JPH11235322A

JPH11235322A - 音響ｍｒｉ装置および音響ｍｒｉ用プローブ

Info

Publication number: JPH11235322A
Application number: JP10042589A
Authority: JP
Inventors: Hitoshi Yamagata; 仁山形
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1998-02-24
Filing date: 1998-02-24
Publication date: 1999-08-31

Abstract

(57)【要約】【課題】大掛かりで操作が複雑化する別体装置を必要す
ることなく、使い勝手を向上させ、また構造の比較的簡
単な構成でありながら、患部に確実に音響エネルギを伝
えることができ、高精度かつ能率良く音響ＭＲＩ法を実
施させる。【解決手段】被検体の血管に挿入され且つ気体を給排す
ることにより膨脹、収縮可能なバルーン２１ａと、バル
ーンに音響振動エネルギを供給する手段２３、２３ａ、
２１と、バルーンに設置されたＭＲＩ用の受信コイル７
Ｒとを備えた音響ＭＲＩ用プローブＰＲを形成する。バ
ルーン２１ａは、経皮的に血管内に挿入される管状のカ
テーテル２１の一部に当該カテーテルの内部と連通した
状態で当該カテーテルと一体に設けられている。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、被検体内の原子核
スピンの磁気共鳴現象を利用した磁気共鳴イメージング
（ＭＲＩ）の技術分野に属し、とくに、音響ＭＲＩと呼
ばれるイメージング法の実施に関する。

【０００２】

【従来の技術】磁気共鳴（ＭＲ）イメージングは、静磁
場中に置かれた被検体の原子核スピンをそのラーモア周
波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って
発生するＭＲ信号に基づいて画像を再構成したり、スペ
クトルを得る手法である。

【０００３】この磁気共鳴イメージングの分野におい
て、近年、組織に音響エネルギを加えたときに組織の弾
性係数の違いが組織中のスピンの挙動に反映する現象に
着目して、磁気共鳴イメージングの位相法を用いて組織
の弾性係数のマッピングを行うというイメージング法
（以下、音響ＭＲＩまたは音響ＭＲＩ法と呼ぶ）の研究
例が報告されている。（例えば、「R Muthupillai et a
l., "Magnetic ResonanceImaging of Acoustic Strain
Waves, 189, SMRM, 1995 」参照。）

【０００４】

【発明が解決しようとする課題】この音響ＭＲＩを実行
するには、イメージング中に何等かの方法で、音響エネ
ルギを患部に伝達しなければならない。しかしながら、
従来の磁気共鳴イメージング装置やＭＲＩ用受信装置の
場合、音響エネルギを患部に供給する各別の構成を備え
ていない。

【０００５】このため、従来の装置を用いて音響ＭＲＩ
を実施する場合、何等かの音響エネルギ伝達装置が別体
として必要になる。しかし、別体装置を用いた場合、臨
床の場に設置する装置全体が、設備的に大掛かりにな
り、また操作的に複雑になりすぎて、実際のイメージン
グは殆ど困難であると想定される。

【０００６】ところで、この磁気共鳴イメージングの分
野において、近年、生体内部、例えば血管内部や体腔部
内に受信ＲＦコイルを挿入して患部に接近させ、患部を
間近から画像化しようとする内視鏡的使用法が提案され
ている。

【０００７】この使用法を実現するＭＲＩ用受信装置の
一例として、血管狭窄などの診断および治療や、体腔内
の例えば胃癌などの患部の診断のために用いられるバル
ーンカテーテルに、ＭＲＩ用微小受信コイルを埋め込ん
だ装置が知られている。この装置を使って、生体内の局
所的な患部の画像をより精細に捕らえようとする試みが
なされている。

【０００８】また、別の例として、例えば特開昭６４−
２０８３２号公報に記載の発明である「ＮＭＲ計測用ア
ンテナ装置」や、特開平６−７３２０号公報に記載の発
明である「ＭＲ内視鏡装置」がある。このいずれの装置
も、その具体的な態様においては、光学内視鏡装置のス
コープ先端寄りの所定位置に膨脹・収縮可能なバルーン
を併設し、このバルーンにＭＲＩの受信ＲＦコイル（ア
ンテナ）を取り付けた構造になっている。

【０００９】しかしながら、これらの内視鏡的使用の装
置においても、音響エネルギを患部に伝達するには別体
の装置が必要であり、上述したと同様の問題がある。ま
た、この別体装置を用いる場合、血管などの患部の側に
は既に、受信コイルを埋め込んだバルーンなどが受信の
ために位置しているから、患部に的確に音響エネルギを
伝える最も良い場所の確保が困難であり、結局、音響エ
ネルギの的確な伝達は実際上、困難である。

【００１０】したがって、従来の各種の装置をもってし
ても、現在研究されている音響ＭＲＩ法を好適に実施し
得るものではなかった。

【００１１】本発明は、このような従来技術の現状を打
破するためになされたものであり、音響エネルギの伝達
のための大掛かりで、操作が複雑化する別体装置を必要
することなく、使い勝手を向上させ、また構造の比較的
簡単な構成でありながら、患部に確実に音響エネルギを
伝えることができ、高精度かつ能率良く音響ＭＲＩ法を
実施できるようにすることを、その目的とする。

【００１２】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成させるた
め、本発明の音響ＭＲＩ用プローブは、被検体の体腔内
に挿入され且つ気体を給排することにより膨脹、収縮可
能なバルーンと、このバルーンに音響の振動エネルギを
供給する振動供給手段と、前記バルーンに設置された磁
気共鳴イメージング（ＭＲＩ）用の受信コイルとを備え
たことを特徴とする。

【００１３】好適には、前記バルーンは、経皮的に血管
内に挿入される管状のカテーテルの一部に当該カテーテ
ルの内部と連通した状態で当該カテーテルと一体に設け
られている構造である。

【００１４】これにより、バルーンがカテーテルの一部
として形成され、しかもバルーン内部にＭＲＩ用受信コ
イルが装備され、かつ、この同一バルーンを介して音響
振動エネルギを患部に確実に伝達することができる。し
たがって、従来のように、音響エネルギの伝達のための
大掛かりで、操作が複雑化する別体装置を必要としな
い。また、ＭＲ信号受信と音響振動エネルギの伝達とい
う両機能を統合しているため、使い勝手にも優れる。こ
のように構造の比較的簡単な構成でありながら、患部に
確実に音響エネルギを伝えることができ、高精度に音響
ＭＲＩ法を実施でき、診断能を向上させ、治療効果の確
認も的確に行うことができる。

【００１５】上述の構成の好適な一例として、前記バル
ーンは、前記振動エネルギの前記被検体の体腔壁への伝
達を促進する振動伝達促進部を備える。好ましくは、前
記振動伝達促進部は、前記カテーテルの軸方向またはそ
の軸方向に直交した方向に沿って前記バルーンに複数個
形成されている。また別の例では、前記振動伝達促進部
は、前記バルーンの膜厚を部分的に薄く形成した膜構造
を有する。さらに別の例では、前記振動伝達促進部は、
前記バルーンの膜の弾性係数を部分的に小さく形成した
膜構造を有する。この振動伝達促進部を形成することに
より、モアレパターンを利用して弾性係数の違いをコン
トラスト良く捕らえた音響ＭＲＩ像を提供できる。

【００１６】さらに好適には、前記振動供給手段は前記
振動を発生する振動源を有し、この振動源は前記プロー
ブの外部に設けられている構成とする。例えば前記振動
源は、気体振動を発生する気体ポンプである。空気ポン
プの吐出圧をオン・オフ制御することで、カテーテルを
通してバルーン内部に空気圧による音響エネルギを確実
に発生させることができる。

【００１７】さらに好適には、前記振動供給手段は前記
振動を発生する振動源を有し、この振動源は前記バルー
ン内に設けることである。この振動源を例えばセラミッ
ク振動子でコンパクトに形成することができる。

【００１８】さらに好適には、前記カテーテルはオペレ
ータが操作するガイドワイヤを貫通させて備えることで
ある。ガイドワイヤを通してカテーテル、すなわち、バ
ルーンを血管などの体腔内の患部の位置まで確実に案内
できる。

【００１９】さらに好適には、前記バルーンに、このバ
ルーン内部とは非連通であってバルーン外部同士を前記
カテーテルの軸方向に連通させるバイパス路を形成した
構造とすることである。バルーン膨脹時には、このバイ
パス路を通して血液が上流側から下流側に流れることが
でき、したがって、一時的にせよ、血管を止血すること
がなく、止血による弊害を確実に排除できる。

【００２０】一方、前記目的を達成するため、本発明の
音響ＭＲＩ用装置は、被検体の体腔内に挿入され且つ気
体を給排することにより膨脹、収縮可能なバルーンと、
このバルーンに音響の振動エネルギを供給する振動供給
手段と、前記バルーンに設置された磁気共鳴イメージン
グ（ＭＲＩ）用の受信コイルとを備えた音響ＭＲＩ用プ
ローブと、前記バルーンとの間で気体を給排する給排手
段と、前記被検体の周囲に配置された傾斜磁場コイルお
よび送信コイルと、この傾斜磁場コイルおよび送信コイ
ルを介して被検体内に磁気共鳴現象を生じさせる手段
と、前記受信コイルで受信される前記磁気共鳴現象に伴
って発生する信号を処理する手段と、を備える。この音
響ＭＲＩ装置によって、従来の困難な状況を打破して、
大掛かりな設備を伴うことなく、確実かつ精度の良い音
響ＭＲＩを実施できる。

【００２１】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施の形態を添付
図面を参照して説明する。

【００２２】第１の実施形態本発明の第１の実施形態を図１〜図４を参照して説明す
る。

【００２３】この実施形態にかかる、音響ＭＲＩ法を実
施するＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置（以下、音
響ＭＲＩ装置と言う）の概略構成を図１に示す。

【００２４】この音響ＭＲＩ装置は、概括的には、被検
体Ｐを載せる寝台部と、静磁場を供給する静磁場供給部
と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場を供給
する傾斜磁場供給部と、高周波（ＲＦ）信号を送受信す
る送受信部と、バルーン付きカテーテルを基礎的構成要
素とするプローブ、およびシステム全体のコントロール
及び画像再構成を担う制御・演算部とを備えている。プ
ローブは、被検体Ｐの患部に振動を供給するための振動
供給部を含み、この振動供給部が本発明の１つの特徴を
成す。以下、この各部の構成を詳述する。

【００２５】静磁場供給部は、静磁場を発生する、例え
ば超電導方式の磁石１と、この磁石１に電流を供給する
静磁場電源２とを備える。磁石１は略円筒状に形成され
ており、その内側の略円柱状の開口部を撮像用空間とし
て提供している。この開口部には被検体Ｐが遊挿され
る。磁石１は開口部の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ₀
を発生させる。なお、この磁石にはシムコイル（図示せ
ず）が併設されている。このシムコイルには、シムコイ
ル電源（図示せず）から静磁場均一化のための電流が供
給される。

【００２６】寝台部は、天板を搭載した寝台と、寝台の
各部の動きを制御する寝台制御装置（図示せず）とを備
える。被検体Ｐを載せた天板が磁石１の開口部に退避可
能に挿入される。

【００２７】傾斜磁場供給部は、磁石１の開口部内に組
み込まれた傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾
斜磁場コイルユニット３は、互いに直交するＸ、Ｙ、Ｚ
軸方向の傾斜磁場を発生させるための３組（種類）の
ｘ，ｙ，ｚコイルを備える。傾斜磁場発生部はさらに、
ｘ，ｙ，ｚコイルに電流を供給する傾斜磁場電源４を備
える。この傾斜磁場電源４は、後述するシーケンサ５の
制御のもと、ｘ，ｙ，ｚコイルそれぞれに傾斜磁場を発
生させるためのパルス電流を供給する。

【００２８】傾斜磁場電源４からｘ，ｙ，ｚコイルに供
給されるパルス電流の比を制御することにより、３軸
Ｘ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を合成して、スライス用傾斜
磁場Ｇ_S、位相エンコード用傾斜磁場Ｇ_E、および読出
し用（周波数エンコード用）傾斜磁場Ｇ_Rの各方向を任
意に設定・変更することができる。スライス用、位相エ
ンコード用、及び読出し用の各傾斜磁場は静磁場Ｈ₀に
重畳される。

【００２９】送受信部は、磁石１の開口部（撮像用空
間）内にて被検体Ｐの近傍に配設されるＲＦ送信コイル
７Ｔと、このＲＦ送信コイル７Ｔに接続された送信器８
Ｔと、被検体Ｐの体内に置かれて患部に近接配置される
ＲＦ受信コイル７Ｒと、このＲＦ受信コイル７Ｒに接続
された受信器８Ｒとを備える。なお、ＲＦ受信コイル７
Ｒは、後述するプローブのカテーテル内に配置される。

【００３０】送信器８Ｔは、後述するシーケンサ５の制
御のもとに、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起させるための
ラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦ送信コイル７Ｔ
に供給する機能を担う。また受信器８Ｒは、後述するシ
ーケンサ５の制御のもとに、ＲＦ受信コイル７Ｒが受信
したＭＲ信号（高周波信号）を受信し、この受信信号に
各種の信号処理を施すとともに、その処理した信号をデ
ジタル信号に変換するようになっている。

【００３１】プローブは、上記ＲＦ受信コイル７Ｒを内
蔵し、また後述する振動供給部を一体化して備え、これ
により本発明の音響ＭＲＩ用プローブを成す。このプロ
ーブＰＲは、図２に詳細に示す如く、被検体Ｐ内に挿入
されるバルーン付きカテーテル２１のほか、カテーテル
２１に機構的に付随している送吸気装置２２、振動発生
装置２３、ガイドワイヤ２４、およびガイドワイヤ操作
器２５を備える。

【００３２】カテーテル２１は、可塑性のある材料で形
成された中空の細長い管状構造を有し、その外径は血管
や腸管などに挿入可能な適宜な太さになっている。ガイ
ドワイヤ２４は、カテーテル２１の内部をその軸方向に
走行・貫通して先端から所定長さだけ突出している。ガ
イドワイヤ２４のカテーテル２１への差入れ部位および
カテーテル２１からの取出し部位は気密に保持されてい
る。ガイドワイヤ２４は手元側でガイドワイヤ操作器２
５に結合している。このため、オペレータはガイドワイ
ヤ操作器２５を操作してガイドワイヤ２４を血管などの
体腔内に案内することで、カテーテル２１も経皮的に体
腔内に挿入できる。なお、カテーテル２１の管状基材自
体は体腔内への挿入中および抜去中に、その形状が崩れ
ない程度の硬さの可撓性材料で形成されている。

【００３３】カテーテル２１の先端部の近傍、すなわ
ち、先端面から所定距離だけ手元側に離れた位置には円
筒状のバルーン２１ａが一体に設けられている。バルー
ン２１ａは、本実施形態にあっては、体腔患部に対して
音響振動を伝達する音響窓として機能する。バルーン２
１ａは膨脹・収縮可能な比較的柔軟な弾性材料（例えば
ゴム材）で円筒状に形成されており、その辺縁がカテー
テル２１の管状基材の辺縁と気密に接合されている。こ
のバルーン２１ａの内側壁面には、可撓性のある金属材
料で形成された前記ＲＦ受信コイル７Ｒが接着・固定さ
れている。このため、バルーン２１ａの膨脹、収縮に伴
ってＲＦ受信コイル７Ｒの形状も任意に変えられる。

【００３４】カテーテル２１の内側中空部とバルーン２
１ａのそれとは連通状態にある。バルーン２１ａは、カ
テーテル２１の内圧、すなわちバルーン２１ａの内圧が
高くなった場合にのみ円筒状の形状のまま膨脹し、内圧
が低い場合には収縮してカテーテル２４の基材とほぼ同
一径のままその一部を成す。なお、本実施形態における
バルーン２１ａは図３に示すように、その肉厚が均一に
形成されている。

【００３５】カテーテル２１の管状基材は、その手元側
で送吸気装置２２に結合している。この送吸気装置２２
は、その一例として、図示しないが、送気ポンプ、吸気
ポンプ、切換弁、および、これらのポンプ、切換弁を駆
動・制御させる制御部を備えた従来周知の構成を取るこ
とができる（例えば特開平６−７３２０号参照）。送気
ポンプの吐出口および吸気ポンプの吸引口はチューブ２
２ａを介してカテーテル２の管状基材に気密に結合して
いる。送吸気装置２２の内部において、チューブ２２ａ
の両ポンプへの分岐点に切換弁が介挿されている。

【００３６】このため、切換弁の流路が送気ポンプ側に
切り換えられると、送気ポンプの吐出空気がカテーテル
２１に送られ、カテーテル内（すなわちバルーン２１ａ
内）の圧力が高まる。反対に、切換弁の流路が吸気ポン
プ側に切り換えられると、カテーテル（すなわちバルー
ン２１）の空気が吸引され、その圧力が下げられる。送
気ポンプ、吸気ポンプ、および切換弁のこれら送気モー
ド、吸気モード毎の動作切換は制御部を介して、後述す
るコントローラからの指令に同期して実行される。これ
により、送気モード、吸気モードそれぞれにて、バルー
ン２１ａの内圧ｐを図４（ａ）に示す如く、「高」また
は「低」の所定値に保持できる。この結果、内圧ｐ＝
「高」のときにバルーン２１ａの所望の膨脹状態に保持
でき、また、内圧ｐ＝「低」のときにバルーン２１ａの
所望の収縮状態に保持できる。

【００３７】振動供給部は上述したプローブＰＲに一体
的に組み込まれている。この振動供給部は、音響的振動
を発生させる振動発生装置２３と、この装置の振動出力
ポートと前記送吸気用チューブ２２ａとを連通させる振
動伝達チューブ２３ａとを備える。

【００３８】振動発生装置２３は、図示しないが、画成
した振動用スペース内に配置したセラミック振動子と、
このセラミック振動子の電極に駆動用のパルス電圧を供
給するパルサ回路とを備える。パルサ回路は後述するコ
ントローラからの指令に応答してパルス電圧を発生し、
セラミック振動子に供給する。このパルス電圧供給に応
答してセラミック振動子が機械的に振動し、空気圧の振
動（音響振動）を例えば図４（ｂ）の如く発生する。こ
の圧力振動は振動伝達チューブ２３ａを介して送吸気用
チューブ２２ａに伝達し、さらにカテーテル２１、すな
わちバルーン２１ａに至り、バルーン２１ａの内圧ｐに
重畳する。これにより、内圧ｐは例えば図４（ｃ）に示
す如く振動する。この内圧振動はバルーン２１ａの壁部
を通ってその外部に伝わる。

【００３９】さらに、制御・演算部は、シーケンサ５、
コントローラ６、演算装置１０、記憶装置１１、表示器
１２、および入力器１３を備える。

【００４０】この内、コントローラ６はコンピュータを
有し、このコンピュータに予め記憶させたソフトウエア
手順により、シーケンサ５にパルスシーケンス情報を指
令するとともに、シーケンサ５、送吸気装置２２、振動
発生装置２３、演算装置１０を含むシステム全体の制御
ブロックの動作タイミングを整合させながらそれらの制
御を統括する機能を有する。このコントローラ６の制御
動作により、音響ＭＲＩのパルスシーケンスと音響振動
のオン、オフの発生シーケンスとの同期もとられる。

【００４１】シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備
えており、コントローラ６から送られてきたパルスシー
ケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電
源４、送信器８Ｒ、受信器８Ｔの一連の動作を制御す
る。ここで、パルスシーケンス情報とは、一連のパルス
シーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｒお
よび受信器８Ｔを動作させるために必要な全ての情報で
あり、例えばｘ，ｙ，ｚコイルに印加するパルス電流の
強度、印加時間、印加タイミングなどに関する情報を含
む。

【００４２】このパルスシーケンスとしては、例えば読
出し傾斜磁場方向に印加するフローエンコードパルスを
含む、位相法を実施できるＦＥ法、ＳＥ法のパルス列が
設定される。

【００４３】また演算装置１０は、受信器８ＲからのＭ
Ｒ信号のデジタルデータを入力して内蔵メモリで形成さ
れるフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも呼ばれ
る）への原データ（生データとも呼ばれる）の配置、お
よび、原データを実空間画像に再構成するための２次元
または３次元のフーリエ変換処理を行う一方で、適宜な
画像データ処理を行うようになっている。

【００４４】記憶装置１１は、原データおよび再構成画
像データのみならず、処理された画像データを保管する
ことができる。表示器１２は画像を表示する。また入力
器１３を介して、オペレータが希望するスキャン条件、
パルスシーケンスなどの情報をコントローラ６に入力で
きるようになっている。

【００４５】次に、この実施形態の作用効果を説明す
る。

【００４６】コントローラ６は最初に送吸気装置２２に
吸気モードを指令している。これにより、バルーン２１
ａは収縮状態になっている。このバルーン収縮状態にお
いて、オペレータは、ガイドワイヤ操作器２５を操作す
ることで、体腔としての例えば血管内に経皮的に挿入し
たカテーテル２１を、その血管内の例えばアテローム性
の狭窄部位（患部）ＫＳまで血管に沿って自在に曲げな
がら案内する。そして、バルーン２１ａの位置を図２に
示すように狭窄部位にほぼ一致させる。このカテーテル
案内の間は少なくとも、バルーン２１ａは収縮状態にあ
るので、かかる案内をスムーズに行うことができる。

【００４７】このようにバルーン２１ａの狭窄部位への
位置決めが完了すると、コントローラ６は送吸気装置２
２を指令を送って送気モードに移行させる。これによ
り、送吸気装置２２が吐出する圧力空気は送吸気用チュ
ーブ２２ａを介してカテーテル２１のバルーン２１ａに
送り込まれる。このため、バルーン２１ａの内圧ｐが一
定値まで高まり、バルーン２１ａが膨脹して、バルーン
２１ａの外周面が狭窄部位ＫＳに殆ど密着した状態にな
る（図２参照）。バルーン２１ａが膨脹すると、その内
側周面に貼り付けてあるＲＦ受信コイル７Ｒも一緒に３
次元的に広がって所定の空間形状に展開される。

【００４８】この状態において、コントローラ６はシー
ケンサ５に撮像開始を指令する。この指令に応答して、
シーケンサ５は予め記憶している位相法のパルスシーケ
ンスを順次実行していく。このパルスシーケンスは、例
えば、フローエンコードパルスを用いたＦＥ法である。
（例えば「R Muthupillai et al., "Magnetic Reso-nan
ce Imaging of Acoustic Strain Waves, 189, SMRM, 19
95 」の図１参照。）具体的には、このパルスシーケン
スは繰返し区間１とこの区間１に続く繰返し区間２とを
含む。繰返し区間１では、被検体外部に位置するＲＦ送
信コイル７ＴからのＲＦパルスとスライス用傾斜磁場と
によりスライス選択励起された後、位相エンコード量可
変の位相エンコード用傾斜磁場が印加され、その後、読
出し方向にフローエンコードパルスと読出し用傾斜磁場
とが順次印加される。読出し用傾斜磁場の印加時間内に
発生するエコー信号がバルーン２１ａ内のＲＦ受信コイ
ル７Ｒにより受信される。

【００４９】この繰返し区間１において、例えば、スラ
イス選択励起からフローエンコードパルスの印加終了ま
での期間、狭窄部位ＫＳに音響振動が伝達される。この
振動伝達は、コントローラ６が振動発生装置２３に振動
伝達の指令を与えることでパルスシーケンスに同期して
開始される。この指令がなされると、振動発生装置２３
は可聴範囲、例えば５００Ｈｚ〜２ｋＨｚ程度の範囲内
の所望周波数で内蔵する圧電エラミックス（アクチュエ
ータ）を駆動する。この駆動に伴う、かかる周波数の空
気振動は振動伝達チューブ２３ａを介して送吸気用チュ
ーブ２２ａに送られ、カテーテル２１内の圧力、すなわ
ちバルーン２１ａの内圧ｐに合成される。この合成（重
畳）状態の一例は図４（ｃ）に模式的に示される。つま
り、バルーン２１ａ内の空気が可聴範囲の所定周波数で
振動し、この振動がバルーン２１ａの壁を介して、これ
に密着する狭窄部位ＫＳの組織に良好に伝達される。

【００５０】このため、読出し用傾斜磁場と共にエコー
信号を読み出すことで、このイメージングは音響振動を
狭窄部位ＫＳの組織に的確に反映させた状態での音響Ｍ
ＲＩによる信号収集となる。

【００５１】一方、繰返し区間１に続く繰返し区間２に
おいても、上述と同様に各方向のＲＦパルスおよび傾斜
磁場パルスの印加、ならびに、狭窄部位への伝達伝達が
行われる。ただし、繰返し区間２でのフローエンコード
パルスは繰返し区間１のそれに対して、パルス極性の反
転順序が反対になるように制御される。

【００５２】この繰返し区間１および２に拠る一連のパ
ルス印加およびエコー信号収集は、位相エンコード量を
変えながら所定回数、繰り返される。これにより、同一
撮像断面について２フレーム分のエコー信号が収集され
る。

【００５３】バルーン２１ａ内のＲＦ受信コイル７Ｒに
よって順次受信されたエコー信号は、受信器８Ｒにて所
定の信号処理に付され、またデジタル量のエコーデータ
に処理された後、演算装置１０に送られる。上述のパル
スシーケンスを実行することで、２フレーム分の位相法
に係るエコーデータが演算装置１０に格納される。演算
装置１０は例えば所定数のＭＲデータが揃った段階で各
フレーム毎に画像再構成を行い、さらに、その２フレー
ム分の画像データ間の画素毎の差分を演算する。

【００５４】これにより、組織中の静止しているスピン
の位相誤差は相殺され、音響による振動エネルギを加え
たことに因って動く位相誤差は強調され、位相法に拠る
組織の弾性係数のマッピング画像が得られる。前述した
ように、組織の弾性係数の違いは、振動エネルギを組織
に加えたときの組織中のスピンの挙動の違いに反映され
るから、狭窄部位ＫＳの形態情報やアテローム性部位の
組織学的な情報など、種々の重要な情報が上記マッピン
グ像から得られる。

【００５５】また、音響エネルギを患部に伝達する構造
が比較的簡素で、従来のようにＭＲＩ装置とは別体構造
の装置を併用する必要もなく、コンパクトで、占有スペ
ースも少なく、使い勝手の良い音響ＭＲＩ装置を提供す
ることができる。

【００５６】また、この第１の実施形態の音響ＭＲＩ装
置では、振動源としてのセラミック振動子が振動発生装
置２３の中に設けられている。つまり、振動源そのもの
が磁石１の外部に置かれるため、振動源が強い静磁場、
時間変動磁場、高周波磁場内での動作が困難な場合でも
実施可能であるという利点がある。

【００５７】なお、上述した実施形態の音響ＭＲＩ装置
のバルーン２１ａは、その弾性部材の肉厚が全体に均一
に形成されていたが、このバルーンは必ずしもそのよう
な構造に限定されない。例えば、図３に示したように全
体を単純に音響振動させるバルーンの場合、図５
（ａ），（ｂ）に示す如く、バルーン２１ａにその長手
軸方向に沿って複数本の部分的に肉厚の薄い短冊パター
ン２１ａｘを一体に形成してもよい。また図６（ａ），
（ｂ）に示す如く、バルーン２１ａにその周方向に沿っ
て複数本の部分的に膜厚の薄い短冊パターン２１ａｘを
一体に形成してもよい。これらの図の短冊パターン２１
ａはまた、そのほかの肉厚部分と同厚値でありながら、
そのパターン部分だけほかの部分よりも弾性係数の低い
膜材料で形成してもよい。

【００５８】このように短冊パターン２１ａｘ，…，２
１ａｘを形成すると、音響振動がその短冊パターン部分
だけ、残りの部分に比べて、外部に振動エネルギを伝達
し易くなる。同一バルーンから患部に伝わる振動エネル
ギの強さがこのように部分的に異なり、しかも、伝達す
る振動エネルギの強い部分が一定間隔（短冊パターン２
１ａｘ間の間隔）になっていると、それらの中央（短冊
パターン２１ａｘ間の中央）には振動のモアレパターン
が生じる。このモアレパターンの振動は患部に伝わるか
ら、モアレパターンから患部の弾性係数の違いをよりコ
ントラスト良く捉えた音響ＭＲＩ像を得ることができ
る。

【００５９】バルーン２１ａに上述した短冊パターン２
１ａｘ，…，２１ａｘを一体形成する構造は、以下の実
施形態のバルーンについても同様に実施できる。

【００６０】第２の実施形態第２の実施形態に係る音響ＭＲＩ装置を図７、８に基づ
き説明する。なお、この実施形態において、第１の実施
形態の装置のものと同一または同等の構成要素には、同
一符号を用いて、その説明を簡略化または省略する。

【００６１】上述した第１の実施形態の音響ＭＲＩ装置
では、振動源としてのセラミック振動子が振動発生装置
２３の中に設けられていたが、この第２の実施形態の装
置では、イメージング時には振動源が磁石内部に位置す
る構成を採る。

【００６２】図７、８に示す如く、プローブＰＲの先端
寄りのバルーン２１ａの中空部内には、バルーン２１ａ
の壁に触れない状態で（バルーン２１ａの膨脹状態のと
き）振動源３０が支持体３１によって吊持・配置されて
いる。この振動源３０は、例えばセラミックス振動子で
あり、強い静磁場、時間変動磁場、高周波磁場の元であ
っても所望の振動発生動作が可能な仕様のものが選択さ
れている。振動源３０には給電線３２が電気的に接続さ
れている。給電線３２はカテーテル２１内を反対方向に
案内され、手元側のカテーテル端部から外部に気密に引
き出され、振動発生装置２３の出力端に接続されてい
る。したがって、この場合の振動発生装置２３は単に振
動源３０に給電する電源として機能する。送吸気装置２
２のチューブ２２ａは振動発生装置２３とは独立してカ
テーテル２１に結合している。

【００６３】そのほかの構成は第１の実施形態のものと
同一である。

【００６４】このため、この実施形態の装置において
は、振動発生装置２３は振動源３０に給電する電源をオ
ン、オフ制御することで、振動源３０を駆動させること
ができる。振動源３０が発生した音響振動（空気振動）
はバルーン２１ａ内の空気を伝搬してバルーン肉厚部に
伝わり、そこから患部に伝達する。したがって、上述し
た第１の実施形態のものと同等に音響振動を伝達して音
響ＭＲＩを好適に実施することができる。とくに、振動
発生装置２３の内部構成を簡素化でき、この装置からの
配管の引き回しが無くなる分、その構成が簡素化でき
る。

【００６５】第３の実施形態本発明の第３の実施形態に係る音響ＭＲＩ装置を、図９
を参照して説明する。この音響ＭＲＩ装置は、バルーン
を膨脹させたときの血管の止血回避を考慮したものであ
る。

【００６６】この音響ＭＲＩ装置は図９に示すプローブ
ＰＲを備える。このプローブＰＲは、前述したと同様の
カテーテル２１を備え、その先端寄りの所定位置に膨脹
・伸縮自在なバルーン２１ａを気密にかつ一体に備えて
いる。このバルーン２１ａの手元側付根部分からカテー
テル先端側付根部分に掛けて、バルーン２１ａの内部を
通るバイパス路４０がバルーンと一体に且つ気密に設け
られている。バイパス路４０は、その横断面が円状また
は略円状に形成され、双方の入り口（出口）がバルーン
外部に開口している。そのほかの構成は第１の実施形態
のものと同様である。

【００６７】このため、カテーテル２１のバルーン２１
ａを血管ＶＤの患部ＫＳ付近に挿入し、バルーン２１ａ
を膨脹させると、図９に示すように、バルーン２１ａは
膨脹して患部ＫＳに程よく密着する。これにより、音響
振動はアテローム性の患部に確実に伝達され、音響ＭＲ
Ｉを確実に実施できる。

【００６８】また、バルーン膨脹時に、バルーンの外周
部は血管ＶＤの内壁一杯まで拡張して血管ＶＤを塞ぐ状
態になる。しかし、血流はその上流側の開口からバルー
ン内部のバイパス路４０を通って下流側の開口に抜け
る。このため、一時的にせよ、血管を止血することなく
音響ＭＲＩを実施でき、患者の負担も軽減できる。

【００６９】なお、この止血回避のためのバイパス路構
造は上述した実施例のものに限定されることなく、種々
の変形が可能である。

【００７０】例えば、図１０に示すバイパス路構造は、
前述した第２の実施形態に係る、振動源３０をバルーン
内部に設置した構造のものに適用したものである。

【００７１】また、図１１および図１２に示すバイパス
路構造は、カテーテル２１の管状基材が手元側から先端
部まで基本的に連続的に形成されているもので、バルー
ン収縮時にバルーンの強度がカテーテル基材の一部とし
ての必要強度を確保できないときにも、カテーテル２１
を確実に挿入・抜取りできるようにしたものである。カ
テーテル２１の先端寄りの所定位置に、その肉厚の幾分
薄い部分４２を形成し（ただし、カテーテル２１の基材
としての必要強度は確保されている）、その薄い部分４
２に収縮時のバルーン２１ａ（またはバルーン２１ａお
よび振動源３０）を収納する。この肉厚の幾分薄い部分
４２のカテーテル内側には、上述と同様にバイパス路４
０が気密に且つ一体的に形成されている。また、その肉
厚の薄い部分４２の中央付近の所定位置には、カテーテ
ル２１内部とバルーン２１ａ内部とを連通させる通気孔
４１が穿設されている。これにより、バルーン２１ａは
この通気孔４１を介して空気供給または排気され、膨脹
または収縮される。同時に、図１１の構造の場合、この
通気孔４１を介して音響振動エネルギがバルーン内部に
伝達し、患部ＫＳに伝わる。また、図１２の構造の場
合、振動源３０がバルーン２１ａ内部であって、カテー
テル基材の外側に形成される内部空間に配設されてお
り、これにより、第２の実施形態の装置と同様に音響振
動を発生・伝達できる。

【００７２】このように種々のバイパス路構造が可能で
あり、一時的な止血による弊害を確実に回避でき、ま
た、プローブの設計・選択の自由度を高めることができ
る。

【００７３】またなお、上述した実施形態および変形例
に係る音響ＭＲＩ装置およびそのプローブは、本発明の
一例を説明するものであり、本発明をそのような実施形
態および変形例の構造および機能に限定することを意図
するものではない。本発明の要旨を逸脱しない範囲にお
いて、さらに種々の変形が可能である。

【００７４】

【発明の効果】以上説明したように、本発明に係る音響
ＭＲＩ装置および音響ＭＲＩ用プローブは、被検体の体
腔内に挿入され且つ気体を給排することにより膨脹、収
縮可能なバルーンと、このバルーンに音響の振動エネル
ギを供給する振動供給手段と、前記バルーンに設置され
た磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）用の受信コイルとを
備えたことを特徴とするため、従来のような音響エネル
ギの伝達のための大掛かりで、操作が複雑化する別体装
置を必要することなく、使い勝手を向上させ、また構造
の比較的簡単な構成としながらも、患部に確実に音響エ
ネルギを伝えることができ、高精度かつ能率良く音響Ｍ
ＲＩ法を実施できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１の実施形態に係る音響ＭＲＩ装置
の全体構成の一例を示すブロック図。

【図２】第１の実施形態に係る音響ＭＲＩ装置のプロー
ブ（バルーンを膨脹させた状態）の部分をより詳細に示
す構造図。

【図３】バルーンの膜構造の一例を示す図（同図（ｂ）
は同図（ａ）中のａ−ａ′線に沿った断面図である）。

【図４】音響振動発生のシーケンス例を示すタイミング
チャート。

【図５】バルーンの膜構造の別の例を示す図（同図
（ｂ）は同図（ａ）中のａ−ａ′線に沿った断面図であ
る）。

【図６】バルーンの膜構造のさらに別の例を示す図（同
図（ｂ）は同図（ａ）中のａ−ａ′線に沿った断面図で
ある）。

【図７】本発明の第２の実施形態に係る音響ＭＲＩ装置
の全体構成の一例を示すブロック図。

【図８】第２の実施形態に係る音響ＭＲＩ装置のプロー
ブ（バルーンを膨脹させた状態）の部分をより詳細に示
す構造図。

【図９】本発明の第３の実施形態に係る音響ＭＲＩ装置
のプローブ先端のバルーンの構造を示す概略断面図。

【図１０】バイパス路構造のそのほかの例を示すバルー
ンの概略断面図。

【図１１】バイパス路構造のそのほかの例を示すバルー
ンの概略断面図。

【図１２】バイパス路構造のそのほかの例を示すバルー
ンの概略断面図。

【符号の説明】

１磁石２静磁場電源３傾斜磁場コイルユニット４傾斜磁場電源５シーケンサ６コントローラ７ＴＲＦ送信コイル７ＲＲＦ受信コイル８Ｔ送信器８Ｒ受信器２１カテーテル２１ａバルーン２１ａｘ短冊パターン（振動伝達促進部）２２送吸気装置２３振動発生装置２４ガイドワイヤ２５ガイドワイヤ操作器３０振動源３１支持体３２給電線４０バイパス路４１通気孔４２肉厚の薄い部分

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】被検体の体腔内に挿入され且つ気体を給
排することにより膨脹、収縮可能なバルーンと、このバ
ルーンに音響の振動エネルギを供給する振動供給手段
と、前記バルーンに設置された磁気共鳴イメージング
（ＭＲＩ）用の受信コイルとを備えたことを特徴とする
音響ＭＲＩ用プローブ。
【請求項２】請求項１記載の発明において、前記バルーンは、経皮的に血管内に挿入される管状のカ
テーテルの一部に当該カテーテルの内部と連通した状態
で当該カテーテルと一体に設けられている構造の音響Ｍ
ＲＩ用プローブ。
【請求項３】請求項２記載の発明において、前記バルーンは、前記振動エネルギの前記被検体の体腔
壁への伝達を促進する振動伝達促進部を備える音響ＭＲ
Ｉ用プローブ。
【請求項４】請求項３記載の発明において、前記振動伝達促進部は、前記カテーテルの軸方向または
その軸方向に直交した方向に沿って前記バルーンに複数
個形成されている音響ＭＲＩ用プローブ。
【請求項５】請求項３記載の発明において、前記振動伝達促進部は、前記バルーンの膜厚を部分的に
薄く形成した膜構造を有する音響ＭＲＩ用プローブ。
【請求項６】請求項３記載の発明において、前記振動伝達促進部は、前記バルーンの膜の弾性係数を
部分的に小さく形成した膜構造を有する音響ＭＲＩ用プ
ローブ。
【請求項７】請求項２記載の発明において、前記振動供給手段は前記振動を発生する振動源を有し、
この振動源は前記プローブの外部に設けられている音響
ＭＲＩ用プローブ。
【請求項８】請求項７記載の発明において、前記振動源は、気体振動を発生する気体ポンプである音
響ＭＲＩ用プローブ。
【請求項９】請求項２記載の発明において、前記振動供給手段は前記振動を発生する振動源を有し、
この振動源は前記バルーン内に設けてある音響ＭＲＩ用
プローブ。
【請求項１０】請求項２記載の発明において、前記カテーテルはオペレータが操作するガイドワイヤを
貫通させて備える音響ＭＲＩ用プローブ。
【請求項１１】請求項２記載の発明において、前記バルーンに、このバルーン内部とは非連通であって
バルーン外部同士を前記カテーテルの軸方向に連通させ
るバイパス路を形成した構造の音響ＭＲＩ用プローブ。
【請求項１２】被検体の体腔内に挿入され且つ気体を
給排することにより膨脹、収縮可能なバルーンと、この
バルーンに音響の振動エネルギを供給する振動供給手段
と、前記バルーンに設置された磁気共鳴イメージング
（ＭＲＩ）用の受信コイルとを備えた音響ＭＲＩ用プロ
ーブと、前記バルーンとの間で気体を給排する給排手段と、前記被検体の周囲に配置された傾斜磁場コイルおよび送
信コイルと、この傾斜磁場コイルおよび送信コイルを介して被検体内
に磁気共鳴現象を生じさせる手段と、前記受信コイルで受信される前記磁気共鳴現象に伴って
発生する信号を処理する手段と、を備えたことを特徴と
する音響ＭＲＩ装置。