＭＲＳ)のための開口を有している。開示されたプローブは２つの構成要素からなり、結腸又は頚管を調べる内視鏡の性質を有しており、第１の部分が体腔に挿入可能であり、第２の部分が体腔の外部にある。プローブのコイル本体は可撓性であり、挿入時に変形できるように、楕円形又は円形の形状である。結果として、コイルは挿入後に同調(tuning)させることが必要である。もしコイルが非常に堅い材料で作られると、挿入時に問題が生じるかもしれない。また、外部の同調整合回路によって、挿入深さが制限されるかもしれない。米国特許第４９３２４１１号は、管(channels)の中へ挿入するために、送信／受信コイルを有するプローブを開示しており、外科的又はその他の方法で、脳、肝臓、腎臓のような器官に挿入される。コイルはループ状であり、体内の管への挿入用として用いられるキャリアの先端に巻き付けられ、運ばれる。米国特許第４６７２９７２号に開示された核磁気共鳴プローブは、患者の体内から核磁気共鳴分光を得るためのカテーテル又は内視鏡の先端部に配備されている。多重巻きのプローブは、パラメトリック増幅器及び／又はゲートアレイが取り付けられており、コイル冷却システムも具えている。米国特許第５４１３１０４号は、バルーン、少なくとも１つのルーメン、体腔へ挿入するための可撓性コイルループを有する侵入式のＭＲ像作成トランスデューサを開示している。血管のＭＲ血液造影を選択的に行なうために、ラジオ周波数送信機コイルを有するＭＲ侵入装置を用いることは知られている。これについては、米国特許第５４４７１５６号を参照することができる。また、ラジオ周波数エネルギーが、血液の如き流体に作用しないようにするために、ファラデーケージを有する血管内挿入式カテーテルを用いることも知られている。これについては、米国特許第５４１９３２５号を参照することができる。様々なカテーテル及びガイドワイヤ（誘導線）システムについて、介入ＭＲ処置における使用のために、ＭＲ互換特性を具備させることが検討されている［Du moulin e t al.，"Real-time Positlon Monitoring of Invasive Devices Using Magnetic Resonance,"Magnetic Resonance in Medicine，Vol．29，pp．411−15(Mar．19 93)；and Abstract，Koechli et al.，"Catheters and Guide Wires for Use in an Echo-planar MR Fluoroscopy System，"RSNA 79th Scientific Meeting, Ra diology ，Vol．189(P)，p．319(Nov．1993)］。文献［McKinnon et al.，"Towards Visible Guidewire Antennas for Interve ntional MRI，"Proc ．Soc．Mag．Res.，Vol．1，p．429(Aug．1994)］に開示されたガイドワイヤアンテナは、ガイドワイヤ、バイオプシー針、ＭＲＩによって視覚的に認識できるその他の血管挿入具を作るのに利用され得ると記載されている。一例として、ＭＲＩのスタブアンテナの同軸ケーブルは、被覆部の端部から１０cmの長さ部分が取り除かれている。同軸ケーブルの一方の端部はＭＲＩスキャナーの表面コイル入力に直接接続され、他方の端部は水が充満されたファントム(phantom)の中へ入れられる。ＭＲ画像は、ケーブルの直ぐ近傍での回転に対応した明るいライン(bright line)である。好ましいＭＲＩのスタブアンテナは、直径０.２乃至１mmの未終端ツイストペアケーブルであり、対応する像ラインの幅は１乃至３mmであって、同軸ケーブルスタブアンテナよりも、上質の像が提供される。望ましい組合せは、ツイストペアケーブルを含む操縦可能な（s teerable)ガイドワイヤである。ＭＲＩが介入している間、インビボデバイスの位置を定めるために、表面コイルは、フェイズドアレイコイルと同じように、スタブアンテナから得られたデータを用いて、表面コイルからの検体の像と、スタブアンテナの像を合成することにより、ガイドワイヤアンテナと同時に用いられることができることが提案されている。侵入式装置を追跡する外部ＲＦ受信コイルにより検知されるＲＦ信号を伝送するために、ＲＦコイルを有する侵入式装置を用いることは知られている。これについては、米国特許第５４３７２７７号を参照することができる。また、外部ＲＦ送信機／受信機コイルを用いることも知られている。これについては、米国特許第５４４７１５６号を参照することができる。米国特許第５３２３７７８号は、動脈その他体内の通路に挿入するプローブを開示している。プローブは、ＭＲＩコイル、外部ＭＲＩのＲＦ源、及びハイパーサーミア療法のためのＲＦ加熱装置を有している。米国特許第５３８５５１５号は、癌組織を局部的に加熱するために、マイクロ波によるハイパーサーミアアプリケータを開示しており、上ダイポール半体と下ダイポール半体を含んでおり、両半体は同一直径である。上ダイポール半体は、絶縁された同軸ケーブルの内部導体の幅広金属が延びている。下ダイポール半体は、同軸ケーブルの外側鞘体に繋がれた金属製円筒体である。例えば、３軸ケーブルの最も外側の金属製円筒状鞘体のように、π/２(λ/４)のトランスは、その上端部が、同軸ケーブルの外側鞘体に繋がれた下ダイポール半体と分離している。トランスは、誘電性媒質で満たされており、その下端部は、同軸ケーブルの外側鞘体に繋がれている。アンテナが、散逸性媒質の中へ挿入され、同軸ケーブルを通じてマイクロ波エネルギーが与えられると、アンテナの直ぐ近傍の媒質の領域だけが加熱される。ＭＲＩはアテローム病の診断や治療を行なう上で、多くの望ましい特性を有している。例えば、斑が石灰化する前にも、病巣を直接見ることができる。しかしながら、従来の表面コイル又は本体コイルから得られるＳＮＲ又はＭＲ像では不十分である。この理由は、体外に配置されたコイルは、人体の非常に大きな領域からノイズを拾うためである。満足し得る品質を得るには、信号受信機を、関連組織(例えば、血管)にできるだけ接近させて配置させればよい。コイルを、カテーテルの先端に配置し、血管に挿入することによって解決できるかも知れないが、カテーテルコイルのインピーダンスの実数部(real part)は比較的小さいため、同調整合回路(tuning and matching circuit)は、血管内にあるコイルのすぐ後に配置される。従来の装置では、それ以外にも、ＳＮＲ損失が著しく大きいものと考えられる。他方、従来の装置では、血管内のコイルのすぐ後に同調整合回路を配置すると、あまりに厚くなりすぎて、小さな血管の中に配置することができないと考えられる。それ故、小さな管及び広範囲に及ぶその他種類の検体からインビボ(生体内)又はインビトロ獲得が可能であって、最大ＳＮＲを有する効率的なデータ獲得を行なうことができるように、検体のＭＲ画像作成及び分光分析を行なうための装置及び方法の改良が要請されている。発明の要旨この明細書の中で用いられる「検体(specimen)」なる語は、画像作成又は分光分析のための主磁界の中に配置されるループレスアンテナ以外のいかなる物体を意味するものとし、該物体として、人間を含む動物の器官、動物の前記器官から除去された生物学的組織などの供試検体、磁気共鳴技術により作像されるか又はその他の感受性核の水又は線源を含む無生物物体又は仮想体を挙げることができるが、これらに限定されるものではない。この明細書の中で用いられる「ループレスアンテナ(loopless antenna)」は、ダイポールアンテナ及びそれと同等な全てのものを含むものであり、例えば２つの極を有し、少なくともその１つの極が機械ループ(例えば、図１４参照)を含むダイポールアンテナを挙げることができるが、これに限定されるものではない。この明細書の中で用いられる「患者(patient)」なる語は、人間、及び動物のその他器官を意味するものとする。本発明は前記要請に応えるものである。本発明の方法は、検体を主磁界の中に配置し、検体の近傍にアンテナを導入し、アンテナとしてループレスアンテナを使用し、主磁界を検体の関連領域(regin of in terest)に印加し、ラジオ周波数パルスを検体の関連領域に与えて、検体内部に磁気共鳴信号を励起し、検体の関連領域に勾配磁気パルスを与えて、磁気共鳴信号を空間的にコード化し、アンテナは磁気共鳴信号を受信し応答性出力信号を送信するものであり、プロセッシング手段を用いて、応答性出力信号を受信して処理し、磁気共鳴情報に変換し、ディスプレイ手段を用いて、プロセッシング手段からの磁気共鳴情報を受信し、これを画像又は化学シフトスペクトルとして表示するものである。望ましい一実施例で用いられるアンテナは、ループレスアンテナと同軸ケーブル手段を有しており、同軸ケーブル手段は、患者の血管系、膵管又は蛇行通路の内部に収容されるように作られている。他の望ましい実施例で用いられるアンテナは、バイオプシー針として作られたループレスアンテナである。他の望ましい実施例で用いられるアンテナは、同軸ケーブルの外部シールドの一部と動作的に関連づけられた平衡トランスである。血管の内部に適用する場合、平衡トランスの中の絶縁体は、血管内の血液とほぼ同じ誘電率を有することが望ましい。他の望ましい実施例で用いられるアンテナは、インピーダンス整合回路が、ループレスアンテナとプロセッシング手段との間にて電気的に繋がっており、ループレスアンテナからプロセッシング手段まで、ラジオ周波数の電力転送と磁気共鳴の信号−ノイズ比(signal-to-noise ratio)が高められる。多くの実施例におけるアンテナは、通路が真っ直ぐであるか否かに拘わらず、検体の通路や、分析されるべきその他の検体又は試料の中を効率良く移動できるように、可撓性であることが好ましい。アンテナは、空間的に位置決めされた化学シフト情報の獲得を通して、化学シフトの像作成に用いられてもよい。このように、この方法では、像作成と化学シフト分析の両方が可能であり、外科的介入処置とほぼ同時に用いると有利である。ループレスアンテナのダイポールアンテナ部は、長さが約３cm〜約２０cmのオーダであり、最大外径は比較的小さく、約０.３mm〜約１.０cmである。一実施例において、アンテナはＲＦ信号を供給するための送信アンテナとしても機能し、使用時の運転効率を向上させることができる。この方法では、運転効率を高めるために、平衡トランス及び／又はインピーダンス整合回路のような追加の要素を用いることもできる。対応する磁気共鳴分析装置が配備される。対応する磁気共鳴アンテナ装置は、少なくとも、検体から発せられた磁気共鳴信号を受信し、応答性外部信号を送信するためのループレスアンテナ手段を有するアンテナを含んでいる。本発明の目的は、検体内部における高分解分光像を作成するための方法及び装置を提供することであり、像作成は、患者並びに患者の検体又は試料をインビボ及びインビトロで像作成することを含んでいる。本発明の更なる目的は、屈曲した小さな血管の壁、その他検体の高分解像を迅速に作成することができ、多スライスデータ獲得技術の使用が可能な方法及び装置を提供することである。本発明の更なる目的は、前記方法を、例えば血管から斑を取り除く外科的処置とほぼ同時に施すことである。本発明の更なる目的は、前記のような装置において、可撓性のループレスアンテナを用いることであり、定性的データと定量的データの両データを提供し、望ましくない状態を訂正する医学的処置とほぼ同時に使用できるようにすることである。本発明の更なる目的は、軟組織及び斑に関する形態学的情報の獲得を容易ならしめることのできる装置を提供することである。本発明の更なる目的は、軟組織及び斑に関する化学的情報の獲得を容易ならしめることのできる装置を提供することである。本発明の更なる目的は、アンテナがレシーバアンテナとしてのみ機能するか、又はＭＲ信号の励起と検知の両方に使用されるアンテナとして機能する装置を提供することである。本発明の更なる目的は、アンテナがカテーテルのような侵入性プルーブとして機能する装置を提供することである。本発明の更なる目的は、アンテナがバイオプシー針のようなプローブ型医療装置として機能する装置を提供することである。本発明の更なる目的は、同調又はインピーダンス整合回路を一般的には必要としない装置を提供することである。本発明の更なる目的は、アンテナが患者に挿入された後、アンテナの同調操作を一般的には必要としない装置を提供することである。本発明の更なる目的は、従来のハードウェアと共に使用することのできるアンテナ及びインピーダンス整合回路を用いることである。本発明のこれら及びその他の目的は、添付の図面を参照した以下の詳細な説明により、より完全に理解されるであろう。図面の簡単な説明図１は、磁気共鳴分析システムの概要を説明する図である。図２は、図１のシステムに使用されるカテーテルコイルの形態を示している。図３は、本発明に係る図１のシステムに使用されるループレスアンテナとインピーダンス整合回路の概要を説明する図である。図４は、本発明に適用可能なループレス平衡アンテナの断面図である。図５Ａ乃至図５Ｂは、図４の実施例と同様なループレスアンテナについて、アンテナの長さとノイズ抵抗をプロットした図である。図６は、図４のループレスアンテナ、インピーダンス整合及びデカップリング回路、並びにプリアンプ(preamplifier)を説明する図である。図７は、図４のループレスアンテナ、整合回路、２本の同軸ケーブル及びトランスシーバを説明する図である。図８は、血管内にあるループレスアンテナと同軸ケーブルの断面図である。図９は、人の膵臓の断面図であり、カテーテルループレスアンテナが膵管内にあるときの状態を示している。図１０は、図４のループレスアンテナからの半径方向の距離に関して、信号− ノイズ比の測定値と理論値を対数プロットした図である。図１１は、平衡用ループレスアンテナ用に計算されたＳＮＲ理論値をプロットした等高線図である。図１２は、バイオプシー針として用いられる本発明のループレスアンテナの断面図である。図１３は、図２のカテーテルコイルに沿う３つの隣接ボクセル(voxels)の分光を表す図である。図１４は、ダイポールアンテナの他の実施例の断面図である。図１５は、カテーテルコイルと共に用いられたループレスアンテナの概要を示す図である。望ましい実施例の説明図１は、検体と共に用いられた磁気共鳴分析の全体概念を表している。ＲＦ源 (2)は、パルス化されたラジオ周波数エネルギーを検体へ加えて、ＭＲ信号を検体から励起させる。検体は、図示された形態では、磁界発生器(6)が作り出す主磁界の中に置かれた患者(4)である。発生器(6)は、主磁界に勾配を作るための磁界勾配発生器を含んでおり、患者(4)の関連領域に勾配磁気パルスを施すことにより、ＭＲ信号を空間的にコード化する。例示された患者(4)は、主磁界とほぼ同一線上の位置にあり、ＲＦパルスは検体の一部分、複数部分又は全ての部分に対して直交する方向に発せられる。斜め像の作成(oblique imaging)は用いられる場合、磁界の空間勾配を表すベクトルの衝突角度は、ｘ、ｙまたはｚ方向(図示せず)のどれかと角度がずれている。この配置により、像作成されるべき領域又は容積の内部で核の励起が起こり、磁気エネルギーの応答性放出がもたらされ、これは、患者(4) に近接して配置されたループアンテナ(例えば、レシーバコイル)によりピックアップされる。レシーバ(8)のループアンテナは、最大感度を得るために、ｚ方向(主磁界の方向)を延びている。ループアンテナが主磁界に直交する場合、位置によっては、実際の感度は０(ゼロ)のところがある。その間の角度が斜角の場合、ループアンテナは、感度低下にも拘わらず、データ獲得能力を有しており、これにより、斜角のときでさえもデータ獲得が可能となる。レシーバ(8)のループアンテナ又はレシーバコイルは、磁気エネルギーの応答性放出の結果として、内部に誘導電圧を有している。実用的な問題としては、分離したコイル又は同一コイルがＲＦ源(2)及びレシーバ(8)によって用いられてもよい。レシーバ(8)から出される応答性出力信号は増幅され、位相感度が検知され、アナログ−デジタル(Ａ/Ｄ)変換器(10)を通過し、コンピュータ(12)の如きプロセッサに入力される。コンピュータ(12)は、変換器(10)からの信号を受信して処理し、関連のあるＭＲ情報を作りだす。コンピュータ(12)の内部では、信号がフーリエ変換され、振幅vs周波数をプロットすることにより、振幅vs時間のプロットの周波数分布マップへの変換が行われる。フーリエ変換を実行することにより、検体の特定像の画素について強度値の位置が設定され、それら位置での化学シフトスペクトルが得られる。これらの値は格納され、増進される(enhanced)か或いは処理され、受信されるように出現し、例えばブラウン管(ＣＲＴ)(16)の如き適当なスクリーンの上に、像又は化学シフトスペクトルとして表示される。化学シフトスペクトルを適用する場合、例えば、発生器(6)の磁界勾配発生器は、関連領域に亘って、レシーバ(8)のループアンテナとほぼ平行な磁界勾配を発生し、関連領域にあるループアンテナの長さ方向にほぼ沿って空間的に解像された一次元解像化学シフトスペクトルを発生させるようにしている。コンピュータ(12)は、応答性出力信号中の空間的に位置決めされた化学シフト情報を、化学シフトスペクトルへ変換し、ＣＲＴ(16)を用いてそのスペクトルを受信し表示する。これにより、一次元化学情報の画像作成を容易にし、化学シフト情報は、検体の関連領域にあるループアンテナの長さにほぼ沿う方向にて、空間的に解像される。当該分野の専門家であれば、コイルの伝送特性がその受信特性を分析するために用いられることは理解するであろう。図２を参照すると、一般的に、コイル(18)の信号電圧Ｖ_Sは式１によって決定される。Ｖ_S＝ωμＨ.Ｍ（式１）ここで、ωは２πＦ、ＦはＲＦ源(2)の周波数、 μは透磁率、Ｈは単位入力電流Ｉのとき、コイル(18)が発生した磁界(ベクトル)、Ｍは試料の磁化(ベクトル)、信号電圧Ｖ_Sに影響を与える要因のうち、Ｈはコイルに依存する唯一のパラメータである。コイル(18)のＲＭＳノイズ電圧Ｖ_Nは、式２によって決定される。ここで、ｋ_Bはボルツマン定数、Ｔは試料の温度、Ｒはコイル(18)の端子から得られるインピーダンスの実数部、ｆ=２ＢＷ／（Ｎ_XＮ_YＮＥＸ）は有効画素帯幅、ＢＷはレシーバの帯幅、Ｎ_xは読出し方向に沿う画素の数、Ｎ_yは位相コード化方向に沿う画素の数、ＮＥＸは平均の数であり、ノイズ電圧Ｖ_Nに影響を及ぼす唯一のコイル依存性パラメータはＲである。信号−ノイズ比(ＳＮＲ)は、式３により決定される。ここで、Ｈは、単位入力電流Ｉのとき、コイル(18)が発生した磁界(値)である。ＳＮＲを改善するために、Ｈは大きくし、Ｒは小さくすべきである。例えば、コイルの中で、これらは一般的にコンフリクト目標(conflicting goals)である。コイル(18)の典型的なＲ値は約０.５Ωである。従来のカテーテルコイル(18)の構造の中で、２つの導電体(19)(20)によって発生させられた磁界は部分的に消失する(cancel)。この消失効果は、検体とコイル (18)との距離が大きくなるにつれて、より一層著しくなる。この形態において、電流Ｉの経路は端部導電体(21)によって完成し(completed)、導電体(19)(20)と共に電気ループ又はコイルを形成する。コイル(18)の性能は、導電体(19)(20)の離間距離ｄに強く依存し、離間距離が小さく(大きくなる)なるにつれて、低下する(向上する)。図３は、本発明にかかるアンテナ(22)を示している。磁界の消失は、図３に示される導電体(24)(26)を分離することにより回避することができる。磁界Ｈは、この操作によりかなり増大する。この形態において、電流Ｉ'の経路は完成しないので、電荷はアンテナ(22)の２つの先端部の間で単に揺動する(oscillate)だけである。アンテナ(22)によって発生する磁界Ｈは、その周囲では円形になり、それまでの距離とほぼ反比例している。アンテナ(22)は導電体(24)(26)を含んでおり、導電体はダイポールアンテナ部(28')及び接続部(29')を有するループレスアンテナ(27')と、この実施例では、インピーダンス整合回路(30)を形成する。インピーダンス整合回路(30)は、ループレスアンテナ(27')と、図１のレシーバ(8)のプリアンプ(68)の間で電気的に繋がっており、アンテナ(27')から図１の変換器(10)まで、ＲＦ電力伝送とＭＲのＳＮＲを増進する。インピーダンス整合回路(30)のパラメータは、関連のある核のＭＲ周波数でアンテナ(27')を共鳴させ、該アンテナ(27')がプリアンプ (68)の最適入力インピーダンスに整合するように選択される。図４を参照して、本発明のアンテナ(27')の具体的実施例について説明する。実施例１図４は、例示されたループレス平衡アンテナ(27)の断面図である。ダイポールアンテナ部(28)は、パルス化されたＲＦ信号に応答性を有する検体から発せられたＭＲ信号を受信し、応答性出力信号を送信する。接続部(29) は図３のインピーダンス整合回路(30)へ、応答性出力信号を送る。本発明のこの実施例に於いて、接続部(29)は、外側に一次シールド(31)と、内側に導電体(32) を有する同軸ケーブルである。同軸ケーブル(29)は、ダイポールアンテナ部(28) とインピーダンス整合回路(30)の間で電気的に繋がっている。ダイポールアンテナ部(28)は、第１極(33)と第２極(34)を有する。外側シールド(31)の(36)の部分は、第１極(33)と動作的に関連づけられている。内側導電体 (32)の(38)の部分は、第２極(34)と動作的に関連づけられている。第２極(34)は好ましくは、内側導電体(32)の(38)の部分と電気的に相互接続された円柱状導電体(40)を含んでいる。第１極(33)にある外側シールド(31)の(36)の部分は、内側の一次シールド(42) と外側の二次シールド(44)を形成しており、各シールドは内側導電体(32)と同軸である。第１極(33)はシールド(42)(44)を含んでいる。このようにして、二次シールド(44)は、ＭＲ信号を受信する役割も有する。第１極(33)はまた、外側二次シールド(44)の下で、外側二次シールド(44)と内側一次シールド(42)の間に、誘電コーティング又は絶縁体(46)を含んでいる。絶縁体(46)とシールド(42)(44)は、第１極(33)と動作的に関連づけられた平衡用トランスを形成する。平衡用トランスは、一次シールド(31)内面の電流の流れを著しく妨げることなく、一次シールド(31) 外面の電流の流れを適当に遮断する。好ましくは、絶縁体(46)は約７０乃至１００の比較的高い誘電率(ε_r)を有する絶縁体である。好ましくは、最適化された平衡を得る為に、絶縁体(46)の誘電率は、一次シールド(42)及び二次シールド(44)(図４に示すように)によって形成される伝送線の長さＬ／２(図３参照)がλ/４の長さとなるように選択される。なお、λは関連ある核のＭＲ周波数に於ける絶縁体(46)内の波長である。このように、一次シールド(31)の外表面を流れる非平衡電流(unbalanced currents)は大いに減少する。患者の生体内への適用に於いて、絶縁体(46)のε_r値は好ましくは、周辺媒質( 47)のε_r値(例えば、血液のε_r値は約７０乃至１００の範囲である)と整合するように選択される。その他の適用に於いて、アンテナ(27)は、検体に近接させて導入されることが好ましい。絶縁体(46)は、適当なε_r値を有する絶縁体、好ましくはチタン酸化物又はその化合物から作られる。ループレスアンテナの長さに沿って感度を広げるという点から、図８を参照して後述するように、平衡用トランスは使用されない。図８の実施例に於いて、電流は一次シールド(31)の外表面を流れ、ノイズ電圧はより高いの、これによってＳＮＲは低くなる。一次シールド(31) は、極(88)に隣接する極(86)の部分と同様、ＭＲ信号を受信する。しかし、平衡用トランスを取り外すと、ＳＮＲは僅かに低下する。図３の入力インピーダンスＺ_INは、非平衡電流によって、ループレスアンテナ (27)のローディング条件及び位置の変化に敏感になるため、その非平衡電流を回避するために、図４の平衡用トランスを用いることが好ましい。内側導電体(32)と円柱状導電体(40)は、例えば銅、銀、アルミニウムのような良好な非磁性導電材から作られる。しかし、表皮効果(skin effect)のために、導電体(32)(40)の約８μmの外側層だけが、ＲＦ周波数で電子を運搬するので、良好な導電体でメッキされた材料もまた、有効に機能する。例えば、銀メッキされた銅、金メッキされた銅、白金メッキされた銅が用いられる。例示された平衡ループレスアンテナ(27)のダイポールアンテナ部(28)は、長さＬが約３cm乃至２０cmであり、長い(短い)部分では、ＲＦ周波数(４００MHzより低い)は低く(高く)なっている。なお、図８の非平衡ループレスアンテナ(74)の場合、最大長さは約２ｍまで可能である。長さＬは、ループレスアンテナ(27)を移動させることなく、多スライス像の作成(multislice imaging)を容易ならしめる。好ましくは、弾性を有する可撓性のループレスアンテナ(27)(74)が配備される。人間の組織内の１.５Ｔにて、アンテナ(27)の最適な長さは約７cmから約１０ cmである。例示された平衡ループアンテナ(27)の最大幅は、約０.５mmから約１. ０cmである。一方、図８の非平衡ループレスアンテナ(74)では、約０.３mm程度のより狭い幅寸法が可能である。例示されたアンテナ(27)(74)の感度プロフィールは、主磁界に関する夫々のアンテナの方向性に依存する。最良の性能は、アンテナ(27)(74)が主磁界と同一線上に揃ったときに得られる。換言すれば、効果的に機能するには、長軸(48)は主磁界Ｂに平行であり、極(33)(34)はループレスアンテナ(27)の長さに沿っている。例えば、アンテナ(27)(74)を生体内で適用する場合、患者(それゆえ、患者内のアンテナ)は移動させられて、主磁界Ｂの方向に合わせて適当に配備される。図２のコイル(18)の内部のように磁界は消去されないので、アンテナ(27)(74) は、比較的高い信号電圧を供給する。ＳＮＲ性能を評価するためには、式３に示すように、ノイズ抵抗Ｒ(すなわち、インピーダンスＺ_INの実数部)が必要である。アンテナ(27)(74)の入力インピーダンスＺ_INは実験により測定される(例えば、哺乳動物の組織のような特定の検体に近い導電性を有する食塩水の中で、ベクトルインピーダンスメータを使用する)。また、入力インピーダンスＺ_INの計算を、関連ある電磁気問題を解決することにより行なうことも可能である。入力インピーダンスＺ_INの実数部(Ｒ)と虚数部(ｊＸ)は、好ましくは、図３のインピーダンス整合回路(30)を設計する際に用いられる。好ましくは、最適なＳＮＲ性能を得るために、ノイズ抵抗Ｒは、できるだけ小さくすべきである。図５Ａ及び図５Ｂには、図４のループレスアンテナ(27)と同様なループレスアンテナ(図示せず)について、４.７テスラ(Ｔ)及び１.５Ｔの２つの異なる主磁界強さに対して、アンテナ長さ(メートル)を変えたときのノイズ抵抗Ｒ(オーム)がプロットされている。図５Ａ及び図５Ｂに示されたループレスアンテナは、直径が約１.０mmであり、平衡用トランスの絶縁体の誘電率(ε_r)は人体組織を表している。どちらの場合も、Ｒの最小値は浅い(例えば、約２０Ω から３０Ωまで)。好ましくは、ループレスアンテナの長さは、これらの最小値の近傍で選択される。図３のアンテナ(22)のノイズ抵抗Ｒは、導電体(24)(26)の半径に少しだけ依存する。図２の従来のコイル(18)の典型的な入力インピーダンスは０.５Ωであり、これに比べて、図４のループレスアンテナ(27)のノイズ抵抗Ｒは、２次の大きさ(two orders of magnitude)へさらに大きく接近する。従って、ノイズ電圧Ｖ_N は、１次(one or der of magnitude)の大きさへさらに大きく接近する(式２の平方根関数により示される)。しかし、ループレスアンテナ(27)の信号電圧Ｖ_Sはまた、さらに大きい。コイル(18)及びループアンテナ(27)のＳＮＲ性能は、コイル (1 8)の導電体の離間距離ｄの約５〜８倍の距離のものと等しい。距離が短くなると、コイル(18)は良好であるが、距離が大きくなると、ループアンテナ(27)はより良好なＳＮＲ性能を有する。図６を参照して、本発明の図３のインピーダンス整合回路(30)の具体例について説明する。実施例２図６は、図４のループレスアンテナ(27)と、適当なインピーダンス整合及びデカップリング回路(50)の一例を示している。なお、本発明は、広範囲に亘るインピーダンス整合回路、並びに同調及びインピーダンス整合回路に適用できる。ループレスアンテナ(27)は、同軸ケーブル(29)により、回路(50)に対し、電気的に相互に接続される。回路(50)は、ループレスアンテナ(27)のインピーダンスを、同軸ケーブル(51)の特性インピーダンスＺ₀に整合させる。同軸ケーブル(51)は、図１のレシーバー(8)のプリアンプ(68)に接続され、ＭＲ信号をプリアンプ(68 )に運搬する。このようにして、同軸ケーブル(51)は図１のコンピュータ(12)と回路(50)の間にて電気的に繋がれ、回路(50)はループレスアンテナ(27)の入力インピーダンスＺ_INをケーブル(51)の特性インピーダンスＺ_Oに整合させる。ループレスアンテナ(27)のノイズ抵抗Ｒは比較的大きく、抵抗Ｒは、ＳＮＲ性能を著しく低下させることなく、回路(50)をアンテナ(27)からかなり離れた位置に置くことを可能にする。これは、ノイズ抵抗が比較的小さな図２のコイル(18)よりも重要な利点がある。その理由は、像作成中、ＳＮＲ性能の大きな損失を回避する為に、コイル(18)の整合回路(図示せず)は、検体の内部に配置されることが望ましいからである。回路(50)は直流(ＤＣ)阻止(blocking)コンデンサー(52)、整合(matching)コンデンサー(54)及びＰＩＮダイオード(56)を含んでいる。整合コンデンサー(54)は、回路(50)内にて、同軸ケーブル(29)の内側導電体(32)と外側シールド(31)の間にて電気的に繋がれている。ＰＩＮダイオード(56)は、ＤＣ阻止コンデンサー(5 2)とプリアンプ(68)の間にて電気的に繋がれている。ＤＣ阻止コンデンサー(52) は、ＰＩＮダイオード(56)と同軸ケーブル(29)の内側伝導体(32)の間にて電気的に繋がれている。同軸ケーブル(29)は、血管系の中に収容されるように、適当な直径で作られることが好ましいが、回路(50)及び同軸ケーブル(51)はより大きな直径を有していてもよい。なお、本発明は、広範囲に亘るインピーダンス整合回路(例えば、個々に分離した要素、電子集積回路、その他の小型化された回路から作られたもの)に適用可能である。ＲＦ励起中の受信専用モードに於いて、ＲＦ電流はアンテナ(27)の中で誘導されることもある。ＲＦ伝送中、アンテナ(27)内の電流誘導に抵抗し、フリップ角プロファイル(flip angle profile)に干渉するアンテナ(27)の共振を取り除く為に、図１のＲＦ源（２）内のＭＲスキャナハードウエアが、この目的のために、正のＤＣパルスをアンテナ(27)に供給することもある。正のＤＣパルスはＲＦ伝送中、ＰＩＮダイオード(56)をＯＮにする。例示された回路(50)に於いて、Ｌ₁はＰＩＮダイオード(56)と整合コンデンサー(54)間の距離であり、Ｌ₂は整合コンデンサー(54)とループレスアンテナ(27) の極(33)(34)の中間にある位置(58)(図４に最も良く示されている)の間の距離である。整合コンデンサー(54)の静電容量(Ｃ₂)及び長さＬ₂は、ループレスアンテナ(27)の入力インピーダンスＺ_INが、同軸ケーブル(51)の特性インピーダンスＺ₀ に等しくなるように選択される。換言すれば、ＰＩＮダイオード(56)がＯＮのとき、同軸ケーブル(29)が、誘導体(inductor)のように作動して、コンデンサー (54)と共振し、ループレスアンテナ(27)を流れる電流を停止させるように、長さＬ₂の調節が行われる。なお、この望ましい性能を達成するために、種々の構成が可能である。次に、ＰＩＮダイオード(56)がＯＮのとき、ループレスアンテナ (27)の場合と同じように、インピーダンスＺ₁はできるだけ大きくなるように、長さＬ₁が選択される。例示された実施例に於いて、長さＬ₂の実質的部分(すなわち、同軸ケーブル(2 9))は、外部にある回路(50)と共に、検体の中へ挿入される。例示された回路(50 )は、中央の導電体(62)と外側シールド(64)を有する同軸ケーブル(60)を含んでいる。整合コンデンサー(54)は、同軸ケーブル(60)の一方の端部で、中央導電体(62)と外側シールド(64)との間にて電気的に相互に接続されている。ＤＣ阻止コンデンサー(52)は、他方の端部にて、中央導電体(62)とＰＩＮダイオード(56)との間で電気的に繋がっている。例えば、水道水を媒質とした場合、設計パラメータの値について記載すると、ＤＣ阻止コンデンサー(52)の容量Ｃ₁は約５００pF、Ｃ₂は約７０pF、Ｌ₁は約０. ０６λ、Ｌ₂は約０.２０９λ、Ｚ₀は約５０Ωであり、λは図４の長さＬの約２倍である。これらの値にも拘わらず、回路(50)の性能は、概して重要ではない。その理由は、ループレスアンテナ(27)の入力インピーダンスＺ_INは、典型的には、同軸ケーブル(51)の特性インピーダンスと同じオーダの大きさであるからである。本発明で使用可能なＭＲスキャナとして、ゼネラルエレクトリック(Ｇ.Ｅ.)の１.５Ｔ Signa^TMＭＲスキャナーを例示することができる。なお、本発明は、広範囲に亘って主磁界強さを有する種々のＭＲスキャナーにも適用できる。ＭＲスキャナーは伝送コイルへのＲＦパルスの供給源となるもので、伝送コイルは、ＭＲ信号を励起する為に、ＲＦパルスを伝送する。図７を参照して後で説明するように、ループレスアンテナ(27)は、レシーバーアンテナとして用いられるだけでなく、ＲＦパルス伝送源としても用いられる。能動的又は受動的電子要素が血管内に挿入されないようにするために、λ/２のケーブル長さ又はその何倍かの長さが長さＬ₂に加えられる。このようにして、同軸ケーブル(29)の長さは、最大数フィートまで延長され、検体内のより深い位置でのＭＲ分析を容易に行なうことができる。図７を参照して、本発明の図３のインピーダンス整合回路(30)の他の実施例について説明する。実施例３図７は、ループレスアンテナ(27)、同軸ケーブル(29)、インピーダンス整合回路(66)、同軸ケーブル(51)、及びトランシーバ(69)の概略構成を示している。トランシーバ(67)のレシーバ(ＲＸ)部は、そのスイッチ部(70)を通じて、ループレスアンテナ(27)からの応答性出力信号を受信する。製造時点で整合を行なう為に、整合回路(66)にはコンデンサー(70)(71)が配備され、これらコンデンサー(70) (71)は同軸ケーブル(29)によってループレスアンテナ(27)へ電気的に相互に接続される。整合回路(66)はアンテナ(27)からトランシーバ(69)のＲＸ部へのＲＦ電力伝送を最大にし、ＲＸ部では、回路(66)からの出力を受信し増幅する。この実施例では、図６の実施例とは異なり、ＰＩＮダイオードはなく、ループレスアンテナ (27)が、レシーバアンテナとしての機能と同様、伝送アンテとしての機能をもたらす。トランシーバ(67)の伝送器(ＴＸ)の部分は、スイッチ部(70)を通じて、ＲＦパルスをループレスアンテナ(27)へ伝送する。整合回路(66)は、好ましくは、ループレスアンテナ(27)の近傍に配置される。なお、図６を参照して説明したのと同じ様に、同軸ケーブル(29)の長さは、数フィート延長させることができる。このことは、ループレスアンテナ(27)及び同軸ケーブル(29)が生体内でカテーテルのように用いられるときに、特に有利である。図７のインピーダンス整合回路(66)の配置は限定されるものでなく、また、その他インピーダンスの整合同調及びインピーダンスの整合、又はインピーダンスの整合及びデカップリングの配置(例えば、インダクター/コンデンサー、同軸ケーブルを短絡するための回路、適当なＲＦスイッチング回路、ループレスアンテナとほぼ等しいインピーダンスを有する同軸ケーブル)についても、当該分野の専門家にとって明らかであろう。図８を参照して、本発明の図３のアンテナ(27')の他の実施例について説明する。実施例４図８は、例えば人間の静脈(76)の如き血管内部の血管系に配置されたループレスアンテナ(74)と同軸ケーブル(29")の断面図である。静脈(76)の内孔(78)は、血液(8 0)と、１種又は２種以上のアテローム斑沈積物(deposits)、例えば斑沈積物(82) で満たされている。斑沈積物は静脈(76)の内面(84)に付着している。図示のアンテナ(74)は、同軸ケーブル(29")に接続され、該同軸ケーブルは図６の回路(50) 又は図７の回路(66)のように、適当な回路に接続されており、アンテナ(74)のインピーダンスを、図６及び図７の同軸ケーブル(51)のインピーダンスに整合させる役割を果たす。ループレスアンテナ(74)は、第１極(86)と第２極(88)を有している。同軸ケーブル(29")の円筒状の外側シールド(31)は、誘電体部(92)により、ケーブル(29") の中央導電体(32)とは電気的に絶縁されている。図４のアンテナ(27)とは異なり、アンテナ(74)は絶縁体(46)のような平衡トランス絶縁体を有しない。第２極(88)は、内側導電体(32)の(38)の部分に電気的に相互接続された円柱状の導電体(94)を含んでいる。患者の体内で使用する場合、好ましくは、円柱状導電体(94)の端部(96)は、患者(例えば、静脈(76)の内表面(84))を傷つけることがないように、適当に丸みが付けられている。この用途では、ループレスアンテナ (74)と同軸ケーブル(29")は、カテーテルのような侵入式プローブとして用いられ、図６の回路(50)又は図７の回路(66)のような整合回路は、静脈(76)の外部に配置される。例示されたループレスアンテナ(74)と同軸ケーブル(29")は、長軸 (97)に沿って長く延びており、患者の血管内に挿入できるように、長さが最大約２ｍ、外径が約０.３mmである。アンテナ(74)、同軸ケーブル(29")及び適当な整合回路(図示せず)は、アテローム斑についてのＭＲ像情報又はＭＲ化学シフト情報を得るために利用可能である。例えば、既に図１を参照して説明したように、コンピュータ(12)は、アンテナ(74)からの応答性出力信号をＭＲ像情報に変換し、ＣＲＴ(16)は、静脈(76)の画像を作成する為に、ＭＲ画像情報を表示する。患者の血管内部について高解像度を得て、その他生体内への適用するために、円柱状導電体(94)を、図４のアンテナ(27)と共に使用できることも理解されるであろう。例示されたアンテナ(74) 及び同軸ケーブル(29")は、適当な切断装置（図示せず)によって静脈(76)から斑沈積物(82)を除去するような患者に対する医学的、外科的処置とほぼ同時に使用されることも理解されるであろう。アンテナ(74)を絶縁しても、絶縁体(図示せず)が非常に厚いものでなければ( 例えば、０.１mm以上)、電気的特性は変わらない。本発明では、図４のアンテナ(27)及び図８のアンテナ(74)は、例えば、血管内において、血管壁の内側に沈積した班の画像作成及び１−Ｄ分光分析を行なうために用いられ、そのような細長いアンテナが用いられたことにより、多スライス像が効率的に作成されることは理解されるであろう。アンテナ(27)(74)はまた、例えば脂肪条痕(fatty streaks)、石灰化、硬化症及び脈閉塞(thrombosis)のようにその他多くの特性を調べる為に用いることもできる。そのようなアンテナと同軸ケーブル(29)(29")の使用とほぼ同時に、例えばレーザー治療や望ましくない斑の破壊のような医学的処置が適用されることも更に理解されるであろう。同様に、内視鏡(図示せず)を用いて行われるいかなる通常診断又は治療法についても、像作成及び／又は分光分析のために使用されるアンテナの使用とほぼ同時に行なうことができる。図９は、図３のアンテナ(27')の他の実施例を示しており、図９のループレスアンテナ(102)及び同軸ケーブル(104)と同じように、外部誘電材料(100)を用いられる。次に、図９の実施例について説明する。実施例５図９は、人間の膵臓(106)の断面図であり、アンテナ(102)及び同軸ケーブル(1 04)の一部が膵管(108)の中に位置している。アンテナ(102)及び同軸ケーブル(10 4)は、膵臓(106)の外科処置中、カテーテルのような侵入式プローブのようにして用いられる。アンテナ(102)及び同軸ケーブル(104)は、患者の体内へ導入され、内部のＭＲ分析が行われる。アンテナ(102)及び同軸ケーブル(104)の外径は、膵管(108)の開口(110)のように、人体に自然にできる通路の中に入れられる大きさに作られる。例えば、開口(110)は、十二指腸(112)の外科処置の時に達することができる。なお、アンテナ(102)及び同軸ケーブル(104)は、自然に作られる様々な通路(例えば、胆管(114)、尿道、尿管)又は人造通路の中に入るように作られる。アンテナ(102)及び同軸ケーブル(104)は可撓性であるので、膵管(108)への挿入時、同じ様に蛇行した経路をとるものと考えられる。誘電材料(100)は、アンテナ(102)及び同軸ケーブル(104)が屈曲することができ、かつ元の形状に回復できるように弾性を有することが好ましい。この環境下で機能することができる特性を有するものであれば、どんな誘電材料でも用いることができる。一般的に、アンテナ(102)及びケーブル(104)は、そのような材料を用いて約５〜約１００ミクロンの厚さで被覆させることが好ましい。適当な誘電材料として、例えば、所望の特性を有する生体適合性プラスチック材料又はその混合物を挙げることができる。誘電材料として、例えば商標名「テフロン」として販売されているテトラフロロエチレンを挙げることができる。この材料は、電気的絶縁特性にすぐれ、水中でどんな要素とも反応せず、血管内で安全に使用できる。誘電材料(100)の目的は、生体適合性を提供することである。しかし、比較的厚肉の絶縁体(例えば約０.１mm以上)は、アンテナ(102)及びケーブル(104 )の厚肉化を犠牲にして、ＳＮＲを改善する。アンテナ(102)、ケーブル(104)及び適当なインピーダンス整合回路を、他の検体と共に用いられることは理解されるであろう。例えば、生きたウサギ(図示せず)の大動脈の像が得られるかもしれない。アンテナ(102)及びケーブル(104)は、ウサギの大腿部動脈から挿入される。ウサギの大腿部動脈は概して非常に小さいけれども(例えば、直径約１mm)、カテーテルのような物を、例示されたアンテナ(102)及びケーブル(104)と共に簡単に挿入することができる。検体内のアンテナ(102)の配置を確認するために、Ｘ線透視像のような適当な方法を用いることもできる。アンテナ(102)の配置はまた、その他種々の像作成方法によっても確認されることは理解されるであろう。アンテナ(102)を患者へ挿入するには、アンテナ(102)及びケーブル(104)を適当な血管の中へ直接挿入することにより、又はカテーテルガイドを通じて挿入することにより、又は様々な挿入法により、行なえることは理解されるであろう。図１０は、図４のアンテナ(27)の長軸(48)からの半径方向の距離に関して、ＳＮＲの理論値((116)で示される線)と、ＳＮＲの測定値((118)で示される菱形)を対数目盛にプロットした図である。例えば、0.16×0.15×1.5mmのボクセルサイズを許容するパルスシーケンスが用いられる。例えば、視野が８cm、データ獲得マトリックスが512×512で、スライス厚さが1.5mm、２ＮＥＸ及び１６Ｋ Hzのレシーバの帯幅の像を得ることができる。そのような像作成パラメータは、 0.06Hzの有効画素帯幅に対応し、スライス数１２の同様な像を約１０分で得られる。図４に例示されたアンテナ(27)及びケーブル(29)、並びに適当な整合回路は、人間の組織のような検体について、長軸(48)から半径方向約１０mmの距離まで比較的高分解能像をもたらすので、半径方向の距離約２０mm以上までの像作成に用いられる。アンテナ(27)のすぐ近傍では、顕微鏡に近い分解能が得られる。主磁界の強さを増大させることにより、分解能は著しく改善され、より小さなボクセル量を有する像作成を可能にする。図１１は、図４のアンテナ(27)と同様な平衡ループアンテナ用に計算されたＳＮＲの理論値をプロットした等高線図である。なお、パルスシーケンスが主磁界の強さ１.５Ｔで用いられ、ボクセルサイズが60×160×1500ミクロン、有効画素帯幅0.06Hzと仮定して、計算が行われている。水平軸と垂直軸の単位は、センチメートルである。平衡ループアンテナは、水平軸の０cmがプロットの中心であり、垂直軸の−１０cmから１０cmまで延びている。図１２を参照して、本発明の図３のアンテナ(27')の他の実施例について説明する。実施例６図１２は、バイオプシー針(121)の形態である本発明のループレスアンテナ(120)の断面図である。アンテナ(120)は、患者(122)の生体内に使用される。患者(122)の体(123)は病巣部(lesin)(126)を含んでいる。アンテナ(120)は、バイオプシー針(121)によって病巣部(126)の試料(128)が採取される前に、生体内の病巣部(126)の像を作成する。これにより、バイオプシー針(12 1)の位置決めをより正確に行なうことができる。アンテナ(120)は、外側シールド(132)と、該シールドとは誘電部(136)によって電気的に絶縁された内部導電体(134)を有する同軸ケーブル(130)の端部に形成されている。バイオプシー針(121)は非導電性の鞘体(138)の内部を摺動可能である。アンテナ(120)は、シールド(132)により形成された第１極(140)と、内側導電体(134)の(143)の部分に電気的に接続されたバイオプシー針(121)によって形成された第２極(142)を有しており、バイオプシー針は誘電部(136)によりシールド(132)とは電気的に絶縁されている。アンテナ(120)、同軸ケーブル(130)及びバイオプシー針(121)は、例えば鉄鋼材料とは区別される導電体又は誘電絶縁体のような磁気共鳴互換性のある材料から作られる。バイオプシー針(121)の反対側にある同軸ケーブル(130)の端部は、図６の回路(50)又は図７の回路(66)のような適当なインピーダンス整合回路と電気的に相互接続されることが望ましい。図１３は、図２のカテーテルコイル(18)の長さに沿った３つの隣り合うボクセルのスペクトルを表したものであり、これらスペクトルは、これらの地点での化学シフトスペクトルを決定する為に図１のコンピュータ (12)によって作成される。比較可能なスペクトルは、図４のループレスアンテナ (27)の長さに沿って得られると考えられる。３つの隣接したボクセルのスペクトルは、図１３に示されており、ピーク(146)(148)(150)は、３つの領域からの水的信号(water signal)を表し、ピーク(152)(154)は、血管壁のような関連領域の中又は該関連領域に隣接した脂質信号からのピークを表している。水的及び脂質の信号ピークは、正常な血管とアテローム硬化性血管との間で変化する傾向にある。図１４を参照して、本発明のアンテナ(27')の他の実施例について説明する。実施例７図１４は、図８のループレスアンテナ(74)と同様な同軸ケーブル(29")及びダイポールアンテナ(74')の断面図である。ダイポールアンテナ(74')は、第１極(8 6)と第２極(88')を有する。第２極(88')は、内側導電体(32)の(38)の部分に電気的に相互接続された機械的ループ導電体(94')を含んでいる。患者に使用する場合、機械的ループ導電体(94')の端部(96')は、患者(図示せず)を傷つけないように、適当な丸みがつけられることが望ましい。例示されたループ導電体(94')は、ほぼ楕円形である。なお、本発明は、第１極(86)から電気的に絶縁されたものであれば、いかなる形のものにも適用できる。これは導電体(19)(20)の一方が同軸ケーブルシールドに接続され、他方が同軸ケーブルの内側導電体に接続されて、電気的ループを形成する図２の従来のカテーテルコイル(18)と相違する。図１５を参照して、本発明のアンテナ(27')の他の実施例について説明する。実施例８図１５は、図２のカテーテルコイル(18)と共に用いられるループレスアンテナ (27)の概略図である。カテーテルコイル(18)の導電体(19)は、同軸ケーブル(158 )の外側シールド(156)に接続され、導電体(20)は内側伝導体(160)に接続されて、電気的ループを形成している。また、図１を参照すると、同軸ケーブル(158) は、レシーバ(8)のプリアンプ(68')に接続されている。ループレスアンテナ(27) の同軸ケーブル(29)は、レシーバ(8)の他方のプリアンプ(68)に接続される。コイル(18)とアンテナ(27)は両方とも、ＭＲ信号を受信し、対応する出力信号を送信する。出力信号はコンバータ(10)により変換され、コンピュータ(12)に受信されて処理され、これらをＭＲ情報と合成して、ＣＲＴ(16)へ表示される。共通軸から少しだけ離れた位置でコイル(18)のより良好な性能のＳＮＲ性を使用し、共通軸からかなり離れた位置でループレスアンテナ(27)のより良好なＳＮＲ性能を使用できるようにするために、コイル(1 8)とアンテナ(27)は、同軸に取り付けられる。他の種類で数の異なるコイル(例えば、２つが背中合わせに配備されたソレノイドコイル、一対の直角位相コイル )についても、プリアンプ(68')をアンテナ(27)に組み合わせて用いられることは理解されるであろう。ここに例示されたアンテナ(27)(74)(120)は、ＳＮＲを増し、血管のＭＲ像の作成に際し、高分解能をもたらすことができる。アンテナ(27)(74)(120)の感度は、アンテナ長軸から半径方向の距離にほぼ反比例して低下する。それゆえ、そのようなアンテナの周囲の円筒形容積の中で有用なＳＮＲがもたらされる。アンテナ(27)(74)(120)により、電子回路は体外に配置されることができ、極薄い直径に容易に作ることができるので、カテーテルコイルのサイズと機械的特性の制約をなくすことができる。アンテナ(27)(74)の物理的寸法は、血管の中へ実際に挿入できるようにする。アンテナ(27)(74)(120)は、品質ファクター(Ｑ)は低いので、非線形血管系に挿入される時、同調操作は必要でない。アンテナ(27)(74)の構造はシンプルなので、多スライスＭＲＩ、３−ＤＭＲＩ又は１−Ｄ分光のような種々の像作成技術に於いて、また、広範囲に亘る検体に対する様々な介入技術に於いて、これらの装置の製作及び作動を高い信頼性を以て行なうことができる。例示されたループレスアンテナ(120 )及びＭＲ互換性のバイオプシー針(121)についても、同様な効果を得ることができる。なお、このアンテナ及びバイオプシー針については、生検試料が患者から採取される前に、像の作成を行なうことができる。従来の技術では、アテローム硬化症に起因する血管壁の病部を特徴づけることが困難であり、血管内腔を調べることができるにすぎない。血管内ＭＲＩは、線維皮膜の(fibrous cap)の厚さと長さと同様、血管壁の３層全部、斑の程度及び構成成分を特徴づけるための固有の潜在能力を有している。アテローム班の高分解像を作成するという最終目標は、得られた像のＳＮＲを増すことによってのみ達成されることができる。例示されたアンテナ(27)(74)は、目標の斑に対する感度を著しく増大する。新たなＭＲＩスキャナーの開発によって、介入技術は、血管内ループアンテナ (27)(74)から利益を受けることになるであろう。アテローム硬化症に対する介入技術(interventional techniques)は、リアルタイムの高分解能ＭＲ像作成技術を用いてモニターされる。レーザー血管形成及びアテローム切除術(atherectomy )に正確な手引きを与えることに加えて、これらの装置及び方法は、全ての段階の病気(fully stage lesions)に用いられ、アテローム硬化症への新たな治療法の適用を評価する際の実験道具として供される。また、得られた血管内ＭＲ像作成システムの場合、アテローム硬化症についての信頼できる診断情報が得られ、ＭＲに誘導された介入は、高精度で実行される。それ故、本発明は、検体内部のＭＲ像作成及び１−Ｄ化学シフト分析を行なうための方法及び関連装置を改善するものであることは理解されるであろう。ループレスアンテナ(74)は、ダイポール(86)(88)の長軸に沿ってほぼ均一な感度をもたらし、そのようなアンテナの使用の結果として、検体のより長い部分の像が１本ののアンテナ位置で作成されることが容易になる。更に、アンテナ(27)(74)(1 20)が検体の中に挿入された後に、同調操作は不要である。これらのアンテナは、レシーバアンテナとしてのみ供される一実施例に加えて、他の実施例として、送信機アンテナ及び受信機アンテナとして機能させることができる。本発明は、例えば血管斑のレーザ除去のような医学的介入とほぼ同時に用いられる。本発明は、平衡用トランス及びインピーダンス整合回路の少なくとも１つの使用を通じて、高効率が得られるようにすることを企図するものである。開示内容をより明確にするために、像を表示するディスプレイ手段に引用符号を付しているが、像情報は記憶され、ハードコピーに印刷され、コンピュータによる修正が加えられ、他のデータと結合されることは理解されるであろう。それらの処理はすべて、ここで用いられた「ディスプレイ」又は「ディスプレイすること」の語に含まれると解されるべきである。開示を目的として、本発明の具体的実施例について説明したが、当該分野の専門家であれば、添付の請求の範囲に記載された発明から逸脱することなく、その詳細について種々の変形をなし得るであろう。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＧＨ，ＨＵ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ (72)発明者アタラー，アージンアメリカ合衆国 21045 メリーランド, コロンビア，ウッドストーブレーン 5206 【要約の続き】が配備される。

Claims

【特許請求の範囲】１．検体を磁気共鳴分析する方法であって、該方法は、検体を主磁界の内部に配置し、検体の近傍にアンテナを導入し、アンテナとしてループレスアンテナを使用し、検体の関連領域に主磁界を印加し、ラジオ周波数パルスを関連領域に与えて、検体内部の磁気共鳴信号を励起し、勾配磁気パルスを関連領域に与えて、磁気共鳴信号を空間的にコード化し、アンテナは磁気共鳴信号を受信し、応答性出力信号を送信し、プロセッシング手段により、応答性出力信号を受信して処理し、これら信号を磁気共鳴情報に変換し、ディスプレイ手段により、プロセッシング手段からの磁気共鳴情報を受信し、該情報を画像又は化学シフトスペクトルとして表示する、検体の磁気共鳴分析方法。２．請求項１の方法において、ループレスアンテナのダイポールアンテナ部を用いて、磁気共鳴信号を受信し、ループレスアンテナの接続部を用いて、応答性出力信号を送信することを含んでいる。３．請求項１の方法において、プロセッシング手段により、応答性出力信号を画像情報に変換し、表示手段により、画像情報を受信し、表示することを含んでいる。４．請求項１の方法において、応答性出力信号の中に、空間位置が定められた化学シフト情報を含んでおり、プロセッシング手段により、化学シフト情報を化学シフトスペクトルに変換し、表示手段により、化学シフトスペクトルを受信し、表示することを含んでいる。５．請求項１の方法において、ループレスアンテナとプロセッシング手段の間にて電気的に繋がれたインピーダンス整合回路を用いて、ループレスアンテナからプロセッシング手段まで、ラジオ周波数電力伝送と磁気共鳴信号−ノイズ比を増進させることを含んでいる。６．請求項１の方法において、応答性出力信号を第１の応答性出力信号として使用し、少なくとも１つのレシーバコイルをアンテナと共に使用し、レシーバコイルは磁気共鳴信号を受信し、第２の応答性出力信号を送信し、プロセッシング手段を用いて、第１及び第２の応答性出力信号を受信し処理し、該信号を磁気共鳴情報に合成することを含んでいる。７．請求項１の方法において、最大幅が約０．３mm〜約１．０cmのアンテナを使用することを含んでいる。８．請求項１の方法において、アンテナを侵入式プローブとして使用し、侵入式プローブを患者の血管へ運び込むことを含んでいる。９．請求項８の方法において、侵入式プローブを血管の内部へ挿入し、その磁気共鳴画像情報を獲得することを含んでいる。１０．請求項８の方法において、侵入式プローブを血管の内部へ挿入し、磁気共鳴化学シフトスペクトルを獲得することを含んでいる。１１．請求項８の方法において、方法を、患者に対する介入処置とほぼ同時に使用することを含んでいる。１２．請求項１の方法において、アンテナを患者の生体内で用いることを含んでいる。１３．請求項１２の方法において、アンテナを人体の中で使用することを含んでいる。１４．請求項２の方法において、同軸ケーブルを、応答性出力信号を送信するループレスアンテナの接続部として使用することを含んでいる。１５．請求項１４の方法において、長さ約３cm〜約２０ cm、最大幅約０．３mm〜約１．０cmのダイポールアンテナ部を使用することを含んでいる。１６．請求項１の方法において、アンテナを磁気共鳴バイオプシー針として使用することを含んでいる。１７．請求項１６の方法において、外側シールド及び内側導電体を有する同軸ケーブルを、アンテナと共に使用することを含んでいる。１８．請求項１の方法において、患者を検体として使用し、磁気共鳴分析とほぼ同時に、患者に対する医学処置施すことを含んでいる。１９．請求項１の方法において、検体の多スライス画像を作成する際、アンテナを移動させることなく、アンテナを使用することを含んでいる。２０．請求項１の方法において、コンピュータ手段をプロセッシング手段として使用することを含んでいる。２１．請求項１の方法において、患者から取り除かれた検体について、該方法を生体外で使用することを含んでいる。２２．請求項１の方法において、該方法を、患者への外科的処置とほぼ同時に使用することを含んでいる。２３．請求項１の方法において、ループレスアンテナを、レシーバアンテナとしての使用に加えて、ラジオ周波数パルス伝送源として使用することを含んでいる。２４．請求項１の方法において、アンテナを侵入式プローブとして使用し、侵入式プローブを検体の中へ導入し、その内部磁気共鳴分析を行なうことを含んでいる。２５．請求項５の方法において、プロセッシング手段とインピーダンス整合回路との間で電気的に繋がれた同軸ケーブルを使用し、インピーダンス整合回路により、ループレスアンテナのインピーダンスを同軸ケーブルのインピーダンスに整合させることを含んでいる。２６．請求項１４の方法において、アンテナを侵入式プローブとして使用し、侵入式プローブを検体の中へ挿入し、その内部磁気共鳴分析を行なうことを含んでいる。２７．請求項２６の方法において、同軸ケーブルを外側シールド及び内側導電体と共に使用し、外側シールドの一部と内側シールドの一部を、ループレスアンテナのダイポールアンテナ部として使用し、磁気共鳴信号を受信することを含んでいる。２８．請求項２７の方法において、ループレスアンテナの第１極と動作的に関連づけられた外側シールドの一部を使用し、ループレスアンテナの第２極と動作的に関連づけられた内側シールドの一部を使用することを含んでいる。２９．請求項２８の方法において、外側シールドの一部と動作的に関連づけられた平衡トランス手段を使用することを含んでいる。３０．請求項２９の方法において、アンテナを血管へ運び込み、血管中の血液の誘電率とほぼ等しい誘電率を有する平衡トランス手段の中に絶縁体を使用することを含んでいる。３１．請求項１４の方法において、同軸ケーブルを外側シールドと内側導電体と共に使用し、外側シールドをループレスアンテナの第１極として使用し、内側導電体をループレスアンテナの第２極として使用することを含んでいる。３２．請求項３１の方法において、長さが最大約２ｍのアンテナを使用することを含んでいる。３３．請求項２５の方法において、同軸ケーブルを内側導電体及び外側シールドと共に使用し、内側導電体と外側シールドとの間にて電気的に繋がれたインピーダンス整合回路の中で整合コンデンサーを使用することを含んでいる。３４．請求項３３の方法において、インピーダンス整合回路とプロセッシング手段との間で電気的に繋がれたダイオード手段を使用し、ダイオード手段とループレスアンテナとの間にて電気的に繋がれたインピーダンス整合回路の中で阻止コンデンサーを使用することを含んでいる。３５．請求項３４の方法において、ダイオード手段と整合コンデンサーとの間で電気的に繋がれた阻止コンデンサーを使用することを含んでいる。３６．検体の磁気共鳴分析装置であって、該装置は、検体の主磁界を作り出すための磁界発生手段と、主磁界の中に勾配を作るための磁界勾配発生手段と、パルス化されたラジオ周波数信号を、主磁界内部に配置された検体の少なくとも一部分に発信するためのラジオ周波数信号発生手段と、パルス化されたラジオ周波数信号に応答性を有する検体から発せられた信号を受信して、応答性出力信号を送信するためのアンテナ手段、アンテナ手段から応答性出力信号を受信して処理し、関連性のある磁気共鳴情報を作り出すためのプロセッシング手段と、プロセッシング手段から、画像又は化学シフトスペクトルとして受信した磁気共鳴情報を表示するためのディスプレイ手段を具えている。３７．ループレスアンテナはダイポールアンテナである請求項３６の装置。３８．ダイポールアンテナは検体の中へ挿入され、磁界勾配発生手段は、検体の関連領域に空間的に解像された化学シフトスペクトルを発生させるために、検体の関連領域に亘って磁界勾配を発生させる請求項３７の装置。３９．ループレスアンテナは、患者の血管内部に入ることのできる外径を有するダイポールアンテナであり、プロセッシング手段は、応答性出力信号を、磁気共鳴分光情報又は磁気共鳴像情報に変換し、ディスプレイ手段は、血管の画像を作成するために、磁気共鳴分光情報又は磁気共鳴情報を表示する請求項３６の装置。４０．アンテナ手段は、検体に挿入した際、蛇行経路を進むことができるように可撓性を具えている請求項３６の装置。４１．ループレスアンテナはダイポールアンテナであり、ダイポールアンテナは、長さが約３cm〜約２０cmであり、ダイポールアンテナは、最大幅が約０.３mm〜約１.０cmである請求項３６の装置。４２．アンテナ手段は、人間の中で自然に作られる通路の中に入るように作られている請求項３６の装置。４３、アンテナ手段は、侵入式プローブとして作られ、その内部磁気共鳴分析を行なうために、検体の中へ導入される請求項３６の装置。４４．ループレスアンテナは、パルス化されたラジオ周波数信号に対して応答性を有する検体から発せられた信号を受信するためのダイポールアンテナ部と、応答性出力信号を送信するための接続部を有する請求項３６の装置。４５．ループレスアンテナからプロセッシング手段まで、ラジオ周波数電力伝送及び磁気共鳴信号−ノイズ比を向上させるために、アンテナ手段は、ループレスアンテナとプロセッシング手段の間で電気的に繋がれたインピーダンス整合手段を含んでいる請求項３６の装置。４６．アンテナ手段はまた、応答性出力信号を送信するための同軸ケーブル手段を含んでおり、同軸ケーブル手段はループレスアンテナとインピーダンス整合手段との間で電気的に繋がれている請求項４５の装置。４７．ループレスアンテナは第１極及び第２極を有するダイポールアンテナであり、同軸ケーブル手段は外側シールドと内側導電体を有しており、外側シールドはその一部分がダイポールアンテナの第１極と動作的に関連づけられ、内側導電体はその一部分がダイポールアンテナの第２極と動作的に関連づけられている請求項４６に記載の装置。４８．外側シールドの一部分は、内側一次シールド及び外側二次シールドを有する第１極と動作的に関連づけられており、内側一次シールド及び外側二次シールドは各々が内側導電体と同軸であり、同軸ケーブル手段はまた、内側一次シールドと外側二次シールドの間に絶縁体を有しており、絶縁体、内側一次シールド及び外側二次シールドは、第１極と動作的に関連づけられた平衡トランス手段を形成している請求項４７の装置。４９．アンテナ手段はまた、応答性出力信号を送信する同軸ケーブル手段を含んでおり、ループレスアンテナは第１極及び第２極を有するダイポールアンテナであり、同軸ケーブル手段は外側シールドを有しており、外側シールドは第１極と動作的に関連づけられた平衡トランス手段を有している請求項３６の装置。５０．同軸ケーブル手段の外径は、患者の血管内部に入ることができる寸法に作られ、平衡トランス手段は、血管内の血液の誘電率とほぼ等しい誘電率を有する絶縁体を含んでいる請求項４８の装置。５１．同軸ケーブル手段は外側シールドと内側導電体を有しており、ループレスアンテナは第１極及び第２極を有するダイポールアンテナであり、外側シールドはループレスアンテナの第１極であり、内側導電体はループレスアンテナの第２極である請求項４６の装置。５２．ダイポールアンテナと同軸ケーブルの長さは、最大約２ｍである請求項５１の装置。５３．アンテナ手段は、アンテナ手段を移動させることなく多スライス画像の作成を可能ならしめる長さに作られている請求項３６の装置。５４．ラジオ周波数信号の発生手段はまた、ラジオ周波数パルスをアンテナ手段へ供給する源となる手段を有しており、ループレスアンテナはまた、磁気共鳴信号を励起するためにラジオ周波数パルスを伝送する請求項３６の装置。５５．ループレスアンテナと同軸ケーブル手段は、各々が、患者の膵管、胆管、尿道及び尿管のうちの少なくとも１つの管の中へ入ることのできる外径に作られている請求項３４の装置。５６．ループレスアンテナはバイオプシー針として作られたダイポールアンテナである請求項３６の装置。５７．ループレスアンテナはダイポールアンテナであり、ダイポールアンテナは長さが約３cm〜約２０cmである請求項３６の装置。５８．検体から発せられた磁気共鳴信号を受信し、応答性出力信号を送信するループレスアンテナ手段を有するアンテナからなる磁気共鳴アンテナ装置。５９．アンテナは弾性を有し、可撓性である請求項５８のアンテナ装置。６０．アンテナはまた、ループレスアンテナ手段と動作的に関連づけられたインピーダンス整合回路を有しており、検体は患者の血管であり、ループレスアンテナ手段は血管の内部に配置され、インピーダンス整合回路は血管の外側に配置される請求項５８のアンテナ装置。６１．ループレスアンテナ手段は長さが約３cm〜約２０cmであり、最大幅は約０ .３mm〜約１.０cmである請求項６０のアンテナ装置。６２．アンテナはまた、同軸ケーブルを有しており、同軸ケーブルは、外側シールドと、応答性出力信号を送信する内側導電体を有している請求項５８のアンテナ装置。６３．ループレスアンテナ手段は、第１極及び第２極を有するダイポールアンテナであり、外側シールドはその一部分が第１極と動作的に関連づけられ、内側導電体はその一部分が第２極と動作的に関連づけられている請求項６２のアンテナ装置。６４．第１極と関連して作用する外側シールドの一部分は、内側に一次シールド、外側に二次シールドを有しており、内側一次シールド及び外側二次シールドの各シールドは、内側導電体と同軸であり、同軸ケーブルはまた、内側一次シールドと外側二次シールドの間に絶縁体を有しており、絶縁体、内側一次シールド及び外側二次シールドは、第１極と動作的に関連づけられた平衡トランス手段を形成している請求項６３のアンテナ装置。６５．同軸ケーブルの外径は、患者の血管内に入る寸法に作られ、絶縁体は、患者の血管内の血液の誘電率とほぼ等しい誘電率を有している請求項６４のアンテナ装置。６６．同軸ケーブルは外側シールドと内側導電体を有しており、ループレスアンテナ手段は、第１極と第２極を有するダイポールアンテナであり、外側シールドはループレスアンテナ手段の第１極であり、内側導電体はループレスアンテナ手段の第２極である請求項６２に記載のアンテナ装置。６７．アンテナは長さが最大約２ｍである請求項６６のアンテナ装置。