JP2001525685A - 内部磁気共鳴像の形成及び分光分析の方法並びに関連する装置 - Google Patents

内部磁気共鳴像の形成及び分光分析の方法並びに関連する装置

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Abstract

(57)【要約】 本発明は、被検物(4)の内部に関し、磁気共鳴による像作成と分光分析を行なう方法を提供するもので、主磁界の中に被検物を配置し、細長い受信コイル(22)を有する侵入性プローブを被検物の中又は被検物の近傍へ導入するもので、コイルは少なくとも１対の細長い導体を有し、該導体は、望ましくは誘電材(30)の中に互いに平行に配置され一対の端部が互いに電気的に接続(32)されている。本発明の方法は、コイルに沿って均一な感受性を有する可撓性受信コイルを用いることを含んでいる。コイルと、被検物を周辺物質との間の誘電損失を最少にするために、同調キャパシタンスは、コイルの長さ部分及び／又はファラデースクリーンに沿って分配される。望ましい使用例において、プローブは患者の小血管の中へ導入され、アテロームプラークの同定が容易に行なわれる。対応する装置が配備される。

Description

【発明の詳細な説明】 内部磁気共鳴像の形成及び分光分析の方法並びに関連する装置 発明の背景 １．発明の分野 本発明は、広範囲の試料について磁気共鳴像の形成及び分光分析を行なうシス テムの改良に関し、一実施例では、小血管に適用しアテロームプラーク(atheros clerotic plaque)の存在及びその組成を調べるのに用いられる。 ２．従来技術の説明 磁気共鳴技術を使用すると、患者の像を安全かつ迅速に得られる利点があるこ とは、以前から知られている。また、化学シフトスペクトルを作り、物質の化学 組成に関する情報を得るために、磁気共鳴技術を用いることも知られている。 一般的な考え方として、磁気共鳴像の形成は、水素原子核又はその他の原子核 からの磁気放射の応答性放射を誘発させるために、主磁界内に配置された試料に 対して大量の高周波エネルギーを供給する必要がある。放射された信号は、応答 強度と、応答性磁気共鳴信号を発する核の空間基点(spatial origin)とに関する 情報を提供できるように検出される。概して、像形成はスライス平面 又は多重平面又は三次元空間の中で実行され、応答的に発せられた磁気放射に対 応する情報、信号強度に対応する数形態の情報を格納したコンピュータにより受 信される。画素値は、フーリエ変換を用いて時間関数としての信号振幅を周波数 関数としての信号振幅に変換し、コンピュータの中に設定されることができる。 信号はコンピュータの中で格納されてもよいし、強調(enhancement)した後で、 又は強調することなく、陰極線管のような画像表示装置へ送信し、該装置にて、 コンピュータ出力により作成された像を強度に応じて白黒表示したり、色相及び 強度に応じてカラー表示することもできる。これについては、米国特許第４７６ ６３８１号を参照することができる。 米国特許第５１７０７８９号は、核磁気共鳴分光のために、開口を有する被検 物の中に挿入可能なＭＲコイルプローブを開示している。この特許はまた、内視 鏡としての性質をもったプローブの使用を開示している。２つの要素を有するプ ローブは、体腔へ挿入可能な部分と、外側の部分を有している。同調整合回路(t uning and matching circuit)は体外にあるので、体内へ挿入できる深さは制限 される。また、本体は楕円形又は円形でであるので挿入中に変形し易く、その結 果、コイルは挿入した後に同調を行なう必要がある。コイルが剛性材料から作ら れると、挿入時に問題が生ずる。また、この特許の場 合、コイル軸は主磁界の方向であるｚ軸の線上にないので、実際には感度がゼロ となるであろう。結局のところ、コイルは受信専用モードをもたないため、分光 への適用が制限される。これについては、米国特許第４９３２４１１号及び第４ ６７２９７２号にも、米国特許第５１７０７８９号のシステムも同じ不都合を有 している。 米国特許第４９３２４１１号は、体内へ挿入可能なＲＦ電磁コイルを開示して いる。詳細は開示されていないが、コイルはシングルターンコイルの代わりに電 磁コイルが用いられる点を除いて、米国特許第５１７０７８９号のコイルとほぼ 同様のものである。 米国特許第４６７２９７２号に開示されたＮＭＲプローブは、患者内からＮＭ Ｒスペクトルを得るために、カテーテル又は内視鏡の先端に配備されている。多 ターンプローブは、パラメータ増幅器及び／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を有している。小さなパラメータプリ増幅器とゲート アレイは、受信信号に対してかなり大きな電気ノイズを生ずる問題がある。 米国特許第５２７１４００号は、カテーテル内のＲＦコイルに入れられたＭＲ 活性試料の使用を開示している。コイルが受信した信号の周波数は、コイルの位 置に関する情報を与える。ＭＲ像の形成と分光分析を行なうのに用いられていな い。米国特許第５３０７８０８号は周囲 組織から送られる信号を用いている。 本発明の使用目的の１つに、米国での死亡率及び罹患率の主要原因であるアテ ローム病に関するものが挙げられる。この病気は局部的に起こり、血管の壁にプ ラーク(斑)が沈積するので、血液の流れを局部的に制限し、場合によっては外科 的処置を必要とする。血管撮影は、プラークにより引き起こされる管腔狭窄を検 出するための有効な手段であるけれど、血液の流れを減少させるプロセスの性質 に関する情報をもたらさない。残念ながら、血管内処置などの治療法では、有効 な動物モデルの不足や、正確な像形成法の不足などにより失敗することがある。 外科的処置を行なう時、血管壁の状態に関する詳細な質的及び量的データを供給 できる像形成システムは、特定の要請に対してカスタマイズした処置法を選択す ることにより、良好な結果をもたらすことができる。これはまた、局部治療の様 々な形態に対しても正確に誘導案内するであろう。プラークの像を形成するため に、血管形成(angioplasty)と血管内超音波を用いることが知られている[Spears et al.，"In Vivo Coronary Angioscoppy,"Journal of the American College of Cardiology，Vol．1，pp．395-399(May，1993)，and Waller et al.，"Intra vascular Ultrasound:A Histological Study of Vessel During Life,"Circulat ion，Vol.，85，pp．2305-2310(1992)を参照]。しかしながら、血管内超 音波は、軟組織に対する感度が乏しいこと、血栓の検出精度が悪く、軟脂質プラ ークの上にある血栓(新しいもの又は器質化されたもの)を区別することができな いなどの欠点がある。さらにまた、アーチクラフトの存在が血管壁に関するトラ ンスデューサ角度に関係すること、観察深さが異なるとき、解像力が可変なトラ ンスデューサのアパーチャにより映像面が制限される問題がある。 生体内でＭＲマイクロ映像法を用いることによりアテローム病斑を識別できる ことは、これまでにも提案されている[Pearlman et al.，"Nuclear Magnetic Re sonance Microscopy of Atheroma in Human Coronary Arteries,"Angiology，Vo l．42，pp．726-733(1991)；Asdente et al.，"Evaluation of Atherosclerotic Lesions Using NMR Microimaging,"Atherosclerosis，Vol．80，pp．243-253(1 990)；Merickel et al.，"Identification and 3-d Quantification of Atheros clerosis Using Magnetic Resonance Imaging,"Comput．Biol．Med.，Vol．18， pp．89-102(1988)を参照]。 さらにまた、アテローム硬化症を定量化するためにＭＲＩを使用することも提 案されている[Merickel et al.，"Noninvasive Quantitative Evaluation of At herosclerosis Using MRI and Image Analysis,"Arteriosclerosis and Thrombo sis，Vol．13，pp．1180-1186(1993)を参照]。 頸動脈内膜除去術により除去された血管にアテロームプラークの像を形成する ために、高速スピンエコーによるＭＲ像の形成技術が開示されている[Yuan et a l，"Techniques for High-Resolution MR Imaging of Atheroslerotic Plaques, "J.Magnetic Resonance Imaging，Vol．4，pp.43-49(1994)を参照]。ここでは、 信号−ノイズ比(ＳＮＲ)は、像形成時間が短くなるにつれて小さくなり、解像力 は増すので、特別なＲＦ受信コイルが作られている。この文献は、種々のＴ1重 み(T1-weighted)のパルスシーケンスとＴ2重み(T2-weighted)のパルスシーケン スを用いて、特別なＭＲハードウエアを１.５Ｔで用いることにより、泡沫細胞 、線維性斑が器質化された血栓、新たな血栓、遊離ネクロシスとカルシウムを識 別することが可能であることを示唆している。 切除された組織サンプル中のアテローム斑の脂肪分は、化学シフトの像形成又 は分光を用いて求めることができることも提案されている[Vintiski et al.，"M agnetic Resonance Chemical Shift Imaging and Spectroscopy of Atheroscler otic Plaque,"Investigative Radiology，Vol．26，pp．703-714(1991)；Maynor et al.，"Chemical Shift Imaging of Atherosclerosis at 7.0 Tesla,"Invest igative Radiology，Vol．24，pp．52-60(1989)；Mohiaddin et al.，"Chemical Shift magnetic Resonance Imaging of Human Atheroma,"Br．Heart J.，Vol．62，pp．81-89(1989)を参照]。 前述の文献全体から理解されることは、ＭＲは管壁の病気を十分特徴づける可 能性はあるが、生体内で使用しない場合、小試料についての高分解力法は、解剖 的解像力が低い問題がある。 ＭＲは様々なカテーテルと案内ワイヤシステムにも適用できることから、この 特性をインターベンショナルＭＲ法に用いることが検討されている[Dumoulin et al.，"Real-time Position Monitoring of Invasive Devices using Magnetic Resonance,"Magnetic Resonance in Medicine，Vol．29，pp．411-415(Mar．199 3)；Koechli et al.，"Catheters and Guide Wires for Use in an Echo-Planar MR Fluoroscopy System,"R．79th Scientific Meeting，editor，Radiology，V ol．189(p),p．319(Nov．1993)を参照]。アテローム斑を所望通りの高分解像と 分光を得られるように、コイルは標的となる血管に近い位置に配置せねばならな いことは知られている[Kantor et al.，"In vivo 31P Nuclear Magnetic Resona nce Measurements in Cacine Heart Using a Catheter-Coil,"Circulation Rese arch，Vol．55，pp．261-266(Aug．1984)を参照]。ここには、楕円形コイルを用 いて、犬の心筋の31Ｐ分光における信号−ノイズ比を改善することが開示されて いる。このコイルは剛性で、かなり嵩張る。さらに、心筋の分光を対象としてい るので、 血管には適さない。 血管壁の像を形成するためのカテーテルコイルを開発しようとする試みが開示 されている[Martin et al.，"MR Imaging of Blood Vessel with an Intravascu lar Coil,"J．Magn．Reson．Imaging，Vol．2，pp．421-429（1992）；Hurst et al.，"Intravascular（Catheter）NMR Receiver Probe，Prelimanary Design A nalysis and application to Canine Iliofemornam Imaging,"Magn．Reson．Med .，Vol．24，pp．343-357(Apr．1992)を参照]。ここでは、コイルが主磁界に沿 って配置されたとき、良好な軸プロファイルを作り出すために、小径の２つの電 磁コイルが背面を合わせて設けられている。これらのコイルにより検出された磁 界はカテーテルの長軸に直交している。 生きた動物の高分解像を得るためのシステムの使用が開示されている［Martin et al.，"Intravascular MR Imaging in a Porcine Animal Model,"Magn．Reso n．Med．Vol．32，pp．224-229(Aug．1994)を参照］[McDonald et al.，"Perfor mance Comparison of Several Coil Geometries for Use in Catheters,"R．79t h Scientific Meeting，editor，Radiology，Vol．189(P)p．319(Nov．1993)の アブストラクトを参照]。これらの文献は、感受性領域は数mmの範囲に限られて いるため、多スライス獲得ができないという大きな不都合がある。さら にまた、これらの構造では、効果的に機能させるために、コイルの長軸を主磁界 に対して平行にする必要がある。残念ながら、例えば冠動脈などのように血管の 多くは、磁界に対して蛇行し傾いている。さらに、コイル自体が、所望効率のデ ータ獲得を維持するために必要な可撓性を有しないので、本発明の目的には適さ ない。 それゆえ、被検物のＭＲ像形成及び分光分析の手段に関して、生体内(インビ ボ)又は生体外(インビトロ)で、小血管その他の体腔及び広範囲に亘るその他種 類の被検物から、最大のＳＮＲを以て効率良くデータの獲得を行なえるように改 善することが要請されている。 発明の要旨 ここで使用される「被検物(specimen)」の語は、像の形成又は像の分光分析を 行なうために主磁界に置かれるいかなる物体をも意味するものとし、人間などの 動物の構成部分に限定されるものでなく、動物の構成部分から除去された生物学 的組織などの試験用試料、磁気共鳴技術により像形成される無生物の物体又はそ の他の感受性核の水などの源を含む無生物の物体を意味するものとする。 ここで使用される「患者(patient)」の語は、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、被検物を主磁界の中に位置決めし、 細長い受信コイルを有する侵入性プローブを被検物の中又は被検物の近傍へ導入 し、被検物の被検領域に主磁界を印加し、被検領域にＲＦパルスを与えて被検物 内に磁気共鳴信号を励起し、勾配磁気パルスを被検領域に与え、磁気共鳴信号を 受信する受信コイルにて磁気共鳴信号を空間的にコード化し、出力信号をコンピ ュータ手段へ発信してそれら信号を像又はスペクトル情報に変換し、ディスプレ イ手段へ供給され、対応する像又はスペクトルを表示する。 望ましい一実施例で使用される受信コイルは、少なくとも一対の細長い導体を 有しており、該導体は望ましくは互いに平行であり、誘電材の中に配備され、一 対の端部が互いに電気的に接続されている。多くの実施例において、受信コイル は望ましくは可撓性とし、径路が真直である場合も真直でない場合も、被検物の 開口及び分析されるべきその他被検物の中を又はその近傍を、効率良く動くこと ができるようにしている。コイルはＭＲの主磁界に関するほぼ全てのコイル方向 に亘ってデータを獲得できるように構成されており、これにより斜角の場合にも データ獲得が可能である。 コイルはまた、空間的位置が定められた化学シフト情報の獲得を通じて化学シ フトの像形成に用いられるようになっている。 このように、本発明の方法は、像の形成と化学シフト 分析の両方を行なえるので、外科的処置とほぼ同時に用いられる有利さがある。 コイルの実質的な長さは約２cm〜５０cmのオーダであり、最大の外側寸法は比 較的小さく、約０.５mm〜２cmである。 一実施例において、受信コイルはまた送信コイルとしも機能し、ＲＦ信号を供 給し、これにより、ある用途に対する動作効率を向上させることができる。 本発明の方法は、動作向上のために、デカップリング回路、ファラデーシール ド、同調／整合回路のような追加の要素を用いることもできる。 望ましい実施例において、コイルは２対よりも多くの導体を設けてもよい。一 対のコイルの中の各導体は一方のものが他方のものと電気的に接続され、追加さ れた対のものは第１の対のものと角度がずれている。 対応する装置が配備される。 本発明の目的は、患者及び患者から得た試料の像を生体内又は生体外でリアル タイムにて形成することを含んでおり、被検物の内部を高分解力で分光学的に像 を形成するための方法及び装置を提供することである。 本発明のさらなる目的は、他の被検物と同じように、蛇行する小血管の壁の像 を高分解力にて速やかに形成することができ、多スライスデータ獲得技術の使用 を可能ならしめるシステムを提供することである。 本発明のさらなる目的は、そのようなシステムにおいて細長い可撓性のコイル を使用し、質的データ及び量的データの両データを提供し、好ましくない状態を 解消させるための医学的処置とほぼ同時使用を容易ならしめることである。 本発明のさらなる目的は、軟組織及び核に関する形態学的情報を獲得するのを 容易ならしめるシステムを提供することである。 本発明のさらなる目的は、可撓性コイルを受信コイル専用として機能させるこ ともできるし、ＭＲ信号の励起と検出のためのコイルとして機能させることもで きるシステムを提供することである。 本発明のさらなる目的は、コイルをカテーテルの中に配置してもよいし、内視 鏡、生検針その他プローブ型医療装置に取り付けることのできるシステムを提供 することである。 本発明のさらなる目的は、被検物の中に挿入された後は、同調を必要としない システムを提供することである。 本発明のさらなる目的は、斜め位置にあるときでも磁気共鳴信号に対して感度 を有し、コイルに沿ってほぼ均一な感度を有するシステムを提供することである 。 本発明のさらなる目的は、従来のハードウエアに適用できるシステムを提供す ることである。 本発明のこれらの目的及びその他の目的については、 添付の図面を参照した以下の説明から、より完全に理解されるであろう。 図面の簡単な説明 図１は磁気共鳴像を形成するシステムの概略説明図である。 図２は本発明に使用可能なコイルの一形態の横断面図である。 図３は図２のコイルの左側の端面図である。 図４は図２のコイルと、血管に配置されたコイル関連電子要素を一部破断して 示す図である。 図５Ａはカテーテルコイルの回路図である。 図５Ｂ及び図５Ｃは他の適当な同調整合回路を示す図である。 図６Ａは主磁界Ｂ0と平行な向きのコイルを用いたカテーテルコイルの感受性 マップである。 図６Ｂは主磁界Ｂ0と直交する向きのコイルを用いた図２のカテーテルコイル の感受性マップである。 図６Ｃは主磁界Ｂ0に対して接線方向に配置したコイルを用いた図２のコイル の感受性マップである。 図７はファラデーシールドが配備された図２のコイルの概要を示す斜視図であ る。 図８は本発明のコイルの他の実施例であって、図２のコイルの一対の電極とは 異なり、２対の電極を有するコイルを示す図である。 図９は図８の端部コネクターの図示を省略したコイルの左側端面図である。 図１０Ａは、図８のコイルのＭＲ信号感受性マップであって、コイルは磁界Ｂ0 に対して平行な向きである。 図１０Ｂは、図８のコイルのＭＲ信号感受性マップであって、コイルは磁界Ｂ0 に対してほぼ直交する向きである。 図１１は本発明にかかる図２のコイルの感受性容積の概略図である。 図１２は、図１１のカテーテルコイルの長さ方向における３つの隣接するボク セル(voxels)のスペクトルを表わした図である。 図１３は内視鏡に固定された本発明に係るコイルの概略図である。 図１４は、図１３の内視鏡の１４−１４線に沿う横断面図である。 図１５は、図１３の内視鏡に用いられる同調整合回路の一形態を示す図である 。 図１６は生検針に用いられた本発明に係るコイルの横断面図である。 図１７Ａは本発明の容量性同調装置の一形態を示す図である。 図１７Ｂは分配キャパシタンスが２つの導体コイルと共に用いられた本発明に 係る実施例を示す図である。 図１８は２対の導体が用いられた分配キャパシタンスコイルを示す図である。 図１９は軸方向に間隔を有する複数のリングが容量性要素として用いられた分 配キャパシタンスの他の形態を示す図である。 図２０は、共通のアースを有し、２つの導体の分配キャパシタンスコイルの概 略図である。 図２１Ａは長さが短い導電体を用いたファラデーシールドの他の形態を示す図 である。 図２１Ｂ乃至図２１Ｄは、図２１Ａの実施例に対する幾つかの具体的アプロー チの横断面図である。 図２２は本発明のツイストペアコイルを示す図である。 図２３は本発明のコイルに関係づけられた感受性マップにより信号の変動を修 正する方法を示すフローチャート図である。 望ましい実施例の説明 図１は患者に適用された磁気共鳴像の形成についてその一般的概念を説明する 図である。ＲＦ源(2)は、パルス化された無線周波エネルギーを被検物に供給し 、そこからＭＲ信号を励起する。図示の形態では、被検物は患者(4)であり、該 患者は磁界発生器(6)にて発生した主磁界の中に位置している。被検物は、主磁 界の位置とほぼ揃うように位置決めされ、ＲＦパルスは主磁界に直交する方向に 作用するようにしている。斜め像が用いられる場 合、磁界の空間勾配(spatial gradient)を表わすベクトルの衝突角度は、ｘ、ｙ 又はｚ方向の何れかの方向と角度がずれるであろう。この構成により、作像され るべき領域又は容積内の核が励起し、磁気エネルギーの応答性放射(responsive emission)を生じさせ、これは受信器(8)により検出される。 受信器(8)は磁気エネルギーの応答性放射の結果として、その中に誘導された 電圧を有するコイルであってよい。実際的な問題として、ＲＦ源(2)及び受信器( 8)として使用されるコイルは、別々のコイルでもよいし、同一のコイルでもよい 。受信器(8)から放出される信号は増幅され、位相が感知検出され、アナログデ ジタル(Ａ／Ｄ)変換器(10)を通り、コンピュータ(12)に入る。信号はコンピュー タの中でフーリエ変換され、時間対振幅のプロットは、周波数対振幅にプロット され、周波数分布図に変換される。フーリエ変換は、特定画素の強度値の位置を 設定し、それら位置での化学シフトスペクトルを得るために実行される。これら の値は、格納され、強化されるか、或は相でない場合は処理され、次に、例えば 陰極線管(16)の如き適当な画面上に表示される。 図２及び図３に、本発明のコイル(22)の望ましい形態が示されている。コイル (22)は、一対の電極(24)(26)を有しており、図示の形態では、これら電極は平行 であり、両電極間の距離ｄは、約０.１mm〜３０mm、望ましくは約 ０.１mm〜１０mmである。コイル(22)は誘電材(30)を有しており、これはコイル( 22)と被検物の誘電損失を減じる作用がある。コイルの全長Ｘは、誘電材(30)の 内部に含まれる導体(24)(26)の部分に沿って測定したとき、約２cm〜５０cmであ り、望ましくは約５cm〜２０cmである。コイルの幅Ｄは、主寸法が約０.５mm〜 ２cmであり、望ましくは約０.５mm〜１５mmである。導体(24)(26)は、個々の直 径が約０.１mm〜３mmであり、望ましくは約０.１mm〜１mmである。導体(24)(26) の間の距離ｄは、長さＸよりも実質的に短い寸法であることが望ましい。導体(2 4)(26)は、例えば銅、銀、アルミニウムなどの良好な導電体から作られることが 好ましい。しかしながら、表皮効果(skin effect)のために、導体の外層の約８ μmだけがＲＦ周波数で電子を搬送するので、良好な導体で被覆された物質もま た有効に機能する。コイル(22)は、撓むことができるように、また元の形状に戻 ることができるようにするため、誘電材(30)は弾性を有するべきである。このよ うな状況の中で機能するのに必要な特性を有するものであれば、どんな誘電材料 を用いることもできる。誘電材の厚さは選択される特定の材質にある程度依存す るが、一般的には、導体(24)(26)は約０.１mm以上の厚さの誘電物質で被覆され ることが望ましい。適当な誘電物質として、例えば、所望特性を具えた生物学的 適合性のプラスチック材料又は混合物であってよい。誘電材料と して、例えば、商標名「Teflon」として販売されているテトラフルオロエチレン を用いることができる。これは、電気絶縁特性にすぐれる物質として知られてお り、水中のどんな成分とも相互作用しないし、血管の中でも安全に使用できる。 図２及び図３に示されるように、誘電材(30)は、その中に挿入された導電体(2 4)(26)の間隔ｄが変形によって実質的に変化することがないように、十分な剛性 を具えることが好ましい。コイル(22)の全体が弾性と可撓性を有する以外は、誘 電材は変形抵抗性を有している。 図２及び図３に示されるコイルの場合、インダクタンスは式１により計算され る。 ここで、"Ｌ"は等インダクタンス、"Ｚ0"は導線(wire)の特性インピーダンスで 、導体の離間距離及び直径の関数であり、"ｗ"はラーマー周波数で、単位はラジ アン／秒である。１.５テスラの場合、ラーマー周波数は約４×１０8ラジアン／ 秒である。"ｌ"はケーブルの長さであり、λは導線間の波長であり、コイルが血 管の中に挿入された状態で約１.５ｍである。 本発明をカテーテルと組み合わせて血管の像を形成又は分光学的に分析するた めに実施する一つの方法において、案内導線は最初に血管内に挿入されてもよい 。案内 導線の動きは、米国特許第５２７１４００号若しくは第５３０７８０８号に記載 された方法、又はその他適当な方法により観察することができる。カテーテルは 次に、案内導線を用いて血管の中に挿入される。案内導線は、次に取り除かれ、 本発明のカテーテルコイルが挿入される。カテーテルは次に取り除かれる。これ は、図４に示されるように、コイルを血管内に位置決めする。必要に応じて、他 の手段を用いて、コイルを血管内へ導入することもできる。 図４を参照すると、内孔(42)が血液(図示せず)で満たされた血管(40)の断面図 が示されている。血管(40)は、血管(40)の内側表面(45)に固着されたプラーク付 着物(44)の如きアテローム斑付着物を１又は２以上有している。図示の形態にお いて、コイル(22)は誘電材(30)の中に同じく収容された接続線(32)を用いて、誘 電材(30)の中へ完全に埋め込まれる。同調／整合回路(50)もまた、誘電材(30)の 中に埋め込まれ、コイルに対して電気的に接続される。同軸ケーブル(48)は、後 述の同調／整合回路(50)に接続され、コイル(22)のインピーダンスが同軸ケーブ ル(48)のインピーダンスと整合するように作用する。デカップリングダイオード (52)には同軸ケーブル(48)が配備される。 図５Ａを参照しながら、本発明の具体的実施例を説明する。実施例１ コイル(70)は図２乃至図４に示されるものと同様な２つの導体を有しており、 Teflonから作られた誘電絶縁体を有する３０ＡＷＧ７.５cmの導体導線から作ら れており、導体は銀メッキされた銅の導体であり、一端部で短絡している。これ はカテーテルコイルとして用いられた。製造時に同調及び整合を行なうために、 同調／整合回路(72)はコンデンサＣ1及びＣ2が配備され、これらはコイル(70)に 対して電気的に接続される。コンデンサは例えば、寸法が１.５mm×１.５mm×１ .４mmのマイクロチップの上に設けられる。 同調／整合回路(72)の他端は、外径２mm、抵抗５０オームの同軸ケーブル(76) へ電気的に接続され、コイルからの磁気共鳴信号をプロセッサ(この図では示さ れていない)へ搬送するのに用いられる。必要に応じて、コイル(70)とコンデン サ回路(72)の両方を被覆するために、Teflonテープを用いることもできる。 図示の形態では、送信器とカテーテルコイルの結合を解除するために、ＰＩＮ ダイオード(80)が同軸ケーブル(76)の中に入れられる。スキャナー装置により印 加されるＤＣ電流を用いて、ＲＦ送信が行われる間、ダイオードの電源はオンと なっている。必要に応じて、その他の結合解除手段を用いることもできる。ダイ オード(80)がオンのとき、同軸ケーブル(76)がインダクターのように 作用し、コンデンサＣ2と共鳴して受信器コイル(70)を流れる電流を遮断するよ うに、同軸ケーブル(76)の長さ"ｌ"は正確に調節される。デカップリング回路に おいて、ＲＦ送信が行われる間、受信器コイルの中の電流誘導の影響を受けない ようにするために、ＭＲスキャナーは正のＤＣパルスをコイル(70)へ供給しても よい。これは、通常、ＰＩＮダイオード(80)をオンにする。このＰＩＮダイオー ド(80)がオンのとき、コイル(70)から電流は流れることができない。これは、同 調回路(72)から所定の距離"ｌ"離れた位置に同軸ケーブルの分路(shunt)として ダイオード(80)を配置することにより、カソードコイルプローブ装置の中へ組み 込むこともできる。ダイオード(80)がオンのとき、同軸ケーブルはインダクター の如く作用し、平行なコンデンサＣ2と共鳴し、カテーテルコイル(70)からの誘 導電流の流れを遮断する。血管内にある電子要素は極く僅かな個数にとどめるこ とが好ましいので、ケーブル長さλ／２を、血管の外に位置する長さ部分とダイ オード(80)へ加えてもよい。 同調／整合回路(72)は受信器コイル(70)から、図５Ａに示されるプリ増幅器(8 2)へ送られるＲＦ送電を最大にする。プリ増幅器(82)は、ＰＩＮダイオード(80) の出力を受信し増幅する。同調／整合回路(72)は損失を最少にするため、コイル (70)の隣りに配置することが望ましい。カテーテルコイルの実施例において、前 記回路はカテー テルの閉端部(42)(図４参照)の中に配置されてもよい。コンデンサＣ1、Ｃ2は比 較的小さな固定コンデンサであってよく、その値は、対象とする核のＭＲ周波数 でコイル(70)を共鳴させ、コイルをプリ増幅器(82)の最適入力インピーダンスと 整合させるように選択される。例えば、"ｆ"がＭＲ共鳴周波数のとき、コイルは 、図５ＡのコンデンサＣ1、Ｃ2の値を、ｆ＝(２π√[ＬＣ])-1となるように調節 することにより、ｆで共鳴するように同調することができる。なお、Ｌはサンプ ル内のコイルのインダクタンス、Ｃは同調キャパシタンスの合計、Ｃt＝Ｃ1Ｃ2 ／(Ｃ1＋Ｃ2)であり、コイル導体と挿入される試料との間の相互作用により生ず るものでコイルの長さに沿う漂遊キャパシタンスであってよい。漂遊キャパシタ ンスはコイル(70)の長さを短くすることにより減じることができる。コンデンサ Ｃ2の値は、プリ増幅器(82)から見たとき、試料の中で共鳴した時のコイルのイ ンピーダンスが、プリ増幅器(82)の信号−ノイズ比を最大にするように最適な整 合が行われる。例えば、共鳴時に５０Ωとなるように調節される。図５Ａに示さ れる同調／整合ネットワーク(72)の構成は限定的なものでなく、当該分野の専門 家であれば、図５Ｂ及び図５Ｃに示すようにその他の整合装置も可能であること は理解されるであろう。図５Ｂ及び図５Ｃにおいて、コンデンサの値Ｃ3、Ｃ4及 び値Ｃ5、Ｃ6、Ｃ7は、所望のＭＲ周波数でコイルが共鳴し、共 鳴時におけるコイルのインピーダンスを整合しＭＲの信号−ノイズ比を最適化す るために、それぞれ同じ基準となるように調節される。 別のテストにおいて、ラビットの左大腿部の動脈から得た大動脈の試料が用い られた。カテーテルコイル(70)は大動脈の中に挿入された。高速スピンエコーの パルスシーケンスを用いて、厚さ３mmの像、５０×２５mmの視野(field of view ;FOV)、５１２×２５６のマトリックス、４ＮＥＸ、ＴＲ／ＴＥ ２０００／５ ０msの像が得られた。コイルの周りの２つの導体及び血管壁を示す像が、血管の 周りの構造を示す像と共にうまく可視化された。 他の実験において、分離された犬の心臓が用いられた。カテーテルコイルは大 動脈から心臓の回旋動脈の中へ入れられた。心臓の向きは、コイルの長軸が主磁 界(ｚ方向)と一致するように調節された。高速スピンエコーによる像作成技術を 用いて、心臓の軸方向の像が得られた。４ＮＥＸデータ獲得では、３mmのスライ ス厚さについて１００μm×１００μmの解像が得られた。血管壁と心筋が像の中 で可視化された。コイルの軸が磁界に直交して配置されたとき、磁気共鳴信号の 検出を可能にするため、コイルの磁界の十分なｘ成分とｙ成分が残存している。 図６Ａ、図６Ｂ及び図６Ｃを参照すると、カテーテルコイルの感受性マップ又 はプロットが示されている。コ イルによって作り出される軸方向磁界の感受性領域がコイルの長さＸ(図２参照) よりも遙かに小さいものと仮定し、導体(24)(26)の直径が導体(24)(26)間の距離 "ｄ"よりも遙かに小さいものと仮定すると、コイル(22)のＲＦ 界Ｂ0の方向として計算され、Ｂ0に直交するネット磁界が横磁界である。ＭＲ検 出と励起だけが横磁界を含んでいる。一般的には、本発明のカテーテルＭＲコイ ルは、Ｂ0に関して任意の方向に向けてよい。コイル(22)の導線(24)(26)は、長 さＸがｄよりも大きくなるように、一定の間隔"ｄ"をあけて保持される。直交す る３つのデカルト座標方向に向けられたコイルで作り出された横磁界の振幅は、 図６Ａ乃至図６Ｃに示されている。これらの図からわかるように、その感度プロ ファイルは磁界Ｂ0に関する方向によって変動するけれども、コイルは長軸に沿 う磁界の変化に対しては影響を受けず、磁界に関して任意の方向に横磁界を生ず る。導体(24)(26)が図６Ａに示された磁界Ｂ0と同じ方向に向けられるとき、感 受性の角度は一様である。感受性は一般的には半径軸に沿って、１／ｒにほぼ比 例して下降する。ここで"ｒ"はコイルの中心からの距離である。 磁界Ｂ0がコイルに直交している図６Ｂにおいて、横方向の磁界マップは変化 するが、それでもデータが受信されていることに留意すべきである。最終的に、 磁界Ｂ0が コイルの接線方向の向きである図６Ｃに関して、マップはさらに変化するが、そ れでも有効なデータは得られる。コイル(22)はこのような特性を有するから、コ イルが主磁界Ｂ0に関して理想的な位置にないときでも、コイル(22)は有効に作 用することができる。小さな血管の中のように、蛇行する径路を通じてコイルを 通過するときがそのような場合である。 本発明を実施する際に使用できる適当なＭＲスキャナーとして、Ｇ.Ｅ.１.５ Ｔシグナの磁気共鳴スキャナーを挙げることができる。 血管環境の場合、コイルの相互作用より誘電損失が多くなるため、コイルの品 質ファクター(Ｑ)はコイルの長さが増すにつれて下降する傾向にあり、さらには 、コイルの同調が変換する。そのような好ましくない誘電損失と離調効果(detun ing effects)を生ずる可能性を少なくするために、ファラデーシールドを用いる ことができる。図７に示されるように、円筒形状であるが、図２に示される２導 体型のコイルは、一対のほぼ平行な真直の導体(90)(92)の分岐部(94)の両端が電 気的に接続され、導体(90)(92)は可撓性の誘電材(96)を通る。ファラデーシール ドは図示の形態では、例えば、リング(100)(102)(104)(106)の如き複数のリング から構成され、これらリングは誘電材(96)の周囲にて、軸方向に互いに間隔をあ けて配置される。リング(100)(102)(104)(106)は、連続した ものでもよいし、又はスリット若しくは環状不連続部を設けて不連続でもよい。 図８及び図９を参照して、本発明の望ましい形態について説明する。この実施 例はＳＮＲの改良と感受性の均一性の向上をもたらす。コイルは、分岐部(32)に より互いに電気的に接続された１対の導体(24)(26)の代わりに、２対の導体が互 いに９０度の向きをもった平面に配置されている点以外は、全体として、図２乃 至図４のものと同様である。この実施例では、１対の第１の導体(110)(112)が誘 電材(114)を通って伸びている。誘電材は、望ましくはほぼ可撓性であり、導体( 110)(112)を収容している。導体(110)(112)の両端は電気コネクター(118)によっ て分岐されている。同様に、１対の第２の導体(124)(126)は誘電材(114)の中に 収容され、図９の角度Ａで示されるように導体(110)(112)を通る平面が９０度ず らして配置される。導体(124)(126)の両端は電気コネクター(125)により分岐さ れる。図１０Ａに示されるように、磁界Ｂ0が導体(110)(112)(124)(126)のコイ ルの向きとほぼ平行に向けられるとき、横方向の磁界マップは図６Ａのものと幾 分似ているが、より高い感受性を得られるという追加の利点がある。この実施例 は、２つの導体と比べると、導体近傍での均一性に関してすぐれている利点があ る。均一性は主磁界Ｂ0に関して、コイルの向きに対する感度が小さい。 図１０Ｂは主磁界Ｂ0に直交する向きの導体(110)(112)(124)(126)を示してい る。図１０Ｂは、主磁界Ｂ0が導体(110)(112)(124)(126)の方向と一致していな いときでも、コイルは感受性を有することを示している。 必要に応じて、対となる導体を追加して設けることもできる。これは、図６の ２つの導体、図８及び図９の４つの導体と全く同じように、一般的には互いに等 しい間隔をあけて設けられる。例えば、必要に応じて、合計３対の導体を準備し 、それぞれを誘電材の中に、周方向に互いに等しい間隔をあけて埋め込もことも できる。コイルの中で使用する導体を増やすことにより、コイル周囲での感受性 がさらに向上し、コイルの向きに対する感受性ｍの独立性が向上する。一方、不 利な点として、数多くの導電性要素を用いて達成可能なコイルの最小幅又は直径 が大きくなる。 図１１を参照すると、図２及び図３と同じ型式のコイル(130)が示されており 、導体(132)(134)はほぼ平行で誘電材(136)の中を通っている。コイル(130)は、 空間的に解像された一組の化学シフトスペクトルをもたらすために提供される。 コイルの感受性はコイルの導体(図６及び図１０参照)に近い領域に制限されるの で、一次元化学シフトの像作成又は１−Ｄ分光を局部パルスなしで用いることが できる。(140)の如きボクセルの像は、図１１では円筒形で示されており、実際 は、２導体のコイルの場合 は図６Ａ乃至図６Ｃ、４導体のコイルの場合は図１０Ａ乃至図１０Ｂに示される 感度プロファイルの形状である。別の実験では、２ＮＥＸのコイルに沿った２０ ００，１４０mmＦＯＶ及び６４位相のコード化ステップのＴＲが用いられた。こ の実験では、ＲＦパルスを送信するのにボディコイルが用いられ、同パルスを受 信するのにカテーテルコイルが用いられた。３つの隣り合うボクセルのスペクト ルが図１２に示されており、ピーク(142)(144)(146)は３つの領域からの水信号 を表わしており、ピーク(145)(147)とピーク(145)(147)は血管壁の中又は血管壁 に隣接する脂質信号を表わしている。帯域は１０００Hzであり、分解は１０２４ ポイント、ボクセル(140)のｚ寸法は２.２mmである。ボクセルの半径寸法はコイ ルの感受性から求められる。水と脂質のピークは正常な血管とアテローム血管と では異なる傾向を示す。図１２に表わされた３つの隣り合うボクセルのスペクト ルは互いに対向するコイルの上下におけるコイル感受性の位相の結果であるので 、信号が取り消されるものもある。 本発明の第１実施例において、本発明のコイルは試料から出る磁気共鳴信号の 受信器専用として用いられるのに対し、本発明の他の実施例では、同じコイルに 改変を加えており、コイルはＲＦ送信器及びＲＦ受信器の両方として作用する。 このような方式の場合、システムは、像の形成と１−Ｄ分光に際して、ＭＲ励起 ＲＦ磁界の源 が標準のＭＲスキャナー内の送信コイル以外のコイルとなる点を除いて、これま でと本質的に同じように機能する。この方式が用いられる場合、送信電力は図５ Ａのダイオード(80)で導入されることができ、プリ増幅器(82)は、ＭＲ周波数で 長さがλ／４となるように同調されたケーブルにより同位置にて接続される。 図１３乃至図１５を参照すると、本発明のコイルは、筒状の外部接続部(182)( 184)を有する従来の可撓性内視鏡(180)に配備される。コイル(190)は、隣り合う 同調／整合回路(194)が配備された内視鏡の管の下部(192)の周囲に固定される。 図１４に示されるように、コイル(190)は環状であり、内視鏡(180)の下部(192) を取り囲んでおり、下部(192)はＭＲ適合性材料から作られている。細長いコイ ル導体(191)(193)は環状の誘電材(189)の中に埋め込まれ、下端(192)に密着して 固定される。 図１５に示されるように、同調／整合回路(194)はダイオード(198)とコンデン サ(200)(202)を有している。 本発明の場合、カテーテルコイルは、例えば、血管の中で用いられ、血管の内 部に形成されたプラークの像と１−Ｄ分光分析が行なわれ、用いられた長いコイ ルにより、多スライス像が効率良く作成される。例えば、脂肪縞(fatty streaks )、石灰化、硬化症、血栓症などのその他多くの特性を調べるために用いられる 。コイルとカテーテルの使用とほぼ同時に、例えば、好ましくないプラ ークをレーザ破壊するなどの医学的介入が用いられることもできる。同じように 、内視鏡(180)を用いて行われる通常の診断又は治療行為を、像作成及び／又は 分光分析のためのコイルの使用とほぼ同時に行なうことができる。 再び図１６を参照すると、生検針(220)と共に本発明の使用例が示されており 、該針は、スチール材とは異なり、セラミック材のように磁気共鳴に適合性の材 質から作られている。コイル(232)は、針の鞘部(240)の外部に固定され、一般的 には図１４に示されるような形状をもった２又は４の導体コイルであってよい。 同調及び整合回路(244)はコイル(232)と増幅器(246)の両方に電気的に接続され 、増幅器はさらなる処理を行なうためにコンピュータ(図示せず)へ入る前に信号 を増幅させる作用を有する。この実施例では、コイル(232)は可撓性である必要 はなく、装置は患者の内部の自然通路へ入る必要はない。コイルは適当な糊又は 樹脂を用いて針に固定される。セラミック針の場合には、電子集積回路の作製分 野における当業者にとって周知な方法により、セラミックの上に導体を載せて固 定される。導体は次に、絶縁材を用いることなく被覆される。 図１７Ａ及び図１７Ｂを参照すると、誘電損失を少なくするための他の方法を 示しており、これは、直列キャパシタンスがカテーテルコイルの長さに沿って分 配されるように、同調キャパシタンスを分配するものである。 例えば、図２に示されるように、導体(32)により２つの導体の回路を短絡させる 代わりに、小さなチップコンデンサが図５の同調コンデンサＣ1及びＣ2と組み合 わせて使用され、コイルがＭＲ周波数に正しく同調されるようにキャパシタンス が選択される。他の方法について、図１７Ａ及び図２１Ｄに示された実施例を説 明する。図１７Ａはコイル(252)の出力端(250)がインピーダンスを整合させるコ ンデンサ(254)を示しており、例えば、(256)(257)(258)(259)の如き複数のコン デンサはコイル(252)の全長に亘って間隔をあけて配置され、個々の値は、コイ ルが被検対象の核のＭＲ周波数で共鳴するように同調された値が選択される。例 えば、"ｆ"がＭＲ共鳴周波数のとき、コイルは、コンデンサ(256)(257)等の値を 各々がＣiの値ほぼ等しくなるように、Ｃiの値をｆ＝(２π√[ＬＣi/ｎ])-1とな るように調節することにより、ｆで共鳴するように同調することができる。なお 、Ｌはサンプル内のコイルのインダクタンス、ｎはコイルの長さ方向に沿って分 配されたコンデンサの個数である。コンデンサは可撓性の導体要素(266)(267)(2 68)(269)などによって接続され、間隔"ｄ"は図３に示されるように、長さ方向全 体に亘ってほぼ一定である。この実施例は、図５に示されたものと比べると、" ｆ"を特定の値に同調させるために、Ｃiの値は一般的に図５のＣ1〜Ｃ7の値より も遙かに大きく、また、(266)(267)(268)(269)等のコイ ルの導体要素と試料との相互作用により生ずる誘電損失が最小になるように十分 大きな値である。本発明のこの実施例にでは、分配されたキャパシタンスを実行 する手段として、(a)コイルの所望寸法仕様に合わせて、個々の回路の容量性要 素を十分小さな寸法にすること、(b)コイルの本体を形成する可撓性誘電物質の 上に直接導体を載せること、(c)印刷回路基板及び集積電子回路の製造分野で広 く知られている技術を用いて、可撓性誘電物質の中の導体をエッチングすること 、などが挙げられる。図１７Ａは方法(b)により分配されたキャパシタンスコイ ルを示しており、図１７Ａのものと電気的に相当する実施例が図１７Ｂに示され ている。図１７Ｂを参照すると、コイル(282)の出力端(280)はインピーダンス整 合コンデンサ(284)、導電性要素(290)(292)(294)により形成された複数のコンデ ンサを有しており、これらは、例えば導電性要素(310)(312)(314)に近接し、コ イル(282)の全長に亘って間隔をあけて配備されている。また、導電性要素(296) (298)(300)により形成された複数のコンデンサは、例えば導電性要素(316)(318) (320)に近接している。番号を付していない残りの導電性要素についても同じよ うに複数のコンデンサとして供される。ここで、導体(310)(312)(314)等に近接 して導体(290)(292)(294)により形成されたコンデンサは、可撓性誘電物質の２ つの側、つまりセクション(290)(292)(294)が誘電物質の一方の側に、 セクション(310)(312)(314)などが誘電物質の他方の側に積層又は導電材料をエ ッチングすることにより作製される。隣り合う導電性プレートの２つの導体がコ ンデンサを形成し、これがコイルに沿って複数のコンデンサを形成している。説 明の都合上番号を付した導体を参照すると、導体(294)(314)は協同作用し、導体 (294)(312)と同じようにコンデンサを形成する。このようにして、キャパシタン スがコイルに沿って分配されるが、その際にもコイルは所望の可撓性を具備して いる。 図１８は同様な構造を示しており、出力(356)とインピーダンス整合コンデン サ(352)が用いられ、図８及び図９と同じように４つの導体が使用されている。 コイル(354)は、可撓性導電性要素(356)(358)及び第１の導体と関連づけられ下 側の可撓性導電性要素(360)(362)により形成された複数のコンデンサと、例えば 可撓性要素(374)(376)と関連づけられた要素(370)(372)により形成された複数の コンデンサを有している。第３の導体では、要素(380)(382)により形成された一 連のコンデンサは、可撓性導電性要素(384)(386)と関連づけられている。最後に 、第４の導体は、可撓性要素(394)(396)と関連づけられた要素(390)(392)により 形成された複数のコンデンサを有している。図１８に示すコンデンサの他の実施 例として、図１９に示すように、リング形状の複数のコンデンサを、コイルの軸 方向に間隔をあけてコイルの中に設けること もできる。 キャパシタンスを分配するというコンセプトのさらなる実施例を図２０に示し ており、コイル(412)の出力端(410)は、インピーダンス整合コンデンサ(414)と 、例えば導電性要素(440)(442)(446)(427)に関連づけられた導電性要素(420)(42 2)(426)により形成された複数の第１コンデンサと、例えば共通のキャパシタン スレール(440)(442)(446)(435)に関連づけられた導電性要素(430)(432)(434)に より形成された複数の第２コンデンサを有している。 必要に応じて、例えばキャパシタンスを分配することにより誘電損失が一旦少 なくなると、コイル上の被覆を増やすために、カテーテルＲＦ受信コイルの長さ を長くすることもできる。前述したように、例えば、エッチング又は積層により 単位長さ当たりのキャパシタンスの特定値で分配されたキャパシタンスを有する 長い導体から作製されたコイルは、コイルの長さを調節することにより、異なる ＭＲ周波数に変えることもできる。コイル長さがλ／４(但し、λは被検物内に 配置されたコイルのＭＲ周波数における波長である)まで長くなると、コイルは 自ら共鳴するので、追加の共鳴同調コンデンサを省略することができる。 図７及び図２１を参照すると、ファラデーシールドの他の実施例を図２１Ａに 示しており、コイル(460)は、リ ング状の導体を設ける代わりに、例えば長さの短い複数の導体(462)(464)(466)( 468)が可撓性物質(470)の中に埋め込まれている。図２１Ａの実施例に対する具 体的構成が図２１Ｂ乃至図２１Ｄに示されている。図２１Ｂに示されるように、 誘電材(470')は導体(472')(474')を含んでおり、複数の細長い導体(462')が導体 (472')(474')を通る平面とほぼ平行に配置され、誘電材(470')の中に埋め込まれ ている。そのような複数の導電性要素はコイルの軸方向に間隔をあけて配置され る。図２１Ｃにおいて、導体(472'')(474'')は誘電材(470'')の中に配置され、( 462'')のような細長い導電性要素は、導体(472'')(474'')を通る平面とほぼ直交 する向きに配置される。図２１Ｄにおいて、細長い導体(462''')は、導体(472''' )(474''')を通る平面にほぼ直交して、導体(472''')(474''')の間に配置され、 全ての導体は誘電材導体(470''')の中に配置される。 図２２を参照すると、２つの導体(502)(504)が連繋された２つの導体コイル(5 00)と、これらを接続する電気導体(506)を有している。連繋されたコンデンサ(5 10)(512)は、同調／整合回路とダイオード(516)を具えており、コイル(500)に電 気的に接続されている。本発明のこの実施例は、導体(502)(504)が適当な誘電材 (図示せず)の中に収容されており、離れた磁界に対する感受性が低下する利点が ある。コイル(500)の単位長さ当たりの巻き数は、 近くの磁界に同じ感受性をもたらすように調節され、これにより信号−ノイズ比 が向上する。長さ１cm当たりの望ましい巻き数は約１〜２ターンである。 図２３を参照して、本発明のソフトウエアの特徴を説明する。前述したように 、コイルのＲＦ感度はおよそ１／ｒだけ低下する。ここで、ｒはコイルの中心ま での半径距離に等しい。信号−ノイズ比は高いけれども、信号を可視化するため のダイナミックレンジは高いため、存在する全ての情報を表示し易くするために 、画像処理技術を設けることが望ましい。そのような方式の場合、像は、感度マ ップ(sensitivity map)により画素毎に分割される。感受性が低いため、信号は ノイズレベルと同等かそれよりも低いため、０の値は対応する画素へ割り当てら れる。この処理の後、通常のＭＲ像とは異なり、ノイズは間隔に依存する。 図２３に示されるように、感度マップを登録するために、まず最初に、像中の ＲＦコイルの位置を求める必要がある。これは、手操作で行なうこともできるし 、例えばコンピュータにより自動的に行なうこともできる。使用者とのやりとり を最少にするか、又は完全になくすために、最も高い信号強度を有する画素の近 傍に２つのダークスポットを見つけることにより行なうこともできる。主磁界に 関するコイルの位置は、コイルの感度マップを計算することにより決定されるべ きである(ステップ５５ ２)。これは多スライス獲得の中でコイル位置を追跡することにより、又は像平 面が常にコイルと直交していると仮定することにより、自動化することができる 。次に、獲得された像を感度マップを用いて分割する(ステップ５５４)。ステッ プ５５６では、像の領域を覆うか、或はまた、ＳＮＲが典型的には１〜５の範囲 内にある閾値よりも低いゼロを以て、像の領域を満たす。この過程では、獲得さ れた像データのＲＦ磁界の不均一性を修正する。 本発明は、被検物内部のＭＲ像作成と１−Ｄ化学シフト分析を向上させるため の改良された方法及びそれに関連する装置を提供する。これは、血管中の蛇行径 路が、受信コイルは可撓性であること、多スライスデータ獲得が所望されること を必要とする状況でも妥当する。システムは、斜め位置の場合でもＭＲ信号に対 して所望の感度をもたらすことにより有効に機能する。 さらに、コイルはコイルの長さ方向に均一な感受性をもたらし、長いコイルを 使用すると、試料のより長い部分の像が１つのコイル位置に形成される。さらに 、コイルを試料に挿入してからは同調操作は必要でない。望ましい実施例におい て、１対又は２対以上の導体が可撓性の誘電材の中に埋め込まれ、像の形成及び 分光分析を行なう際、導体を屈曲し易くしている。コイルは、受信コイル専用と して供されてもよいし、送信コイル及び受信コイルの両方として機能させること もできる。本発明は、 血管プラークのレーザー除去などの医療行為とほぼ同時に用いることができる。 本発明は、同調／整合回路、デカップリング回路、ファラデーシールド、コイ ルの長さ方向に分配されたキャパシタンス、自己共鳴、及びツイステッドコイル 対の特徴の少なくとも１つを使用することにより効率を高めることができる。 説明の都合上、像を表示する表示手段を掲げて説明したが、像の情報は、格納 し、ハードコピーにプリントし、コンピュータで改変し、その他のデータと組み 合わせることもできる。そのような処理は、本明細書における「表示」という語 に含まれるものと解されるべきである。 本発明の具体的実施例を例示し説明したが、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 変形をなすことができることは理解されるべきである。
───────────────────────────────────────────────────── 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，Ｌ Ｕ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ， ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，Ｓ Ｚ，ＵＧ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＺ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＨＵ，Ｉ Ｓ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＫ，ＬＲ ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ， ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，Ｓ Ｄ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ (72)発明者 ザーハウニ，エリアス エー. アメリカ合衆国 21209 メリーランド, バルチモア，ロックランド ビュー コー ト ５

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 １． 被検物の内部磁気共鳴を分析する方法であって、 試料を主磁界の中に配置し、 細長い受信コイルを有する侵入性プローブを試料の中又は試料の近傍に導入し 、 誘電材の中に配備され互いに電気的に接続された一対の端部を有する細長い 導電体の少なくとも１対を受信コイルとして使用し、 試料の対象領域に主磁界を印加し、 対象領域に対して勾配磁気パルスを供給し、試料内の磁気共鳴信号を励起し、 受信コイルにて、磁気共鳴信号を受信させ、応答性出力信号を送信させ、 出力信号を受信して処理し、それらをＭＲ信号に変換し、 表示手段にて、処理手段からのＭＲ情報を受信し、それを像として又は化学 シフトスペクトルとして表示することを含んでいる、試料の内部磁気共鳴を分析 する方法。 ２． コイルの中に、互いにほぼ平行な導電体を使用することを含んでいる請求 項１の方法。 ３． 受信コイルの出力信号の中に、空間位置が設定された化学シフト情報を含 んでおり、 処理手段を用いて化学シフト情報を化学シフトスペクトルに変換し、 表示手段を用いて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 請求項２の方法。 ４． 処理手段を用いて受信コイルの出力信号を像情報に変換し、 表示手段を用いて像情報を受信し表示することを含んでいる請求項２の方法 。 ５． 方法を一次元化学シフトの像作成に使用することを含んでおり、化学シフ ト情報は被検物の被検対象領域にて受信コイルの長さ方向にほぼ沿って空間分解 される請求項３の方法。 ６． 受信コイルとして使用するコイルの導電体の長さは、誘電材中にある部分 の長さが約２cm乃至５０cmである請求項２の方法。 ７． 受信コイルとして使用するコイルの長さは約５cm乃至２０cmである請求項 ６の方法。 ８． 受信コイルとして使用するコイルの最大幅は約０.５mm乃至２cmである請 求項６の方法。 ９． 受信コイルとして使用するコイルの最大幅は約０.５mm乃至１５mmである 請求項７の方法。 １０．カテーテルであるプローブ内の受信コイルを血管の中に送り込むことを含 んでいる請求項２の方法。 １１．コイルを含むカテーテルを血管の中に挿入し、ア テロームプラークの像を作成し、該プラークに関するＭＲ化学シフト情報を獲得 することを含んでいる請求項１０の方法。 １２．方法は血管からプラークを取り除くのとほぼ同時に用いられる請求項１１ の方法。 １３．受信コイルとして、弾性を有する可撓性コイルを使用することを含んでい る請求項２の方法。 １４．受信コイルとして、斜め位置であっても磁気共鳴信号に対して感受性を有 するコイルを使用することを含んでいる請求項１３の方法。 １５．受信コイルとして、長さ方向に沿ってほぼ均一な感受性を有するコイルを 使用することを含んでいる請求項６の方法。 １６．受信コイルとして、誘電材の中に埋め込まれた２対の導電体を有し、１対 をなす導電体が互いに電気的に接続されているコイルを使用することを含んでい る請求項２の方法。 １７．コイルは誘電材の中にある脚の長さが約２cm乃至５０cmである請求項１４ の方法。 １８．ＲＦパルスの間、電流誘導の影響を受けないようにするために、デカップ リング回路を受信コイルと処理手段の中間に配置することを含んでいる請求項２ の方法。 １９．好ましくない誘電損失の影響を受けないように、 受信コイルの周りにファラデーシールドを配備することを含んでいる請求項２の 方法。 ２０．コイルは、受信コイルとして使用することの他に、ＲＦパルス送信源とし て使用することを含んでいる請求項２の方法。 ２１．受信コイルを、内視鏡である侵入性プローブに固定することを含んでいる 請求項２の方法。 ２２．受信コイルを、磁気共鳴に適合した生検針である侵入性プローブの外部に 固定することを含んでいる請求項２の方法。 ２３．方法は、患者から採取された試料について、生体外で行なうことを含んで いる請求項２の方法。 ２４．方法は、患者について生体内で行なうことを含んでいる請求項２の方法。 ２５．方法は、人体に対して行なうことを含んでいる請求項２４の方法。 ２６．方法は、人体の生来の開口の中で行なうことを含んでいる請求項２５の方 法。 ２７．受信コイルからのＲＦ電送とＭＲ信号−ノイズ比が高められるように、同 調／整合回路を受信コイルと処理手段の間にて電気的に接続することを含んでい る請求項２の方法。 ２８．同調／整合回路として複数のコンデンサを用いることを含んでいる請求項 ２７の方法 ２９．複数のコンデンサは受信コイルに沿って相対的に間隔をあけて配置され、 可撓性物質に固定されることを含んでいる請求項２の方法。 ３０．コンデンサを共通のキャパシタンスレールに電気的に接続することを含ん でいる請求項２９の方法。 ３１．コイル内の導電体は、相互に螺旋状に螺回しており、好ましくない渦電流 が生じないようにすることを含んでいる請求項１の方法。 ３２．患者を被検物として用いること、及び像形成とほぼ同時に患者への医療処 置を行なうことを含んでいる請求項１の方法。 ３３．受信コイルを動かすことなく、コイルを、被検物の多スライス像を作成す るのに用いることを含んでいる請求項２の方法。 ３４．ファラデーシールドとして、リング状の導電性要素を複数個使用すること を含んでおり、隣り合うリング状要素は軸方向に間隔をあけて、コイルの誘電材 に取り付けられている請求項１９の方法。 ３５．ファラデーシールドとして、誘電材に取り付けられた細長い導電性要素を 複数個使用することを含んでいる請求項１９の方法。 ３６．主磁界に関するコイルの位置を処理手段により位置決めし、コイルの感度 マップをコンピュータ手段により計算し、感度マップを用いることにより、獲得 さ れた像の表示を向上させることを含んでいる請求項１の方法。 ３７．コンピュータ手段を処理手段として用いることを含んでいる請求項１の方 法。 ３８．受信コイルの長さを変えることにより受信コイルを同調を行なうことを含 んでいる請求項２９の方法。 ３９．所定の間隔をあけて複数の導電性要素を配備し、各導電性要素を別の導電 性要素と協同作用させてコンデンサとして機能させることにより、複数のコンデ ンサを構成することを含んでいる請求項２９の方法。 ４０．誘電物質に既に固定されている導電体をエッチングすることにより複数の コンデンサを作ることを含んでいる請求項２９の方法。 ４１．誘電物質として可撓性材料を用いることを含んでいる請求項４０の方法。 ４２．可撓性の誘電材料の上に導電性材料を積層することにより複数のコンデン サを作ることを含んでいる請求項２９の方法。 ４３．磁気共鳴により被検物を分析する装置であって、 被検物に主磁界を作る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、 主磁界内に配置された被検物の少なくとも一部分に対して、パルス化された ＲＦ信号を発するためのＲＦ信号発生手段と、 誘電材料の中に配置された少なくとも１対の細長い導電体、互いに電気的に 接続された１対の端部、及びＲＦパルスに応答して被検物から発せられた信号を 受信し応答性出力信号を発する手段を有する細長い受信コイル手段と、 受信コイル手段からの出力信号を受信して処理し、前記信号に関連したＭＲ 情報を作成する処理手段と、 処理手段から、像又は化学シフトスペクトルとして受信したＭＲ情報を表示 する視覚表示手段と、 コイルと関連性を以て動作し、被検物の中へ挿入するために、被検物に関し てコイルを位置決めするプローブ手段を具えている磁気共鳴分析装置。 ４４．対の導電体は互いにほぼ平行に配置されている請求項４３の装置。 ４５．処理手段は出力信号を、空間位置が定められた化学シフト情報に変換する 手段を有している請求項４４の装置。 ４６．被検物中の被検対象領域において受信コイルの方向にほぼ沿って空間的に 分解された一次元分解の化学シフトスペクトルを発生させるために、磁界勾配発 生手段は被検物の被検領域に亘って受信コイルに対してほぼ平行な磁界勾配を作 り出す手段を有している請求項４５の装置。 ４７．受信コイルは、誘電材の中に配備された導電体の 部分に沿って測定した長さが約２cm〜５０cmの導電体を有している請求項４５の 装置。 ４８．受信コイルは、長さが５cm〜２０cmである請求項４７の装置。 ４９．受信コイルは、最大幅が約０.５mm〜２cmである請求項４７の装置。 ５０．受信コイルはカテーテル手段の中に取り付けられ、該カテーテル手段は患 者の血管の中で受信されるような構造の外径を有しており、処理手段は出力信号 の像を作成し、出力手段を分光分析する手段を有している請求項４５の装置。 ５１．受信コイルは、コイルを動かすことなく多スライス像の作成を容易にする 長さである請求項５０の装置。 ５２．受信コイルは可撓性であり、これによって受信コイルは被検物への挿入に 際し、蛇行径路を進むことができるようにしている請求項４５の装置。 ５３．主磁界に関して斜角に配置されたときでも、磁気共鳴信号に対して感受性 を有する構造である請求項４５の装置。 ５４．受信コイルは、コイルの長さ方向の感受性がほぼ均一である請求項５３の 装置。 ５５．受信コイルは２対の導電体を有しており、各々の対をなす導電体は互いに 電気的に接続されている請求項４５の装置。 ５６．誘電材の中にあるコイルの導電体の部分の長さは約２cm〜５０cmであり、 直径は約０.５mm〜２cmであるる請求項５５の装置。 ５７．ＲＦパルスが与えられる間、好ましくない電流誘導の影響を受けないよう にするために、受信コイルと処理手段の中間に配置されたデカップリング回路を 含んでいる請求項４５の装置。 ５８．好ましくない誘電損失の影響を受けないように、受信コイルの周りに配備 されたファラデーシールドを含んでいる請求項５７の装置。 ５９．受信コイル手段は、ＭＲ信号を励起するために、ＲＦパルス送信源として 機能する手段を有している請求項４５の装置。 ６０．受信コイルは内視鏡であり、受信コイルは侵入性プローブに取り付けられ る請求項４５の装置。 ６１．プローブは、磁気共鳴に適合した生検針であり、受信コイルは生検針の外 部に固定されている請求項４５の装置。 ６２．プローブは、人体の生来の開口の中に収容される構造である請求項４５の 装置。 ６３．受信コイルと処理手段の間にて電気的に接続され、受信コイルからのＲＦ 電送とＭＲ信号一ノイズ比を高める同調／整合回路を含んでいる請求項４５の装 置。 ６４．同調／整合回路はＭＲ信号−ノイズ比を高めるた めに作用する請求項６３の装置。 ６５．同調／整合回路は複数のコンデンサを有している請求項６３の装置。 ６６．受信コイルは複数のコンデンサが受信コイルに沿って相対的に間隔をあけ て配置され、可撓性物質に固定されており、これらコンデンサの存在が受信コイ ル手段が撓むのを妨げないようにしている請求項４５の装置。 ６７．コンデンサは共通のキャパシタンスレールに電気的に接続されている請求 項６６の装置。 ６８．受信コイル手段の中の導電体は、相互に螺旋状に螺回しており、好ましく ない渦電流の誘導の影響を受けないようにしている請求項４３の装置。 ６９．ファラデーシールドは、複数個のリング状の導電性要素を含んでおり、こ れら要素は、軸方向に間隔をあけて、受信コイル手段の周囲の誘電材に固定され ている請求項５８の装置。 ７０．処理手段は、主磁界に関するコイルの位置を位置決めする手段を有し、コ イルの感度マップを計算する手段と、獲得された像の表示を向上させるために感 度マップを用いる手段を含んでいる請求項４０の装置。 ７１．ファラデーシールドは、誘電材に固定された複数の細長い導電性要素を有 している請求項５８の装置。 ７２．コイルは長さを調節することにより同調可能であ る請求項６６の装置。 ７３．相対的間隔をあけて配備された複数の導電性要素を複数のコンデンサとし て有しており、各導電性要素が他の要素と協同してコンデンサとして機能させる ようにしている請求項６６の装置。 ７４．コンデンサは複数の導電性要素が誘電物質に固定されている請求項６６の 装置。 ７５．間隔をあけて配備された複数のコンデンサは、軸方向に間隔をあけた配備 されたリング状のコンデンサを複数個有している請求項６６の装置。 ７６．導電性要素はエッジ部がエッチングされている請求項７４の装置。 ７７．誘電材の中に配備され、電気的に接続された少なくとも１対の細長い導電 体と、被検物から発せられた信号を受信し応答性出力信号を発する手段とを有す る細長い受信コイル具えている磁気共鳴コイル装置。 ７８．コイルは弾性を有し可撓性である請求項７７のコイル装置。 ７９．コイルは、長さ方向に間隔をあけて配備された複数のコンデンサを有し、 該コンデンサは可撓性物質に固定されている請求項７８のコンデンサ装置。 ８０．コイルは長さを調節することにより同調可能である請求項７９のコイル装 置。 ８１．コイルは、相対的間隔をあけて配備された複数の 導電性要素を複数のコンデンサとして有しており、各導電性要素が他の要素と協 同してコンデンサとして機能させるようにしている請求項７９のコイル装置。 ８２．コンデンサは複数の導電性要素が誘電物質に固定されている請求項７９の コイル装置。 ８３．間隔をあけて配備された複数のコンデンサは、軸方向に間隔をあけた配備 されたリング状のコンデンサを複数個有している請求項７９のコイル装置。 ８４．導電性要素はエッジ部がエッチングされている請求項８２のコイル装置。 ８５．コイルは該コイルと関連性を以て動作する同調／整合回路を有している請 求項７７のコイル装置。 ８６．コイルは誘電材の中にある部分の長さが約２cm〜５０cmであり、最大幅は 約０.５〜２cmである請求項７９のコイル装置。 ８７．同調／整合回路と関連性を以て動作するデカップリング回路を含んでいる 請求項８５のコイル装置。
JP53667096A 1995-06-01 1996-05-30 内部磁気共鳴像の形成及び分光分析の方法並びに関連する装置 Pending JP2001525685A (ja)

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