| 【発明の名称】 |
検査領域に配置されたマイクロコイルを用いたＭＲ方法及び装置 |
| 【発明者】 |
【氏名】カイ−ミヒャエル リューデケ
【氏名】フォルカー ラッシェ
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| 【要約】 |
【課題】ＭＲコイルにより受信されるＭＲ信号が少なくとも一つのＭＲ画像を形成するよう用いられ、ＭＲ周波数に同調された少なくとも一つのマイクロコイルが検査される対象に導入されるＭＲ方法で、接続導線の近傍の過熱が回避される方法を提供する。
【解決手段】検査される対象内のすぐ近傍に外部ＲＦ磁界の増加を引き起こす接続導線のないマイクロコイルを用いるＭＲ方法。この増加はコイルを位置決めし、すぐに近傍を画像化し、又はすぐに近傍を通過する液体の流れの伝搬を追跡するために用いられ得る。 |
【特許請求の範囲】
【請求項１】 検査領域に存在する検査される対象（１０）の核磁化を少なくとも一つの磁気ＲＦパルスにより励起し、それに続きＭＲコイル（１２）により受信されるＭＲ信号が少なくとも一つのＭＲ画像を形成するのに用いられ、ＭＲ周波数に同調された少なくとも一つのマイクロコイル（６）が検査される対象に導入されるＭＲ方法であって、マイクロコイルは接続導線なしに用いられ、ＭＲ信号はＲＦパルスにより検査される対象（１０）に生ずる磁界のマイクロコイル（６）により誘起された局部変動がＭＲ画像で可視化されるように処理されることを特徴とするＭＲ方法。
【請求項２】 核磁化の位相の空間的分布を表す位相画像がＭＲ画像として形成されることを特徴とする請求項１記載のＭＲ方法。
【請求項３】 マイクロコイル（６）は複数の異なる向きの空間的に分離されたセグメントを有することを特徴とする請求項１記載のＭＲ方法。
【請求項４】 マイクロコイル（６）は検査される対象（１０）に導入される医療機器（６０）に取り付けられることを特徴とする請求項１記載のＭＲ方法。
【請求項５】 流速の可視化の目的のためにＭＲ画像は先行するＲＦパルスから異なる時間間隔で形成されることを特徴とする請求項１記載のＭＲ方法。
【請求項６】 ＭＲ画像のそれぞれは流れの方向に垂直な核磁化のそれぞれの投影を表すように形成されることを特徴とする請求項５記載のＭＲ方法。
【請求項７】 対象に導入されたマイクロコイルは画像化される対象の領域を励起するために供されることを特徴とする請求項１記載のＭＲ方法。
【請求項８】 マイクロコイルは検査される対象の局部加熱用に付加的に用いられることを特徴とする請求項１記載のＭＲ方法。
【請求項９】 検査領域に均一で、定常な主磁界を発生する磁石と、磁気的ＲＦパルスを発生し、検査領域に存在する検査される対象からのＭＲ信号を受信するＭＲコイルシステム（１１、１２）と、ＭＲ画像の再構成用の画像再構成ユニットとを含む請求項１記載の方法を実施するＭＲ装置であって、該画像再構成ユニットはＭＲ信号はＲＦパルスにより検査される対象（１０）に生ずる磁界の接続導線を有さないマイクロコイル（６）により誘起された局部変動がＭＲ画像で可視化されるように処理されるよう構成されることを特徴とするＭＲ装置。
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【発明の詳細な説明】【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は検査領域に存在する検査される対象の核磁化を少なくとも一つの磁気ＲＦパルスにより励起し、それに続きＭＲコイルにより受信されるＭＲ信号が少なくとも一つのＭＲ画像を形成するよう用いられ、ＭＲ周波数に同調された少なくとも一つのマイクロコイルが検査される対象に導入されるＭＲ方法に関する。本発明はまたこの方法を実施するＭＲ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】この種の方法及び装置はＤＥ−ＯＳ１９５４３７８５から知られている。ここではマイクロコイルは受信機に接続されている。マイクロコイルの位置はＲＦパルスにより励起された後にそれにより受信されたＭＲ信号から決定され、例えばこの位置は他のＭＲコイルにより形成された画像に重畳されうる。しかしながらこの方法は高周波パルスがＭＲ受信機に検査される対象に存在するマイクロコイルを接続する接続導線に電圧を誘起する危険を含み、この電圧は接続導線の近傍の該対象の火傷を引き起こす。この危険はこれらの方法に対して慣用のようにＲＦパルス中のマイクロコイルを同調から外す又は不作動にすることにより除去されない。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は上記の過熱が回避される上記の種類の方法を提供することにある。更に本発明の方法は更に多種類の応用に適切である。
【０００４】
【課題を解決するための手段】上記目的はマイクロコイルは接続導線なしに用いられ、ＭＲ信号はＲＦパルスにより検査される対象に生ずる磁界のマイクロコイルにより誘起された局部変動がＭＲ画像で可視化されるように処理される本発明により達成される。本発明はＲＦパルスに関連した磁界はマイクロコイルのすぐ近傍（マイクロコイルにより囲まれた領域及びコイルの磁界が本質的に集中されるマイクロコイルの外側の領域）で増加するという事実を用いる。故にマイクロコイルの領域で核磁化は検査領域の残りと比べて異なる程度に影響され、この現象はＭＲ画像で可視的にされうる。上記の装置と対照的に接続導線がない故にマイクロコイルに誘起されたＭＲ信号はＭＲ受信機に導かれない。知られている装置のマイクロコイルは受信フェイズのみで作動されるのに対して、本発明によるマイクロコイルは送信フェイズでのみ作動される。
【０００５】Ｍ．Ｂｕｒｌ等によるＳＭＲ ９５の論文でマイクロコイルとコイルの内側に配置され、Ｇｄ−ＤＴＰＡでドープされた水を含むサンプル保持器からなる「基準マーカー」が開示されている。このドーピングにより非常に短いＴ1 緩和時間が生ずる。これらのマーカーは例えばフレームのない定位技術用の基準点として用いられる。
【０００６】これと対照的に本発明によるマイクロコイルは検査される対象内でのみ、即ちサンプル保持器なしで用いられ、それは検査される対象の物質又は構造と専ら相互作用する。請求項２はマイクロコイルのすぐ近傍では磁界の振幅の変動のみならず、その位相も変動する。非常に小さなＱの場合には磁界の増加がＭＲ画像にほとんど現れず、位相画像で可視的となる位相変動のみが実質的に生ずる。
【０００７】請求項３に開示される更なるバージョンはマイクロコイルの改善された識別が可能となる。単一のマイクロコイルは特にそれが非常に小さい場合にはＭＲ画像でほとんど気がつかない磁界の局部的な増加を生ずる。しかしながら異なる巻き線の向きのような異なる向きのコイルセグメントでは磁界の位相位置及び可能な振幅の逸脱はＭＲ画像で特徴的なパターンとして容易に観察可能である。
【０００８】請求項４は例えばカテーテルのような医療機器である本発明による方法の第一の可能な応用を記載する。請求項５は例えば血管内の血流の可視化のような流速の可視化に対する応用であるこれまで知られていなかったマイクロコイルの応用を開示する。例えばマイクロコイルが血管内に導入されたときに励起ＲＦパルスの印加の時点でマイクロコイル内に存在する核磁化が励起される。しかしながらこの血液体積（ボリューム）は血流と共に動き、故にそのＭＲ画像内の位置はＲＦパルスとＭＲ画像を得るためのＭＲ信号の受信との間の時間間隔に依存する。故に請求項５に記載された実施例は血液体積の伝搬の検査を可能とする。
【０００９】投影方向が好ましくは流れの方向に垂直に延在する請求項６に記載される更なるバージョンは非常に早い検査方法を表す。請求項７は磁界が本質的にはマイクロコイル内でのみ増加されるという事実を再び用いる。ＲＦパルスの振幅が適切に選択されたときにＭＲ画像がこの小さな領域に限定されるようにマイクロコイル内の領域のみがＭＲ画像用に充分励起されるよう適切に選択され、これは短い測定時間とフルオロスコピー応用を可能にする。
【００１０】請求項８のバージョンは必要な温度測定がまたＭＲ方法による知られた方法でなされるという利点を有するマイクロコイルをハイパーサーミア用に用いることを可能にする。請求項９はＭＲ方法を実施するためのＭＲ装置を開示する。
【００１１】
【発明の実施の形態】本発明は以下に図面を参照して詳細に説明される。図１に示されるようなＭＲ装置は数十Ｔから数Ｔの範囲の強度を有する均一で定常な磁界を発生する４つのコイル１を含む。ｚ軸に同軸に配置されるコイルは球面２上に配置される。例えば患者１０である検査される対象は該コイル内に配置されたテーブルトップ４上に配置される。その先端にマイクロコイル６を設けられたカテーテル６０は患者に導入される。
【００１２】４つのコイル３はｚ方向に延在し、この方向に線形に変化する磁界を発生するよう球面２又は円筒面上に配置される。４つのコイル７がまた配置され、これはｚ方向にまた延在するが、その傾斜はｘ方向（垂直）に延在する磁界傾斜（即ちその強度が一方向に線形に変化する磁界）を発生する。ｚ方向に延在するが、その傾斜はｙ方向（図１の図面に垂直）に延在する磁界傾斜はコイル７と同一であるがそれに関して空間的に９０゜オフセットされるように配置された４つのコイル５により発生される。球の中心での磁界強度はコイルシステム１の定常で均一な磁界により専ら決定される。
【００１３】図２を参照するに傾斜コイル３、５、７により発生された磁界傾斜の時間変化が制御ユニット１７により制御される傾斜波形発生器２０により決定される。発生器２０により付与された波形は傾斜コイル３、５、７用に電流を供給する傾斜増幅器２１、２２、２３の少なくとも一つに印加される。傾斜増幅器２１、２２、２３の利得係数は制御ユニット１７により相互に独立に調整されうる。
【００１４】均一で定常な磁界の方向に垂直（即ちｚ方向に垂直）に延在する空間的に実質的に均一なＲＦ磁界をパルス状に発生するＲＦ送信コイル１１が設けられる。コイル１１により発生されたＲＦパルスの中心周波数と包絡線は制御ユニットにより制御される発生器１８（図２）により付与される。制御ユニット１７はまた増幅器１９の利得をまた制御し、それを介して発生器１８により供給されたＲＦ信号はＲＦ送信コイル１１に印加される。
【００１５】ＲＦ送信コイル１１はまた検査領域で発生される共鳴信号の受信用にも供される。しかしながら好ましくは符号１２で示される別のＲＦ受信コイルがこの目的に対して用いられる。該ＲＦ受信コイルにより受信されるＭＲ信号は２つの信号が複素ＭＲ信号の実部と虚部であると考えられるように発振器１３０の２つの９０゜オフセットされた搬送波を混合することにより直交位相復調器１３で復調される。これらの信号はアナログ／デジタル変換器１４に印加され、これはＭＲデータをそれから形成する。ＭＲデータを用いて画像処理ユニット１６は検査領域での核磁化を表すＭＲ画像を再構成する。ＭＲ画像はモニタ１５に表示される。
【００１６】図３は図１のマイクロコイル６の等価回路を示す。マイクロコイル６はインダクタンスＬを含み、その形状と外見は問題の応用に依存するが、ＲＦ送信コイル１１と比較して小さく、ＲＦ受信コイル１２と比較しても一般的に小さい。インダクタンスＬはコンデンサＣによりＭＲ周波数、即ちＲＦ送信機により発生されるＲＦパルスの中心周波数に同調される。抵抗Ｒはマイクロコイルで生ずる損失を表す。この損失が小さいほどコイルのクオリティファクターＱは高い。
【００１７】検査ゾーンではＲＦコイル１１は磁束密度Ｂ1 を有する空間的に均一な磁界（少なくともマイクロコイルの領域で）を生ずる。斯くして要素Ｌ，Ｃ，Ｒにより形成された共鳴回路で、それ自体が付加的にコイルを横切る磁界を生ずる電流がＲＦコイルの外部磁界に重畳される。コイルの内側でコイルを横切る全体の磁界は以下を満たす磁束密度Ｂg の空間的な平均値を有する：【００１８】
【数１】
【００１９】磁束密度Ｂ1 を有するＲＦパルスにより発生されるマイクロコイルのすぐ近傍での磁束密度（又はマイクロコイルを通る磁束）が大きいほどクオリティファクターＱはより高い。Ｑの高い値に対してＢg はＢ1 よりファクターＱ倍大きい。これはコイル１１からある距離で核磁化をほとんど励起しないＲＦパルスがコイル内部の核磁化を強く励起し、それをその静止状態から例えば９０゜回転することが可能であることを意味する。斯くしてＭＲ画像内のマイクロコイルのすぐ近傍の画像は外部領域の画像から明らかに外れている。
【００２０】式（１）はまた位相シフトφがマイクロコイルの（空間的に平均された）磁束密度Ｂg とＲＦ送信コイル１１により生じた磁束密度Ｂ1 との間に存在することを示し、この位相シフトは概略以下の式を満たす：φ ≒ −ａｒｃｔａｎＱ斯くして位相シフトφは高いＱ値に対してほぼ９０゜となる。
【００２１】マイクロコイルの付近の磁束密度Ｂ1 の位相変化φは核磁化の空間的位相を表す位相画像により再構成されうる。非常に強い位相変化がマイクロコイルの領域で発生する。そのような位相画像を形成するために直交復調器１３（図２）により供給される複素信号が画像処理ユニット１６でフーリエ変換され、斯くして複素画像値（実部と虚部を有する）が得られる。各画素に対して励起された核磁化の位相は実部の虚部に対する比に基づいて決定される。
【００２２】図３に概略が示されるＲＦコイルはその内側で式１に従う磁束密度の増加を実現する。一方でこれは望ましいが他方で通常のＭＲ画像化用のシーケンスが検査領域で作動する場合に妨害する影響を有する。更にまた非常に小さなマイクロコイルの場合には増加された磁束密度の領域は非常に小さいので非常にノイズの多いＭＲ画像ではほとんど気がつかない。
【００２３】故に図４は多様な応用に対して図３のマイクロコイルより更に魅力的なマイクロコイルの実施例を示す。３つの部分Ｌ1 ，Ｌ2 ，Ｌ3 からなるインダクタンスを含み、中央部分Ｌ2 の巻の方向は外側の２つの部分Ｌ1 ，Ｌ3 の巻の方向と逆である。この配置の故に得られたＢ1 の増加は全て同一の巻の方向の同じ大きさのコイルの場合に得られる増加の概略三分の一に過ぎないが、外側の部分で概略−９０゜であり、中心部分でちょうど＋９０゜の位相を有する複素パターンがここで得られ、この場合にはＭＲ画像で容易に識別可能である。コイルセグメントの副分割はまた若干のＢ1 増加が得られるのみならず、高い空間周波数をまた形成するように適切に識別可能な位相が得られるように延長されうる。
【００２４】図５を参照するにそのようなコイルによる検査領域の血液又はコントラスト媒体のような液状物質の流れの可視化が記載される。図５の第一のラインはＲＦパルスＲf を示し、第二第三第四のラインはスライス選択用Ｇｓ、位相エンコーディング用Ｇｐ、ＭＲ信号の読み出し用Ｇｒの磁界傾斜の時間変化を示す。第五のラインはＭＲ信号がＥＰＩ型のこのシーケンスで収集された時点を示す。
【００２５】まずマイクロコイル６を含むスライスがＲＦパルス及びスライス選択傾斜Ｇｓにより励起される。結果として核磁化は励起の時点でマイクロコイルのすぐ近傍に配置された血液又はコントラスト媒体体積で励起される。その近傍から明らかに区別できる核磁化パターンはこの血液又はコントラスト媒体体積に刻印され、それにより前に励起された体積の流れはこのパターンの伝搬に基づき追跡可能である。全くの局部領域のみが測定されなければならない故にこの領域は比較的少ない数のサンプル点でいわゆるｋ空間で測定され得る故に図に示され、単一の励起パルスのみを含むＥＰＩのような非常に高速のＭＲシーケンスの使用を可能にする。
【００２６】スライス選択ＲＦパルスに続き、位相エンコーディング傾斜が最大位相エンコーディングがｋ空間内で到達されるような方法でスイッチオン及びオフされる。続いて、連続した交互の傾斜極性を有する読み出し傾斜Ｇｒがスイッチオンされ、各極性反転は位相エンコーディング傾斜Ｇｐの短い「ブリップ」を伴い、それによりそれに続くｋ空間内の隣接するラインがスキャンされ、各度毎にそれぞれのＭＲ信号が収集される。最後の位相反転の後に位相エンコーディング傾斜はブリップと逆の極性で、ｋ空間内で同じ点がシーケンスの開始の前に到達するような時間積分を有するよう作用される。
【００２７】続いて位相エンコーディング及び読み出し動作が所定の時間間隔で繰り返されるが、新たなＲＦパルスは伴わず、それによりＲＦパルスにより励起された体積の更なる伝搬が辿られる。斯くして構成された画像は前に形成されたサーベイ画像又は血管画像と重畳可能である。読み出しサイクルの最後の繰り返しとＲＦパルスとの間の時間間隔は磁界の不均一等によるディフェージングにより制限される。そのようなディフェージングを減少するために各読み出しサイクルの後に前に励起された体積部分の核磁化をリフォーカスする１８０゜ＲＦパルスを発生することが可能である。
【００２８】他方で励起されたスピンのＭＲ信号が非常に迅速にディフェーズされ、それにより完全なＭＲ画像に基づく研究（数ラインのみを有する）が限定された測定時間の故に不可能であることも生じうる。そのような場合にはシーケンスは好ましくは血液又はコントラスト媒体が伝搬する流れの方向の投影の測定に減少されうる。励起された体積の動的な振る舞いが新たな励起をせずに与えられた時間間隔でこの測定を繰り返すことにより検査されうる。故に図５のシーケンスで位相エンコーディング傾斜が連続的にスイッチオフされることだけが必要である。
【００２９】連続的に流れる液体（例えば血液）の伝搬を追跡する他の可能性は複数のＭＲ画像を形成し、各ＭＲ画像の前にそれぞれのＲＦパルスにより核磁化が励起され、ＲＦパルスとＭＲ信号の読み出しとの間の距離が変化されることからなる。比較可能性を確実にするためにＲＦパルスは常に心臓周期の同じ位相で発生されなければならない。
【００３０】マイクロコイルはまた例えば検査領域に導入され、一以上のマイクロコイルをその先端に設けられる器具（例えばカテーテル）を位置決めするために用いられ得る。複数のマイクロコイルが用いられるときにその配置はマイクロコイルが全てＭＲ受信機にそれぞれ結合導線により結合されて用いられるときより実質的により簡単である。
【００３１】多くの応用に対して全体の解剖学的なものを見る必要はない。通常空間的に限定された領域のみが問題となる（例えば生検等）。画像化される領域の寸法が測定時間に直接影響する故にフルオロスコピー応用に対して画像化される領域をできる限る小さく保つことが重要である。マイクロコイルで形成される磁界の増加を用いることにより空間的に限定された励起はコイルの大きさ、コイルのクオリティファクター、フリップ角の適切な組合せにより達成されうる。非常に小さなフリップ角（高いコイルのクオリティファクターと共に）が選択されたときにコイル内のスピンが専ら顕著なＭＲ信号を発生することが再び達成される。専用のコイルが体の中の異なる領域（例えば胃、腸など）の再構成用に用いられる。
【００３２】マイクロコイルにより生ずる外部磁界の増加はまた温熱療法用に用いられる。この場合に対応する強度のＲＦパルスが発生され、すぐ近傍に磁束密度の増加による局部的な加熱を生じる。同一のコイルがまたＭＲ画像内の問題のマイクロコイルの位置を決定するために用いられ、また温度の増加の（ＭＲ）測定用に用いられることが可能である。
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| 【出願人】 |
【識別番号】５９００００２４８
【氏名又は名称】コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ
【氏名又は名称原語表記】Ｋｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ Ｎ．Ｖ．
【住所又は居所原語表記】Ｇｒｏｅｎｅｗｏｕｄｓｅｗｅｇ １，５６２１ ＢＡ Ｅｉｎｄｈｏｖｅｎ， Ｔｈｅ Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄｓ
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| 【出願日】 |
平成１１年（１９９９）１月６日 |
| 【代理人】 |
【弁理士】
【氏名又は名称】伊東 忠彦 （外１名）
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| 【公開番号】 |
特開平１１−２４４２６０ |
| 【公開日】 |
平成１１年（１９９９）９月１４日 |
| 【出願番号】 |
特願平１１−１３１６ |
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