JP2006334238A - Ｍｒｉ装置用送受信素子、ｍｒｉ装置用送受信素子アレイ及び内視鏡 - Google Patents

Abstract

【課題】コイルと計測部位とを近づけることができ、高分解能計測による高解像度の画像が得られるＭＲＩ装置用送受信素子を提供する。
【解決手段】ＭＲＩ装置用送受信素子１は、コイル径が１ｍｍ以下であって、被検体に核磁気共鳴を起こさせるための高周波磁場を照射するとともに、被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信するための送受信コイル１２と、送受信コイル１２と共に共振回路を構成するコンデンサ１３と、共振回路の開閉を行うスイッチ１４と、送受信コイル１２により受信された核磁気共鳴信号を処理するための少なくともフィルタ１６を含む。
【選択図】図１

Description

本発明は、核磁気共鳴イメージング装置用送受信素子、ＭＲＩ装置用送受信素子アレイ及び内視鏡に関し、特に、核磁気共鳴信号を送受信して信号処理を行うためのＭＲＩ装置用送受信素子、ＭＲＩ装置用送受信素子アレイ及び内視鏡に関する。

核磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）は、生体組織を構成する原子核に高周波磁場を照射して磁気共鳴を起こさせ、それによって発生する核磁気共鳴信号を受信コイルで受信し、受信された核磁気共鳴信号にフーリエ変換を行って画像に再構成するもので、被検体の任意個所における断層像を得るために広く利用されている。

現在の実用化されているＭＲＩ装置の送受信コイルは、例えば、コイルの径が１０ｃｍのものから１ｍぐらいのものであり、例えば、ＳＮ比の高い画像を得るようにした磁気共鳴イメージング装置が提案されている（例えば、特許文献１参照）。
特開平１１−２２５９８０号公報

上記先行技術は、既存のコイルを利用する前提であり、例えば生物の細胞レベル等の微小内部構造の観察等の分解能の向上については考慮されていない。これは、核磁気共鳴信号（ＮＭＲ信号）の受信素子が大きく、計測領域と計測部を近づけることがうまくできないためであり、従来の大きさのコイルを計測領域と近づけた場合には、信号源からの距離が近くなり、受信感度は向上するが、計測領域以外の領域からの信号をノイズとして受信する恐れもある。このため、分解能の向上は望めなくなる。

本発明は、上記課題に鑑みなされたもので、コイルと計測部位とを近づけることができ、高分解能計測による高解像度の画像が得られるＭＲＩ装置用送受信素子を提供することを目的とする。

本発明のＭＲＩ装置用送受信素子は、コイル径が１ｍｍ以下であって、被検体に核磁気共鳴を起こさせるための高周波磁場を照射するとともに、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信するための送受信コイルと、該送受信コイルと共に共振回路を構成するコンデンサと、該共振回路の開閉を行うスイッチ手段と、前記送受信コイルにより受信された核磁気共鳴信号を処理するための少なくともフィルタを含む信号処理手段とを含む。

本発明によれば、コイルと計測部位とを近づけることができ、高分解能計測による高解像度の画像が得られるＭＲＩ装置用送受信素子を実現することができる。

以下、本発明を実施の形態により図面を用いて説明する。
（第１の実施の形態）
図１は、本発明の第１の実施の形態に係るＭＲＩ装置用送受信素子の斜視図である。図１に示すように、ＭＲＩ装置用送受信素子１は、半導体基板１１の基板面上に、回路素子あるいは回路としての、送受信コイル１２、コンデンサ１３、スイッチ１４、プリアンプ１５、周波数フィルタ１６及び信号処理回路１７が一体に、すなわち１チップに形成されて構成されている。プリアンプ１５、周波数フィルタ１６及び信号処理回路１７は、受信した信号を処理する信号処理手段を構成する。ＲＦ信号を処理する回路を、送受信コイル１２の近傍に設けることによって、ＳＮ比の改善を図っている。シリコン基板である半導体基板１１上に、送受信コイル１２、コンデンサ１３等が半導体製造プロセス技術により形成されている。

送受信コイル（以下、単にコイルという）１２は、半導体基板１１の法線方向から見たときに、矩形の渦巻き状に形成された表面コイルである。コイル１２は、Ｃｕ、Ａｕ、Ａｌ等の低抵抗率の材質が好ましい。コイル１２の一端１２ａは、コンデンサ１３の一端１３ａに、接続パターンを介して接続されている。なお、コイル１２の下の半導体基板１１内に、互いに平行に多層化したコイルを設けて、コイル１２を複数にしても良い
コイル１２と共に共振回路を構成するコンデンサ１３の一端１３ａには、スイッチ１４の一端が接続されている。スイッチ１４は、例えば、ＭＥＭＳ技術を用いて形成されたＲＦスイッチである。そのスイッチ１４の他端は、増幅手段であるプリアンプ１５に接続されている。これは、コイル１２で検出したＮＭＲ信号をできるだけ早く増幅し、微弱信号に乗るノイズの影響を低減し、コイルによって検出されたＮＭＲ信号を高いＳＮ比で計測するためである。なお、コンデンサ１３は、可変コンデンサでも良い。

プリアンプ１５は、スイッチ１４からの信号を入力信号として、増幅する。プリアンプ１５は、周波数フィルタ１６に接続されており、増幅した信号を出力信号として周波数フィルタ１６に供給する。なお、周波数フィルタは可変周波数フィルタでも良い。

さらになお、プリアンプを複数備え、周波数帯域が異なるＮＭＲ信号に応じてプリアンプをスイッチにより適宜選択して用いるようにすれば、幅広い周波数帯域で高い増幅率つまり高解像度の画像を得ることができる。

周波数フィルタ１６の出力は、信号処理回路１７に供給されている。信号処理回路１７は、ここでは、波形整形回路である。なお、信号処理回路１７は、必要に応じて、設けられてもよいし、設けられていなくてもよい。

なお、コンデンサ１３、スイッチ１４、プリアンプ１５、周波数フィルタ１６及び信号処理回路１７に関しては、通常の半導体集積回路において用いられる材料がそのまま適用できるが、特に、スイッチ１４に関しては、高周波信号に適した材料、例えばＡｕ、Ｐｔ、Ｉｒ等が好ましい。
このように、コイル１２の近傍にＲＦ信号を処理する回路素子および回路を設け、ＳＮ比を改善している。

半導体基板１１上には、３つの端子部が形成されている。第１の端子部１８ａは、コイル１２の他端１２ｂとコンデンサ１３の他端１３ｃに、それぞれ接続パターンを介して接続されている。第２の端子部１８ｂは、信号処理回路１７の出力に接続されている。第３の端子部１８ｃは、スイッチ１４の接続端に接続されている。

ＭＲＩ装置用送受信素子１は、１ｍｍ×１ｍｍの辺の基板上に形成され、計測領域は、１辺がａ１の長さの立方体である。本実施の形態では、ノイズの少ない良好な画像を得るために、ａ１は１ｍｍであり、その計測領域内の細胞ＣＣを計測することができる。

なお、コンデンサ１３、スイッチ１４、プリアンプ１５、周波数フィルタ１６及び信号処理回路１７を含む回路部を覆うように、シールド部材をその回路部の上下に設けてもよい。

図２は、半導体基板１１上に形成されたＭＲＩ装置用送受信素子１の等価回路を示す。図２に示すように、コイル１２とコンデンサ１３によって共振回路が構成される。スイッチ１４は、信号を送信するときは、共振回路が第３の端子部１８ｃに接続されるように開き、核磁気共鳴信号を受信するときは、共振回路からの出力がプリアンプ１５に接続されるように閉じる。

半導体基板１１は、本実施の形態においては、厚さが５００μｍであり、２次元の縦横方向の長さが１ｍｍ×１ｍｍの基板であり、一辺はそれぞれ１ｍｍ以下である。従って、計測部であるコイル１２は、従来装置の約１／１００程度である１ｍｍ×１ｍｍ以下の大きさとなる。なお、半導体基板１１を研磨して薄く、例えば数十μｍ程度の厚さにして、可撓性を持たせてもよい。さらに、半導体基板１１としては、シリコン基板、化合物半導体基板等でも良い。
計測部であるコイルを従来コイルの約１／１００程度である１ｍｍ×１ｍｍ以下の大きさとし、１個を平面上あるいは曲面上に配置し、あるいは、複数個をライン状あるいはマトリックス状に配置する。

ＭＲＩ装置用送受信素子１の計測領域は、ここでは、半導体基板１１の表面の法線方向において１ｍｍ以下である。そして、本実施の形態のＭＲＩ装置用送受信素子１は、計測時には、計測領域（被検体）と計測部であるコイル１２との距離を従来装置の約１／１００程度である１ｍｍ以下まで近づける。

ここで、本実施の形態におけるＳＮ比の向上による分解能向上について図３を用いて説明する。図３は、本実施の形態に係わるＭＲＩ装置用送受信素子の分解能を説明するための模式図である。

図３において、一辺がａの立方体、すなわちボクセルから発振するＮＭＲ信号をボクセルからの距離Ｌの点で直径Ｒのコイル１２で受信する場合を仮定する。コイル１２の直径とボクセルからコイル１２までの距離の比をｋ=Ｒ／Ｌとする。ボクセルから発振するＮＭＲ信号の強度は、ボクセルの体積とボクセル中の原子のラーモア周波数ωの２乗に比例した強さの信号を発振する。ここで、原子のラーモアの共鳴角周波数はボクセルに加えられた磁場の強度Ｔと比例しているため、次の式（１）に示すように、ボクセルから発振するＮＭＲ信号Ｓｉｇはａ^３Ｔ^２に比例する。

この信号を受信するコイル１２の感度は、信号を受信するコイル１２の面積に比例し、ＮＭＲ信号の発生源からの距離の２乗に反比例する。つまり次の式（２）に示すように、コイルにおけるＮＭＲ受信感度Ｓｅｎはｋ^２に比例する。

最後にこのコイル１２で受信される信号におけるノイズであるが、受信されるノイズは図３に示すようにボクセルを頂点、コイル１２を底面、ボクセルとコイル１２との距離を高さとする円錐形部から発生すると考えられる。そのため、ノイズＮは式（３）に示すように、その錐形部の体積に比例する。

これよりコイル１２で受信するＮＭＲ信号のＳＮ比（ＳＮＲ）は、信号の強度とノイズの比にコイル感度を乗じたものに比例し、式（４）に示されるように表現される。

これより、ＮＭＲ信号のＳＮ比（ＳＮＲ）は、ボクセルの体積と磁場の２乗に比例し、コイル１２とボクセルとの距離の３乗に反比例することがわかる。
つまり、ボクセルを小さくすることによって落ちてしまったＳＮ比を向上させるためには、コイル１２とボクセルとの距離を近づけることが最も効果的であることがわかる。また、コイル１２の直径とボクセルからコイル１２までの距離の比を固定した場合には、コイル１２の直径を小さくすることがＳＮ比向上のためには有効であることがわかる。つまり、コイルとボクセルとの距離を従来の約１／１００である１ｍｍ以下まで近づけることによって、従来の約１／１００の分解能である１μｍの分解能でＭＲＩ画像を取得することが可能となる。

本実施の形態によれば、例えば細胞の大きさは１０μｍであるので、１μｍの分解能であれば、例えば１０μｍの細胞を十分な分解能のＭＲイメージで観察することができる。

さらに、基板上でのコイル１２の大きさを、１００μｍ×１００μｍにすれば、より細かな、１００ｎｍの分解能でＭＲイメージを取得することが可能となる。

次に、上述した第１の実施の形態の第１の変形例を説明する。上述した例では、コイル１２は、基板上に固定された平面コイルであるが、次に説明する２つの変形例に示すように、コイル１２に方向可変機能を持たせるようにしてもよい。図４は、その第１の変形例に係るＭＲＩ装置用送受信素子１Ａの斜視図である。第１の実施の形態と同じ構成要素については同一の符号を付し、説明は省略し、主として異なる構成要素について説明する。

図４に示すように、半導体基板１１は、コイル１２の周囲部分が、その一部を残して取り除かれている。具体的には、半導体基板１１上のコイル１２が形成された部分の周りに、２つのコの字状の長孔部２１，２２が形成されている。そして、半導体基板１１上のコイル１２が形成された部分は、周囲の半導体基板１１の部分と、２箇所において接続されている。言い換えると、半導体基板１１上のコイル１２が形成された部分の周囲は、２つの接続箇所Ｃ１、Ｃ２以外はコの字状に取り除かれている。そして、半導体基板１１上のコイル１２が形成された部分は、２箇所の接続箇所Ｃ１、Ｃ２を通る軸周りに回動可能となっている。すなわち、コイル１２のコイル面は、コイル面の周辺の半導体基板１１の表面に対する、コイル面の角度が可変となっている。

さらに、コイル１２のコイル面を、周囲の半導体基板１１の平面に対して、同一平面ではなく、角度が付けられるように、アクチュエータ機構（図示せず）が、２箇所の接続箇所Ｃ１、Ｃ２に設けられている。従って、コイル１２は、２つの軸周りに回動可能な、一軸の捻じりバネを用いたトーションタイプの動作機構を有する。

アクチュエータ機構は、例えば、ＭＥＭＳアクチュエータであり、ＲＦ信号の送受信に悪影響を与えないような静電タイプのアクチュエータ、形状記憶合金アクチュエータ、あるいは圧電タイプのアクチュエータ等が好ましい。
アクチュエータ機構は、これらの実現手段に拘わらず、コイルに方向可変機能を持たせることができれば、その手段は問わない。

なお、上述した一軸の捻じりバネを用いたトーションタイプのコイルの方向可変機能に代えて、カンチレバータイプの駆動機構を備えるようにしてもよい。

さらになお、アクチュエータ機構を用いることによってコイル１２を能動的に方向変換できるが、アクチュエータ機構がない場合でも、図４のＭＲＩ装置用送受信素子１Ａのコイル１２が形成された部分は、受動的に方向転換は可能となる。

次に、第２の変形例を説明する。図５は、その第２の変形例に係るＭＲＩ装置用送受信素子１Ｂの斜視図である。第１の実施の形態及び第１の変形例と同じ構成要素については同一の符号を付し、説明は省略し、主として異なる構成要素について説明する。

図５に示すＭＲＩ装置用送受信素子１Ｂでは、コンデンサ１３、スイッチ１４、プリアンプ１５、フィルタ１６及び信号処理回路１７は半導体基板１１の平面に形成され、コイル１２が形成された部分は半導体基板１１の枠部３３と細い捻じりバネ構造で接続されている。このような構成により、後述するように、送受信コイルに３次元の方向可変機能を持たせることができる。

図５に示すように、半導体基板１１は、コイル１２が形成された部分の周りに、２つのコの字状の長孔部３１，３２が形成されている。そして、半導体基板１１上のコイル１２が形成された部分は、周囲の矩形の枠部３３と、２箇所において接続されている。言い換えると、半導体基板１１上のコイル１２が形成された部分の周囲は、２つの接続箇所Ｄ１、Ｄ２以外はコの字状に取り除かれている。そして、半導体基板１１上のコイル１２が形成された部分は、２箇所の接続箇所Ｄ１、Ｄ２を通る軸周りに回動可能となっている。

さらにその矩形の枠部３３は、周囲の半導体基板１１の部分と、２箇所において接続されている。言い換えると、枠部３３の周りに、２つのコの字状の長孔部３４，３５が形成されている。そして、枠部３３は、２箇所の接続箇所Ｄ３、Ｄ４を通る軸周りに回動可能となっており、２箇所の接続箇所を通る軸周りに回動可能となっている。接続箇所Ｄ１、Ｄ２を通る軸と、接続箇所Ｄ３、Ｄ４を通る軸とは直交する。よって、コイル１２のコイル面を、周囲の半導体基板１１の平面に対して、３次元方向において、任意の角度が付けられるように、アクチュエータ機構（図示せず）が、４箇所の接続箇所Ｄ１〜Ｄ４に設けられている。従って、コイル１２は、２つの軸周りに回動可能となっている。

４箇所のアクチュエータ機構は、上述したようなＭＥＭＳアクチュエータであり、自由にコイル１２の向きを変えることを可能である。すなわちＭＲＩ装置用送受信素子１Ｂは、コイル１２の方向可変機能を有する。

なお、図５では、アクチュエータ機構はジンバルタイプの動作機構を備えているが、カンチレバータイプの駆動機構でもよい。

以上の第１及び第２の変形例によれば、ＭＲＩ装置用送受信素子は、計測領域に応じてコイル１２の送信及び受信面を自由に変化させることを可能にする機構を備える。

従って、第１及び第２の変形例に係るＭＲＩ装置用送受信素子によれば、コイル１２の向きをアクティブに自由に変化させることにより、被検体の表面形状に倣ってコイル１２の向きを設定することができるので、被検体にコイル１２を近接できるばかりではなく、ＮＭＲ信号を受信効率が最大となる向きで受信することができ、ＮＭＲ信号を効率良く且つ高感度に検出できるため、高ＳＮ、高分解能かつ高解像度のＭＲＩ画像が得られる。

言い換えると、上述した２つの変形例に係るコイルは、半導体基板とは細い捻じりバネ構造で接続されているため、方向可変機能を有し、被検体から発生するＮＭＲ信号の受信効率が最大となる方向で受信することができ、高いＳＮ比で、高分解能及び高解像度のＭＲＩ画像を得ることができる。

なお、本実施の形態に係るＭＲＩ装置用送受信素子を半導体基板に対する微細加工技術を用いて形成することにより、１ｍｍ角以下の微小化したＭＲＩ装置用送受信素子を容易に形成することができる。すなわち、半導体集積回路を作製するのと同様に、非常に簡単に作製できるので、非常に小型で、分解能１μｍ以下のＭＲＩ画像が得られ、高分解能測定が可能なＭＲＩ装置用送受信素子を実現することが容易である。

（第２の実施の形態）
次に、第２の実施の形態について説明する。第２の実施の形態は、ＭＲＩ装置用送受信素子を、薄いフィルム上に形成した点が、第１の実施の形態のＭＲＩ装置用送受信素子と異なる。例えば、図１のＭＲＩ装置用送受信素子において、コイル等が形成される基板の厚さを、数十μｍにすることによって、コイル等を薄いフィルム上に形成した点に特徴がある。なお、第１の実施の形態と同じ構成要素については、同一の符号を付して説明は省略し、主として異なる事項を説明する。

ここでは、ガラス基板を用いて、本実施の形態に係る薄いＭＲＩ装置用送受信素子の製造方法について説明する。図６から図１１は、本実施の形態に係るＭＲＩ装置用送受信素子の製造方法を説明するための図であり、特に、図１のＡ−Ａ´線に沿った断面により、基板上に、コイル１２とコンデンサ１３を形成して製造する方法を説明するための図である。

まず、図６に示すように、５００μｍの厚さのガラス基板１１上に、ポリイミド、シリコン窒化膜等の絶縁膜５１を、数μｍの厚さで形成する。絶縁膜５１としては基板１１をエッチングする化学物質に対して耐性のある材料でなければならない。

絶縁膜５１上に、コンデンサ１３の下部電極とコイル１２の接続用配線となる金属薄膜５２を、金属薄膜形成技術及び半導体フォトリソグラフィ加工技術を用いて、所望の形状に形成する。金属薄膜５２は、絶縁膜５１に接触する第１の膜５２ａを含み、さらに第１の膜５２ａ上に、第２の膜５２ｂを介して形成された第３の膜５２ｃを含む。

第１の膜５２ａは、例えば５０ｎｍの厚さのＣｒで、第２の膜５２ｂは、例えば７５０ｎｍの厚さのＣｕで、第３の膜５２ｃは、例えば５０ｎｍの厚さのＴｉである。なお、ここでは、金属薄膜５２は、Ｃｕを上下から異種金属により挟む積層構造を用いているが、Ｃｕ単層、Ａｌ、Ｍｏ等の金属材料でもよいが、本実施の形態では、これらの材料に限定されるものではない。

次に、基板表面にコンデンサ１３の絶縁膜用のポリイミドの絶縁膜５３を、スピンコートにより形成する。絶縁膜５３は、約２．４μｍの膜厚である。
そして、図７に示すように、コイル１２の一端１２ｂの接続用開口部５４をフォトリソグラフィ加工技術により形成する。なお、絶縁膜５３は、印刷法によって形成してもよく、その場合、膜厚は、約１０μｍである。さらになお、ポリイミドの絶縁膜の代わりに、シリコン酸化膜、シリコン窒化膜等を、プラズマＣＶＤ方式により形成してもよい。

次に、図８に示すように、コイル１２及びコンデンサ１３の上部電極形成用の金属薄膜５５を、金属薄膜形成技術及び半導体フォトリソグラフィ加工技術を用いて、所望の形状に形成する。金属薄膜５５は、絶縁膜５３に接触する第１の膜５５ａと、さらに第１の膜５５ａ上に第２の膜５５ｂを含む。特に、第２の膜５５ｂは、電解メッキ法によるコイル１２及びコンデンサ１３の上部電極形成時のシード層となる。

第１の膜５５ａは、例えば５０ｎｍの厚さのＣｒで、第２の膜５５ｂは、例えば７５０ｎｍから１μｍの厚さのＣｕであることが好ましいが、これらの膜厚に限定されない。

続いて、図９に示すように、基板表面上の金属薄膜５５以外の部分に、厚膜フォトレジストパターンを、半導体フォトリソグラフィ加工技術を用いて、約１０μｍの膜厚で形成する。そして、第２の膜５５ｂをシード層として、電解メッキ法により、コイル１２及びコンデンサ１３の上部電極を形成する。

なお、シード層となる第２の膜５５ｂを基板表面の全面に形成した後に、厚膜フォトレジストのパターン５６を形成し、そのパターンを用いて電解メッキ法によりコイル１２及びコンデンサ１３の上部電極を形成するようにしてもよい。この場合、厚膜フォトレジストのパターン５６を除去した後に、電解メッキ時に不必要なシード層の部分はエッチングにより除去される。第２の膜５５ｂを厚く形成することによって、コイル１２の低抵抗値化を図っている。

次に、図１０に示すように、厚膜フォトレジストのパターン５６を除去した後に、基板表面上に、ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）あるいはポリイミドの、電気的な保護膜としての絶縁膜５７を形成する。なお、コイル１２及びコンデンサ１３の上部電極における、外部との電気的な接続部分では、リフトオフ法などにより金属層の表面が露出される。

最後に、ガラス基板１１をフッ酸によりエッチングすることによって、全体の厚さを数十μｍにして、ＭＲＩ装置用送受信素子を、可撓性のあるフィルム状にする。なお、可撓性フィルムの裏面上に、すなわち、絶縁膜５１の下面上には保護膜としての絶縁膜（図示せず）を形成する。

以上のようにして、ＭＲＩ装置用送受信素子を、薄いフィルム上に形成することができる。

さらに、第２の実施の形態に係るＭＲＩ装置用送受信素子を、薄型化基板あるいは可撓性フィルム上に形成することにより、後述するように曲面上への配列もしくは様々な応用も可能となる。

（第３の実施の形態）
次に、第３の実施の形態について説明する。第３の実施の形態は、ＭＲＩ装置用送受信素子において、コイルとコイル以外の構成要素を別々の基板に形成し、コイル以外の構成要素であるフィルタ、プリアンプ等が形成された基板上に、コイルが形成された基板を積層化するように設けた点が、第１の実施の形態のＭＲＩ装置用送受信素子と異なる。なお、第１の実施の形態と同じ構成要素については、同一の符号を付して説明は省略し、主として異なる事項を説明する。

図１２は、２つの基板からなるＭＲＩ装置用送受信素子の構造を説明するための組み立て構成図である。本実施の形態に係るＭＲＩ装置用送受信素子３は、第１の基板１１Ａと第２の基板１１Ｂとを積み重ねるようにして構成されている。

第１の基板１１Ａの表面上に、コイル１２が形成されている。コイル１２の両端の端子部１２ｃ、１２ｄも、第１の基板１１Ａの表面上に形成されている。第２の基板１１Ｂ上には、コンデンサ１３、スイッチ１４、プリアンプ１５、周波数フィルタ１６及び信号処理回路１７が一体に形成されて構成されている。コンデンサ１３の両端の端子部１３ｄ、１３ｅも、第２の基板１１Ｂの表面上に形成されている。シリコン基板である半導体基板１１Ａと１１Ｂ上に、コイル１２、コンデンサ１３等が半導体製造プロセス技術により形成されている。

半導体基板１１Ｂ上には、３つの端子部が形成されている。第１の端子部２８ａは、コイル１２の一端２２ｂとコンデンサ１３の他端１３ｃに、それぞれ接続パターンを介して接続されている。第２の端子部２８ｂは、信号処理回路１７の出力に接続されている。第３の端子部２８ｃは、スイッチ１４の接続端に接続されている。

第１の基板１１Ａと第２の基板１１Ｂは、ここでは同じサイズであり、第１の基板１１Ａのコイル１２が形成されている面の反対側の面と、第２の基板１１Ｂのコンデンサ１３等が形成されている面とが貼り合わされる。コイル１２の両端の端子部１２ｃ、１２ｄとコンデンサ１３の両端の端子部１３ｄ、１３ｅとが、基板表面に直交する方向から見たときに、同じ位置になるように、それぞれの基板上に設けられている。第１の基板１１Ａと第２の基板１１Ｂとを貼り合わせたときに、第１の基板１１Ａ上のコイル１２と第２の基板１１Ｂ上に形成されたコンデンサ１３等との電気的接続をするために、第１の基板１１Ａ上の端子部１２ｃ、１２ｄの下には、それぞれ基板貫通配線（図示せず）が形成されている。

なお、本実施の形態では、両基板の電気的な接続は、基板貫通配線を利用しているが、他の方法によってもよく、これには限定されない。

さらになお、本実施の形態では、コイル１２は、基板表面上に形成されているが、コイル１２は、上述した第１の実施の形態の第１及び第２の変形例のように、１軸周りあるいは２軸周りに回動可能になるように、基板と細い捻じりバネ構造で接続された基板上に形成するようにしてもよい。

また、コイル１２が形成される第１の基板１１Ａは、第２の実施の形態のようなガラス基板でもよいし、可撓性フィルムでもよい。

さらにまた、第２の基板１１Ｂ上には、コンデンサ、スイッチ、フィルタ、プリアンプおよび信号処理回路が形成されているが、その中の一部の素子または回路を第１の基板に形成するなどするようにしてもよい。

さらになお、高周波ノイズを抑えるために、第２の基板の周囲を覆うように、シールド部材などの高周波雑音遮蔽構造を設けてもよい。

以上のように、第３の実施の形態に係るＭＲＩ装置用送受信素子では、複数の基板、ここでは２つの基板を積層化することにより、コイルの大きさを最大限にしつつ、送受信素子を最小限の面積に留めることができる。

また、第３の実施の形態に係るＭＲＩ装置用送受信素子では、コイルの開口率が大きいので、ＮＭＲ信号を効率よく、かつ高感度に検出できるため、高ＳＮ比、高分解能かつ高解像度のＭＲＩ画像が得られる。

なお、コイル及びコイル以外の素子をそれぞれ半導体基板上に形成するのではなく、それぞれ可撓性フィルム上に形成しても良い。

さらに、コイルあるいはコイルとコンデンサは可撓性フィルム上に形成し、スイッチ、フィルタ及びプリアンプは半導体基板上に形成し、可撓性フィルム上に半導体基板を搭載し、あるいは半導体基板上に可撓性フィルムを搭載するようにしてもよい。

さらにまた、コイルを形成した基板部を絶縁性材料、例えばガラス基板等で構成した場合、電気的絶縁されてコイルが中空に配置されたことになるので、寄生容量が小さく、高いＱ値の送受信コイルが実現でき、その結果、ＳＮ比の向上並びに分解能の向上も果たす。

次に、上述した３つの実施の形態および各変形例に係るＭＲＩ装置用送受信素子を、基板平面上に２次元マトリックス状に複数配置することによって、ＭＲＩ装置用送受信素子アレイを構成した応用例を説明する。図１３は、複数のＭＲＩ装置用送受信素子を硬質基板の平面上に２次元アレイ状に配列したＭＲＩ装置用送受信素子アレイの例を示す斜視図である。図１３に示すように、例えば、半導体基板あるいはガラス基板等の硬質基板の平面上に、複数のＭＲＩ装置用送受信素子を２次元アレイ状に配列する。

あるいは、ＭＲＩ装置用送受信素子を、可撓性フィルム上に２次元マトリックス状に複数配置することによって、ＭＲＩ装置用送受信素子アレイを構成するようにしてもよい。図１４は、複数のＭＲＩ装置用送受信素子を可撓性フィルムの曲面上に２次元アレイ状に配列したＭＲＩ装置用送受信素子アレイの例を示す斜視図である。可撓性フィルムを、第２の実施の形態において説明したように、ガラス基板などの基板を薄くすることによって形成するようにしてもよい。
すなわち、計測部であるコイルを従来の約１／１００程度である１ｍｍ×１ｍｍ以下の大きさとし、平面上あるいは曲面上に複数個アレイ状に配置する。

図１３のＭＲＩ装置用送受信素子アレイの場合、複数の素子が、硬質基板上に形成されているが、全体として極めて小型にすることができる。

図１４のＭＲＩ装置用送受信素子アレイの場合、各素子は、１つが非常に小さく、かつ可撓性フィルム上あるいは薄板化した半導体基板上等に形成された場合には、平面上はもちろんのこと、曲面上にも配列可能であり、被検体の形状に合わせて任意の形状にアレイ平面を変形させることが可能になるとともに非常に小型化できる。

しかし、図１３と図１４のいずれの場合も、微小領域の被検体あるいは計測領域に近接して送受信素子を三次元的に配置することができる。そのため、ＭＲＩシステムの適用性は格段に向上すると共に、高ＳＮ比、高分解能のＭＲＩ画像が得られる。

また、個々の素子が最も感度の高い領域からのＮＭＲ信号を選択的に受信、検出することにより、高いＳＮ比を実現できるとともに、並列信号処理を行うことにより高速でＭＲＩ画像を得ることができる。したがって、非常に小型にもかかわらず、高分解能且つ高速な並列イメージング画像が容易に得られる。

なお、複数のＭＲＩ装置用送受信素子を硬質基板の平面上に２次元アレイ状に配列した場合、硬質基板の一部に可撓性樹脂等からなる屈折部位を設けて、自由度を持たせてもよい。

以上のように、図１３及び図１４に示すようなＭＲＩ装置用送受信素子アレイの場合、各ＭＲＩ装置用送受信素子からの信号を並列イメージング処理するようにすれば、リアルタイム且つ高速での被検体の計測に適する。

さらになお、図１３及び図１４は複数のＭＲＩ装置用送受信素子を２次元アレイ状に配列した場合であるが、１次元アレイ状に配列しても良いことは言うまでもない。

以上説明したように、図１３と図１４の場合、小型である上に性能も向上し、平面あるいは曲面上に１次元もしくは２次元状に配列することにより、様々な分野への応用が期待できる。特に、可撓性フィルムあるいは可撓性樹脂等による屈折部位を設けた場合には、微小な自由曲面への送受信素子の配列搭載が可能となり、生体観察を含めた応用範囲が更に拡がる。

さらに、上述した３つの実施の形態および各変形例に係るＭＲＩ装置用送受信素子を、内視鏡の挿入部の先端部に配置してもよい。図１５から図１７は、上述した実施形態あるいは変形例に係るＭＲＩ装置用送受信素子を複数設けた内視鏡を説明するための図である。

図１５と図１６は、挿入部の先端部の外周面上に、複数のＭＲＩ装置用送受信素子が設けられた内視鏡の斜視図である。図１５は、複数のＭＲＩ装置用送受信素子がマトリックス状に設けられた可撓性フィルム７１が挿入部６１の円柱状の先端部の外周面上に貼り付けられて設けられている。挿入部６１の先端面には、観察窓、照明窓６１ａが設けられている。図１６は、斜視内視鏡の挿入部の先端部の一部の断面が多角形の形状を有する部分に、複数のＭＲＩ装置用送受信素子がマトリックス状に設けられている。具体的には、断面が多角形の形状を有する部分の表面上に、複数のＭＲＩ装置用送受信素子がマトリックス状に設けられた可撓性フィルムあるいは薄板化した基板７２が貼り付けられて設けられている。挿入部６２の先端面には、観察窓、照明窓６２ａが設けられている。

図１７は、挿入部の先端部の先端面上に、複数のＭＲＩ装置用送受信素子が設けられた内視鏡の斜視図である。図１７は、複数のＭＲＩ装置用送受信素子がマトリックス状に設けられた可撓性フィルムあるいは基板７３が、挿入部の先端部の先端面上に貼り付けられて設けられている。挿入部６３の先端面には、観察窓、照明窓６３ａが設けられている。

図１５から図１７に示す例では、ＭＲＩ装置用送受信素子は、１つが非常に小さく、かつ可撓性フィルム上あるいは薄板化した半導体基板上に形成されているため、アレイ化しても自由形状にし易いので、細径内視鏡の先端部の円柱形状側面等にも容易に貼り付けることができる。なお、このとき、ＭＲＩ装置用送受信素子を保護膜等で覆うことが望ましい。
図１５から図１７の内視鏡を用いると、内視鏡画像とＭＲＩ画像を組み合わせた画像の取得が可能となる。

さらに、ＭＲＩ装置用送受信素子をカテーテルの側面部に配置してもよい。カテーテルの側面部にＭＲＩ装置用送受信素子を配置することにより、施術部の高分解能なＭＲＩ画像を見ながらの手術が可能となる。

以上のように、上述した３つの実施の形態、変形例及び応用例に係るＭＲＩ装置用送受信素子あるいはＭＲＩ装置用送受信素子アレイを用いれば、高分解能のＭＲＩ画像を得ることができる。

特に、微小で高感度なＭＲＩ装置用送受信素子をアレイ状に配置することによって、関心領域を高感度、低ノイズ、高ＳＮ比かつ高速での計測を実現し、高ＳＮ比によって空間分解能１μｍ以下のＭＲＩ画像を取得することができる。また、上記分解能により、生物の細胞レベルでの微小内部構造の観察を生きたまま非侵襲で計測することが可能となり、例えば空間分解能１μｍ以下の分解能でシナプスレベルでの形態計測などの生態観察をリアルタイムで高速に実現できる。

上述した３つの実施の形態、変形例及び応用例に係るＭＲＩ装置用送受信素子あるいはＭＲＩ装置用送受信素子アレイを用いれば、コイルと計測部位とを近づけることができ、小型で、高分解能計測による高解像度の画像が高速で得られるＭＲＩ装置用送受信素子を実現することができ、生物の細胞レベルでの微小内部構造の観察等の生体反応観察をすることができる。上述した３つの実施の形態、変形例及び応用例に係るＭＲＩ装置用送受信素子あるいはＭＲＩ装置用送受信素子アレイを用いれば、１μｍ以下の分解能を実現できるので、ＭＲＩ装置が、生物の細胞レベルでの微小内部構造の観察を生きたまま非侵襲で計測する用途にも適用可能となる。そして、生体反応の観察においては、リアルタイムで、高速且つ正確な計測が可能となる。

なお、以上の各実施の形態、各変形例及び応用例では、各コイルは、信号の送受信を行う例であるが、受信のみを行うものでもよい。

本発明は、上述した実施の形態に限定されるものではなく、本発明の要旨を変えない範囲において、種々の変更、改変等が可能である。

本発明の第１の実施の形態に係るＭＲＩ装置用送受信素子の斜視図である。 本発明の実施の形態に係わるＭＲＩ装置用送受信素子の等価回路図である。 本実施の形態に係わるＭＲＩ装置用送受信素子の分解能を説明するための模式図である。 本発明の第１の実施の形態の第１の変形例に係るＭＲＩ装置用送受信素子の斜視図である。 本発明の第１の実施の形態の第２の変形例に係るＭＲＩ装置用送受信素子の斜視図である。 本発明の第２の実施の形態に係るＭＲＩ装置用送受信素子の製造方法を説明するための図である。 本発明の第２の実施の形態に係るＭＲＩ装置用送受信素子の製造方法を説明するための図である。 本発明の第２の実施の形態に係るＭＲＩ装置用送受信素子の製造方法を説明するための図である。 本発明の第２の実施の形態に係るＭＲＩ装置用送受信素子の製造方法を説明するための図である。 本発明の第２の実施の形態に係るＭＲＩ装置用送受信素子の製造方法を説明するための図である。 本発明の第２の実施の形態に係るＭＲＩ装置用送受信素子の製造方法を説明するための図である。 本発明の第３の実施の形態に係るＭＲＩ装置用送受信素子の構造を説明するための組み立て構成図である。 本発明の各実施の形態あるいは各変形例に係る複数のＭＲＩ装置用送受信素子を硬質基板の平面上に２次元アレイ状に配列したＭＲＩ装置用送受信素子アレイの例を示す斜視図である。 本発明の各実施の形態あるいは各変形例に係る複数のＭＲＩ装置用送受信素子を可撓性フィルムの曲面上に２次元アレイ状に配列したＭＲＩ装置用送受信素子アレイの例を示す斜視図である。 本発明の各実施の形態あるいは各変形例に係る複数のＭＲＩ装置用送受信素子が、挿入部の先端部の外周面上に設けられた内視鏡の斜視図である。 本発明の各実施の形態あるいは各変形例に係る複数のＭＲＩ装置用送受信素子が、挿入部の先端部の外周面上に設けられた内視鏡の斜視図である。 本発明の各実施の形態あるいは各変形例に係る複数のＭＲＩ装置用送受信素子が、挿入部の先端部の先端面上に設けられた内視鏡の斜視図である。

符号の説明

１，１Ａ，１Ｂ，２，３ ＭＲＩ装置用送受信素子、１１，１１Ａ，１１Ｂ 基板、１２ コイル、１３ コンデンサ、１４ スイッチ、１５ プリアンプ、１６ 周波数フィルタ、１７ 信号処理回路、１８ａ、１８ｂ、１８ｃ 端子部、２１，２２，３１，３２，３４，３５ 長孔部

Claims (16)

1. コイル径が１ｍｍ以下であって、被検体に核磁気共鳴を起こさせるための高周波磁場を照射するとともに、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信するための送受信コイルと、
   該送受信コイルと共に共振回路を構成するコンデンサと、
   該共振回路の開閉を行うスイッチ手段と、
   前記送受信コイルにより受信された核磁気共鳴信号を処理するための少なくともフィルタを含む信号処理手段とを含むＭＲＩ装置用送受信素子。
2. 前記送受信コイルは、半導体基板上に形成されていることを特徴とする請求項１記載のＭＲＩ装置用送受信素子。
3. さらに、前記コンデンサと、前記スイッチ手段と、前記信号処理手段とが前記半導体基板上に形成されていることを特徴とする請求項２記載のＭＲＩ装置用送受信素子。
4. 前記送受信コイルは、第１の半導体基板上に形成され、前記コンデンサと、前記スイッチ手段と、前記信号処理手段とが第２の半導体基板上に形成されていることを特徴とする請求項１記載のＭＲＩ装置用送受信素子。
5. 前記送受信コイルのコイル面は、該コイル面の周辺の前記半導体基板の表面に対する、前記コイル面の角度が可変であることを特徴とする請求項２又は請求項３記載のＭＲＩ装置用送受信素子。
6. 前記送受信コイルのコイル面は、該コイル面の周辺の前記第１の半導体基板の表面に対する、前記コイル面の角度が可変であることを特徴とする請求項４記載のＭＲＩ装置用送受信素子。
7. 前記送受信コイルは、可撓性フィルム上に形成されていることを特徴とする請求項１記載のＭＲＩ装置用送受信素子。
8. 前記コンデンサと、前記スイッチ手段と、前記信号処理手段とが半導体基板上に形成され、
   前記送受信コイルが形成された前記可撓性フィルム上に前記半導体基板を搭載、あるいは、前記送受信コイルが形成された前記可撓性フィルムを前記半導体基板上に搭載したことを特徴とする請求項７記載のＭＲＩ装置用送受信素子。
9. 請求項１から請求項８のいずれか１項に記載の前記ＭＲＩ装置用送受信素子を、アレイ状に配置したことを特徴とするＭＲＩ装置用送受信素子アレイ。
10. 請求項１から請求項８のいずれか１項に記載の前記ＭＲＩ装置用送受信素子を、内視鏡挿入部の先端部に配置したことを特徴とする内視鏡。
11. 前記ＭＲＩ装置用送受信素子は、前記内視鏡挿入部の前記先端部の周囲に設けられていることを特徴とする請求項１０記載の内視鏡。
12. 前記ＭＲＩ装置用送受信素子は、前記内視鏡挿入部の前記先端部の先端面に設けられていることを特徴とする請求項１０記載の内視鏡。
13. 請求項１から請求項８のいずれか１項に記載の前記ＭＲＩ装置用送受信素子を、内視鏡挿入部の先端部に配置したことを特徴とするカテーテル。
14. 前記ＭＲＩ装置用送受信素子は、前記内視鏡挿入部の前記先端部の周囲に設けられていることを特徴とする請求項１３記載のカテーテル。
15. 前記ＭＲＩ装置用送受信素子は、前記内視鏡挿入部の前記先端部の先端面に設けられていることを特徴とする請求項１３記載のカテーテル。
16. コイル径が１ｍｍ以下であって、被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信するための受信コイルと、
    該受信コイルと共に共振回路を構成するコンデンサと、
    前記受信コイルにより受信された核磁気共鳴信号を処理するための少なくともフィルタを含む信号処理手段とを含むＭＲＩ装置用受信素子。
    
    

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