JP2011078824A - Transceiver element for mri apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、核磁気共鳴イメージング装置用送受信素子に関し、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装置用送受信素子に関する。 The present invention relates to a transmission / reception element for a nuclear magnetic resonance imaging apparatus, and more particularly to a transmission / reception element for an MRI apparatus for transmitting and receiving a nuclear magnetic resonance signal to perform signal processing.
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。 A nuclear magnetic resonance imaging apparatus (MRI apparatus) causes a magnetic resonance to occur by irradiating a high-frequency magnetic field to nuclei constituting a living tissue, and a nuclear magnetic resonance signal generated thereby is received by a receiving coil. The resonance signal is subjected to Fourier transform to reconstruct an image, and is widely used for obtaining a tomographic image at an arbitrary portion of a subject.
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）。 The transmitter / receiver coil of the MRI apparatus currently in practical use has, for example, a coil diameter of about 10 cm to about 1 m. For example, a magnetic resonance imaging apparatus capable of obtaining an image with a high S / N ratio has been proposed. (For example, refer to Patent Document 1).
特開平１１−２２５９８０号公報 JP-A-11-225980
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。 The above prior art is based on the premise that an existing coil is used, and for example, improvement in resolution such as observation of a minute internal structure such as a cellular level of a living organism is not considered. This is because the receiving element of the nuclear magnetic resonance signal (NMR signal) is large and the measurement area and the measurement unit cannot be brought close to each other. When a conventional coil is brought close to the measurement area, the signal source Although the reception distance is improved and the reception sensitivity is improved, a signal from an area other than the measurement area may be received as noise. For this reason, improvement in resolution cannot be expected.
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。 The present invention has been made in view of the above problems, and an object of the present invention is to provide a transmission / reception element for an MRI apparatus in which a coil and a measurement site can be brought close to each other and a high-resolution image can be obtained by high-resolution measurement.
本発明に係る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み、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。 The transmitting / receiving element for an MRI apparatus according to the present invention has a coil diameter of 1 mm or less, irradiates a subject with a high-frequency magnetic field for causing nuclear magnetic resonance, and receives a nuclear magnetic resonance signal generated from the subject. A transmission / reception coil, a capacitor constituting a resonance circuit together with the transmission / reception coil, switch means for opening / closing the resonance circuit, and at least a filter for processing a nuclear magnetic resonance signal received by the transmission / reception coil Signal transmitting means, and the transmitting / receiving coil is formed on a flexible film.
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。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the coil and the measurement site | part can be closely approached, and the transmission / reception element for MRI apparatuses which can obtain the high resolution image by high resolution measurement is realizable.
以下、本発明を実施の形態により図面を用いて説明する。 Hereinafter, the present invention will be described with reference to the drawings by embodiments.
（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。
(First embodiment)
FIG. 1 is a perspective view of a transceiver element for an MRI apparatus according to the first embodiment of the present invention. As shown in FIG. 1, a transmitter / receiver element 1 for an MRI apparatus includes a transmitter / receiver coil 12, a capacitor 13, a switch 14, a preamplifier 15, a frequency filter 16 and signal processing as circuit elements or circuits on a substrate surface of a semiconductor substrate 11. The circuit 17 is integrally formed, that is, formed on one chip. The preamplifier 15, the frequency filter 16, and the signal processing circuit 17 constitute signal processing means for processing the received signal. An S / N ratio is improved by providing a circuit for processing the RF signal in the vicinity of the transmitting / receiving coil 12. A transmission / reception coil 12, a capacitor 13, and the like are formed on a semiconductor substrate 11 which is a silicon substrate by a semiconductor manufacturing process technology.
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。
The transmission / reception coil (hereinafter simply referred to as a coil) 12 is a surface coil formed in a rectangular spiral shape when viewed from the normal direction of the semiconductor substrate 11. The coil 12 is preferably made of a low resistivity material such as Cu, Au, or Al. One end 12a of the coil 12 is connected to one end 13a of the capacitor 13 via a connection pattern. A plurality of coils 12 may be provided in parallel in the semiconductor substrate 11 below the coil 12 so that a plurality of coils 12 are provided. One end 13 a of the capacitor 13 that constitutes a resonance circuit together with the coil 12 is connected to the switch 14. Are connected at one end. The switch 14 is an RF switch formed using, for example, MEMS technology. The other end of the switch 14 is connected to a preamplifier 15 which is an amplification means. This is because the NMR signal detected by the coil 12 is amplified as soon as possible, the influence of noise on the weak signal is reduced, and the NMR signal detected by the coil is measured with a high S / N ratio. The capacitor 13 may be a variable capacitor.
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。 The preamplifier 15 amplifies the signal from the switch 14 as an input signal. The preamplifier 15 is connected to the frequency filter 16 and supplies the amplified signal to the frequency filter 16 as an output signal. The frequency filter may be a variable frequency filter.
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。 Furthermore, if a plurality of preamplifiers are provided and the preamplifiers are appropriately selected and used by switches according to NMR signals having different frequency bands, a high gain, that is, a high-resolution image can be obtained in a wide frequency band.
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。 The output of the frequency filter 16 is supplied to the signal processing circuit 17. Here, the signal processing circuit 17 is a waveform shaping circuit. Note that the signal processing circuit 17 may or may not be provided as necessary.
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。
For the capacitor 13, the switch 14, the preamplifier 15, the frequency filter 16, and the signal processing circuit 17, materials used in a normal semiconductor integrated circuit can be applied as they are. In particular, the switch 14 is a material suitable for high-frequency signals. For example, Au, Pt, Ir, etc. are preferable.
As described above, the circuit element and the circuit for processing the RF signal are provided in the vicinity of the coil 12 to improve the SN ratio.
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。 Three terminal portions are formed on the semiconductor substrate 11. The first terminal portion 18a is connected to the other end 12b of the coil 12 and the other end 13c of the capacitor 13 via connection patterns, respectively. The second terminal portion 18 b is connected to the output of the signal processing circuit 17. The third terminal portion 18 c is connected to the connection end of the switch 14.
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。 The transmitter / receiver element 1 for an MRI apparatus is formed on a substrate having a side of 1 mm × 1 mm, and the measurement region is a cube having one side of a1 in length. In the present embodiment, in order to obtain a good image with less noise, a1 is 1 mm, and the cells CC in the measurement region can be measured.
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。 Note that shield members may be provided above and below the circuit portion so as to cover the circuit portion including the capacitor 13, the switch 14, the preamplifier 15, the frequency filter 16, and the signal processing circuit 17.
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。 FIG. 2 shows an equivalent circuit of the MRI apparatus transmitting / receiving element 1 formed on the semiconductor substrate 11. As shown in FIG. 2, the coil 12 and the capacitor 13 constitute a resonance circuit. The switch 14 opens so that the resonance circuit is connected to the third terminal portion 18c when transmitting a signal, and the output from the resonance circuit is connected to the preamplifier 15 when receiving a nuclear magnetic resonance signal. Close like so.
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。
In the present embodiment, the semiconductor substrate 11 is a substrate having a thickness of 500 μm, a two-dimensional vertical and horizontal length of 1 mm × 1 mm, and each side being 1 mm or less. Therefore, the coil 12 which is a measuring unit has a size of 1 mm × 1 mm or less, which is about 1/100 of the conventional device. Note that the semiconductor substrate 11 may be polished to a thin thickness, for example, about several tens of μm so as to have flexibility. Further, the semiconductor substrate 11 may be a silicon substrate, a compound semiconductor substrate, or the like.
The coil which is a measurement part is made into a size of 1 mm × 1 mm or less, which is about 1/100 of the conventional coil, one is arranged on a plane or a curved surface, or a plurality is arranged in a line or matrix.
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。 Here, the measurement region of the transmitting / receiving element 1 for an MRI apparatus is 1 mm or less in the normal direction of the surface of the semiconductor substrate 11. And the transmitter / receiver element 1 for MRI apparatus of this Embodiment makes the distance of the measurement area | region (subject) and the coil 12 which is a measurement part close to 1 mm or less which is about 1/100 of a conventional apparatus at the time of measurement.
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。 Here, the resolution improvement by the improvement of the S / N ratio in the present embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 3 is a schematic diagram for explaining the resolution of the transmission / reception element for an MRI apparatus according to the present embodiment.
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ａ３Ｔ２に比例する。 In FIG. 3, it is assumed that an NMR signal oscillated from a cube of one side, that is, a voxel, is received by a coil 12 having a diameter R at a distance L from the voxel. The ratio of the diameter of the coil 12 and the distance from the voxel to the coil 12 is k = R / L. The intensity of the NMR signal oscillated from the voxel oscillates a signal whose strength is proportional to the square of the volume of the voxel and the Larmor frequency ω of the atoms in the voxel. Here, since the resonance angular frequency of the atomic Larmor is proportional to the intensity T of the magnetic field applied to the voxel, the NMR signal Sig oscillated from the voxel is a 3 T 2 as shown in the following equation (1). Is proportional to
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。
That is, it can be seen that it is most effective to reduce the distance between the coil 12 and the voxel in order to improve the S / N ratio that has fallen by reducing the voxel. Further, it can be seen that when the ratio of the diameter of the coil 12 and the distance from the voxel to the coil 12 is fixed, reducing the diameter of the coil 12 is effective for improving the SN ratio. That is, by reducing the distance between the coil and the voxel to 1 mm or less, which is about 1/100 of the conventional value, an MRI image can be acquired with a resolution of 1 μm, which is about 1/100 of the conventional value.
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。 According to the present embodiment, for example, the size of the cell is 10 μm, and therefore, with a resolution of 1 μm, for example, a 10 μm cell can be observed with an MR image with sufficient resolution.
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。 Furthermore, if the size of the coil 12 on the substrate is 100 μm × 100 μm, an MR image can be acquired with a finer resolution of 100 nm.
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。 Next, a first modification of the above-described first embodiment will be described. In the example described above, the coil 12 is a planar coil fixed on the substrate. However, as shown in two modifications described below, the coil 12 may be provided with a direction variable function. FIG. 4 is a perspective view of a transmission / reception element 1A for an MRI apparatus according to the first modification. The same components as those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals, description thereof is omitted, and different components are mainly described.
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。 As shown in FIG. 4, the peripheral portion of the coil 12 is removed from the semiconductor substrate 11 except for a part thereof. Specifically, two U-shaped long holes 21 and 22 are formed around a portion of the semiconductor substrate 11 where the coil 12 is formed. And the part in which the coil 12 on the semiconductor substrate 11 was formed is connected with the part of the surrounding semiconductor substrate 11 in two places. In other words, the periphery of the portion where the coil 12 is formed on the semiconductor substrate 11 is removed in a U shape except for the two connection locations C1 and C2. And the part in which the coil 12 was formed on the semiconductor substrate 11 can be rotated around the axis | shaft which passes along two connection locations C1 and C2. That is, the angle of the coil surface of the coil 12 with respect to the surface of the semiconductor substrate 11 around the coil surface is variable.
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。 Further, an actuator mechanism (not shown) is provided at two connection points C1 and C2 so that the coil surface of the coil 12 is not coplanar with the plane of the surrounding semiconductor substrate 11 but at an angle. Is provided. Therefore, the coil 12 has a torsion type operation mechanism using a uniaxial torsion spring that can rotate around two axes.
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。
The actuator mechanism is, for example, a MEMS actuator, and is preferably an electrostatic type actuator, a shape memory alloy actuator, a piezoelectric type actuator, or the like that does not adversely affect transmission / reception of an RF signal.
Regardless of the means for realizing the actuator mechanism, any means can be used as long as the coil can be provided with a variable direction function.
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。 It should be noted that a cantilever type drive mechanism may be provided instead of the above-described direction changing function of the torsion type coil using the uniaxial torsion spring.
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。 Furthermore, although the direction of the coil 12 can be actively changed by using the actuator mechanism, even in the absence of the actuator mechanism, the portion of the MRI apparatus transmitting / receiving element 1A shown in FIG. Conversion is possible.
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。 Next, a second modification will be described. FIG. 5 is a perspective view of a transceiver element 1B for an MRI apparatus according to the second modification. The same components as those in the first embodiment and the first modification are denoted by the same reference numerals, description thereof is omitted, and different components are mainly described.
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。 In the transmitter / receiver element 1B for an MRI apparatus shown in FIG. 5, the capacitor 13, the switch 14, the preamplifier 15, the filter 16, and the signal processing circuit 17 are formed on the plane of the semiconductor substrate 11, and the portion where the coil 12 is formed is the portion of the semiconductor substrate 11. It is connected to the frame 33 by a thin torsion spring structure. With such a configuration, as will be described later, the transmission / reception coil can have a three-dimensional direction variable function.
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。 As shown in FIG. 5, the semiconductor substrate 11 has two U-shaped elongated holes 31 and 32 formed around the portion where the coil 12 is formed. And the part in which the coil 12 was formed on the semiconductor substrate 11 is connected with the surrounding rectangular frame part 33 in two places. In other words, the periphery of the portion where the coil 12 is formed on the semiconductor substrate 11 is removed in a U shape except for the two connection points D1 and D2. And the part in which the coil 12 was formed on the semiconductor substrate 11 can be rotated around an axis passing through the two connection locations D1 and D2.
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。 Further, the rectangular frame portion 33 is connected to the portion of the surrounding semiconductor substrate 11 at two locations. In other words, two U-shaped long hole portions 34 and 35 are formed around the frame portion 33. The frame portion 33 can be rotated around an axis passing through the two connection locations D3 and D4, and can be rotated around an axis passing through the two connection locations. The axis passing through the connection points D1 and D2 is orthogonal to the axis passing through the connection points D3 and D4. Therefore, the actuator mechanism (not shown) has four connection points D1 to D1 so that the coil surface of the coil 12 can be given an arbitrary angle in the three-dimensional direction with respect to the plane of the surrounding semiconductor substrate 11. D4 is provided. Therefore, the coil 12 can be rotated around two axes.
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。 The four actuator mechanisms are MEMS actuators as described above, and the direction of the coil 12 can be freely changed. That is, the MRI apparatus transmitting / receiving element 1 </ b> B has a function of changing the direction of the coil 12.
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。 In FIG. 5, the actuator mechanism is provided with a gimbal type operation mechanism, but may be a cantilever type drive mechanism.
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。 According to the first and second modifications described above, the transmitting / receiving element for an MRI apparatus includes a mechanism that allows the transmission and reception surfaces of the coil 12 to be freely changed according to the measurement region.
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。 Therefore, according to the transmission / reception element for an MRI apparatus according to the first and second modifications, the direction of the coil 12 is set in accordance with the surface shape of the subject by actively and freely changing the direction of the coil 12. Therefore, not only the coil 12 can be brought close to the subject but also the NMR signal can be received in the direction that maximizes the reception efficiency, and the NMR signal can be detected efficiently and with high sensitivity. A high-resolution and high-resolution MRI image can be obtained.
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。 In other words, since the coils according to the two modifications described above are connected to the semiconductor substrate with a thin torsion spring structure, the coil has a variable direction function and the reception efficiency of the NMR signal generated from the subject is maximized. And a high-resolution and high-resolution MRI image can be obtained with a high S / N ratio.
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。 Note that by forming the MRI apparatus transmission / reception element according to the present embodiment using a microfabrication technique for a semiconductor substrate, it is possible to easily form a miniaturized MRI apparatus transmission / reception element of 1 mm square or less. In other words, it can be manufactured very easily as in the case of manufacturing a semiconductor integrated circuit, so that a very small MRI image with a resolution of 1 μm or less can be obtained, and a transmission / reception element for an MRI apparatus capable of high resolution measurement is realized. Is easy.
（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。
(Second Embodiment)
Next, a second embodiment will be described. The second embodiment differs from the MRI apparatus transceiver element of the first embodiment in that the MRI apparatus transceiver element is formed on a thin film. For example, the MRI apparatus transmission / reception element of FIG. 1 is characterized in that the coil or the like is formed on a thin film by setting the thickness of the substrate on which the coil or the like is formed to several tens of μm. In addition, about the same component as 1st Embodiment, the same code | symbol is attached | subjected and description is abbreviate | omitted and a different matter is mainly demonstrated.
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。 Here, a manufacturing method of a thin transmitting / receiving element for an MRI apparatus according to the present embodiment using a glass substrate will be described. 6 to 11 are views for explaining a method of manufacturing the transmitting / receiving element for an MRI apparatus according to the present embodiment. In particular, the cross section along the line AA ′ in FIG. It is a figure for demonstrating the method of forming and manufacturing the coil 12 and the capacitor | condenser 13. FIG.
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。 First, as shown in FIG. 6, an insulating film 51 such as polyimide or silicon nitride film is formed on a glass substrate 11 having a thickness of 500 μm to a thickness of several μm. The insulating film 51 must be a material resistant to a chemical substance that etches the substrate 11.
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。 On the insulating film 51, a metal thin film 52 to be a connection wiring between the lower electrode of the capacitor 13 and the coil 12 is formed into a desired shape by using a metal thin film forming technique and a semiconductor photolithography processing technique. The metal thin film 52 includes a first film 52a that contacts the insulating film 51, and further includes a third film 52c formed on the first film 52a via a second film 52b.
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。 The first film 52a is, for example, Cr having a thickness of 50 nm, the second film 52b is, for example, Cu having a thickness of 750 nm, and the third film 52c is, for example, Ti having a thickness of 50 nm. Here, the metal thin film 52 uses a laminated structure in which Cu is sandwiched between different metals from above and below, but may be a metal material such as a Cu single layer, Al, or Mo, but in this embodiment, these materials are used. It is not limited to.
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。
Next, a polyimide insulating film 53 for the insulating film of the capacitor 13 is formed on the substrate surface by spin coating. The insulating film 53 has a thickness of about 2.4 μm.
Then, as shown in FIG. 7, a connection opening 54 at one end 12b of the coil 12 is formed by a photolithography processing technique. The insulating film 53 may be formed by a printing method, in which case the film thickness is about 10 μm. Furthermore, instead of the polyimide insulating film, a silicon oxide film, a silicon nitride film, or the like may be formed by plasma CVD.
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。 Next, as shown in FIG. 8, the metal thin film 55 for forming the upper electrode of the coil 12 and the capacitor 13 is formed into a desired shape by using a metal thin film forming technique and a semiconductor photolithography processing technique. The metal thin film 55 includes a first film 55a that contacts the insulating film 53, and a second film 55b on the first film 55a. In particular, the second film 55b serves as a seed layer when the upper electrodes of the coil 12 and the capacitor 13 are formed by electrolytic plating.
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。 The first film 55a is preferably Cr having a thickness of 50 nm, for example, and the second film 55b is preferably Cu having a thickness of 750 nm to 1 μm, for example. However, the thickness is not limited thereto.
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。 Subsequently, as shown in FIG. 9, a thick film photoresist pattern is formed with a film thickness of about 10 μm on a portion other than the metal thin film 55 on the substrate surface by using a semiconductor photolithography processing technique. Then, the upper electrode of the coil 12 and the capacitor 13 is formed by electrolytic plating using the second film 55b as a seed layer.
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。 After the second film 55b serving as a seed layer is formed on the entire surface of the substrate, a thick photoresist pattern 56 is formed, and the upper electrodes of the coil 12 and the capacitor 13 are formed by electrolytic plating using the pattern. You may make it form. In this case, after removing the thick-film photoresist pattern 56, a portion of the seed layer that is unnecessary during electrolytic plating is removed by etching. The resistance value of the coil 12 is reduced by forming the second film 55b thick.
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。 Next, as shown in FIG. 10, after the thick film photoresist pattern 56 is removed, an insulating film 57 of polydimethylsiloxane (PDMS) or polyimide is formed on the substrate surface as an electrical protective film. . Note that the surface of the metal layer is exposed by a lift-off method or the like at the electrical connection portion of the upper electrode of the coil 12 and the capacitor 13 with the outside.
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。 Finally, the glass substrate 11 is etched with hydrofluoric acid, so that the total thickness is several tens of μm, and the transmitting / receiving element for the MRI apparatus is formed into a flexible film. Note that an insulating film (not shown) as a protective film is formed on the back surface of the flexible film, that is, on the lower surface of the insulating film 51.
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。 As described above, the transmitting / receiving element for an MRI apparatus can be formed on a thin film.
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。 Furthermore, by forming the transmitting / receiving element for an MRI apparatus according to the second embodiment on a thin substrate or a flexible film, it can be arranged on a curved surface or various applications as described later.
（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。
(Third embodiment)
Next, a third embodiment will be described. In the third embodiment, in the transmitter / receiver element for an MRI apparatus, a coil and components other than the coil are formed on separate substrates, and a filter, a preamplifier, etc., which are components other than the coil, are formed on the substrate. Is different from the transmission / reception element for an MRI apparatus according to the first embodiment in that a substrate on which is formed is laminated. In addition, about the same component as 1st Embodiment, the same code | symbol is attached | subjected and description is abbreviate | omitted and a different matter is mainly demonstrated.
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。 FIG. 12 is an assembly configuration diagram for explaining the structure of a transmission / reception element for an MRI apparatus composed of two substrates. The transmitting / receiving element 3 for an MRI apparatus according to the present embodiment is configured such that a first substrate 11A and a second substrate 11B are stacked.
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。 A coil 12 is formed on the surface of the first substrate 11A. Terminal portions 12c and 12d at both ends of the coil 12 are also formed on the surface of the first substrate 11A. On the second substrate 11B, a capacitor 13, a switch 14, a preamplifier 15, a frequency filter 16 and a signal processing circuit 17 are integrally formed. Terminal portions 13d and 13e at both ends of the capacitor 13 are also formed on the surface of the second substrate 11B. A coil 12, a capacitor 13, and the like are formed on semiconductor substrates 11A and 11B, which are silicon substrates, by a semiconductor manufacturing process technology.
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。 Three terminal portions are formed on the semiconductor substrate 11B. The first terminal portion 28a is connected to one end 22b of the coil 12 and the other end 13c of the capacitor 13 via connection patterns, respectively. The second terminal portion 28 b is connected to the output of the signal processing circuit 17. The third terminal portion 28 c is connected to the connection end of the switch 14.
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。 Here, the first substrate 11A and the second substrate 11B have the same size, the surface of the first substrate 11A opposite to the surface on which the coil 12 is formed, the capacitor 13 of the second substrate 11B, and the like. Are attached to the surface on which is formed. The terminal portions 12c and 12d at both ends of the coil 12 and the terminal portions 13d and 13e at both ends of the capacitor 13 are provided on the respective substrates so that they are at the same position when viewed from the direction orthogonal to the substrate surface. ing. When the first substrate 11A and the second substrate 11B are bonded together, the coil 12 on the first substrate 11A and the capacitor 13 formed on the second substrate 11B are electrically connected. In addition, substrate through wirings (not shown) are formed under the terminal portions 12c and 12d on the first substrate 11A, respectively.
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。 In this embodiment, the electrical connection between the two substrates uses the through-substrate wiring, but other methods may be used and the present invention is not limited to this.
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。 Furthermore, in this embodiment, the coil 12 is formed on the substrate surface, but the coil 12 is uniaxial as in the first and second modifications of the first embodiment described above. You may make it form on the board | substrate connected with the board | substrate with the thin torsion spring structure so that it can rotate to circumference or 2 axis | shaft.
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。 Further, the first substrate 11A on which the coil 12 is formed may be a glass substrate as in the second embodiment or a flexible film.
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。 Furthermore, capacitors, switches, filters, preamplifiers, and signal processing circuits are formed on the second substrate 11B, and some elements or circuits are formed on the first substrate. It may be.
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。 Furthermore, in order to suppress high frequency noise, a high frequency noise shielding structure such as a shield member may be provided so as to cover the periphery of the second substrate.
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。 As described above, in the transmission / reception element for an MRI apparatus according to the third embodiment, by laminating a plurality of substrates, here two substrates, the size of the coil is maximized and the transmission / reception element is minimized. It can be limited to a limited area.
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。 In the MRI apparatus transmitting / receiving element according to the third embodiment, since the aperture ratio of the coil is large, the NMR signal can be detected efficiently and with high sensitivity. Therefore, the MRI having a high SN ratio, high resolution and high resolution. An image is obtained.
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。 The coil and the elements other than the coil may not be formed on the semiconductor substrate, but may be formed on a flexible film.
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。 Furthermore, the coil or the coil and the capacitor are formed on a flexible film, the switch, the filter, and the preamplifier are formed on a semiconductor substrate, and the semiconductor substrate is mounted on the flexible film, or the semiconductor substrate is flexible. You may make it mount a film.
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。 Furthermore, when the substrate portion on which the coil is formed is made of an insulating material, such as a glass substrate, the coil is electrically insulated and disposed in a hollow space, so that parasitic capacitance is small and transmission / reception with a high Q value is performed. A coil can be realized, and as a result, the SN ratio and the resolution are also improved.
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。 Next, an application example in which the MRI apparatus transmitting / receiving element array is configured by arranging a plurality of MRI apparatus transmitting / receiving elements according to the above-described three embodiments and modifications in a two-dimensional matrix form on the substrate plane. explain. FIG. 13 is a perspective view showing an example of a transceiver element array for an MRI apparatus in which a plurality of transceiver elements for an MRI apparatus are arranged in a two-dimensional array on the plane of a hard substrate. As shown in FIG. 13, for example, a plurality of transmitting and receiving elements for an MRI apparatus are arranged in a two-dimensional array on a plane of a hard substrate such as a semiconductor substrate or a glass substrate.
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。
Alternatively, the MRI apparatus transmitting / receiving element array may be configured by arranging a plurality of MRI apparatus transmitting / receiving elements in a two-dimensional matrix on a flexible film. FIG. 14 is a perspective view showing an example of an MRI apparatus transmitting / receiving element array in which a plurality of MRI apparatus transmitting / receiving elements are arranged in a two-dimensional array on a curved surface of a flexible film. As described in the second embodiment, the flexible film may be formed by thinning a substrate such as a glass substrate.
That is, the coil as a measuring unit is 1 mm × 1 mm or less, which is about 1/100 of the conventional one, and a plurality of coils are arranged on a plane or a curved surface.
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。 In the case of the transmission / reception element array for the MRI apparatus shown in FIG. 13, a plurality of elements are formed on a hard substrate, but can be made extremely small as a whole.
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。 In the case of the transmitting / receiving element array for the MRI apparatus shown in FIG. 14, when each element is very small and is formed on a flexible film or a thinned semiconductor substrate, not to mention on a plane. The array plane can be arranged on a curved surface, and the array plane can be deformed into an arbitrary shape according to the shape of the subject, and the size can be greatly reduced.
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。 However, in both cases of FIG. 13 and FIG. 14, the transmitting / receiving elements can be arranged three-dimensionally in close proximity to the subject or measurement region in a minute region. Therefore, applicability of the MRI system is remarkably improved, and an MRI image with a high SN ratio and high resolution can be obtained.
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。 In addition, by selectively receiving and detecting NMR signals from the region where each element has the highest sensitivity, it is possible to realize a high S / N ratio and to obtain an MRI image at high speed by performing parallel signal processing. . Therefore, although it is very small, a high-resolution and high-speed parallel imaging image can be easily obtained.
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。 When a plurality of transmitting / receiving elements for an MRI apparatus are arranged in a two-dimensional array on the plane of the hard substrate, a refractive part made of a flexible resin or the like is provided on a part of the hard substrate to provide flexibility. Also good.
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。 As described above, in the case of the MRI apparatus transmission / reception element array as shown in FIGS. 13 and 14, if the signals from the MRI apparatus transmission / reception elements are subjected to parallel imaging processing, real-time and high-speed analysis of the subject can be performed. Suitable for measurement.
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。 Further, FIGS. 13 and 14 show a case where a plurality of MRI apparatus transmitting / receiving elements are arranged in a two-dimensional array, but it goes without saying that they may be arranged in a one-dimensional array.
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。 As described above, in the case of FIG. 13 and FIG. 14, the performance is improved in addition to the small size, and the application to various fields can be expected by arranging them one-dimensionally or two-dimensionally on a plane or curved surface. . In particular, when a refracting part is provided by a flexible film or a flexible resin, it is possible to mount the transmitting / receiving elements on a minute free-form surface, further expanding the application range including living body observation.
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。 Furthermore, the MRI apparatus transmitting / receiving elements according to the above-described three embodiments and modifications may be arranged at the distal end portion of the insertion portion of the endoscope. FIGS. 15 to 17 are views for explaining an endoscope provided with a plurality of transmission / reception elements for an MRI apparatus according to the above-described embodiment or modification.
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。 15 and 16 are perspective views of an endoscope in which a plurality of MRI apparatus transmission / reception elements are provided on the outer peripheral surface of the distal end portion of the insertion portion. In FIG. 15, a flexible film 71 in which a plurality of transmission / reception elements for an MRI apparatus are provided in a matrix is attached to the outer peripheral surface of a columnar tip portion of an insertion portion 61. An observation window and an illumination window 61 a are provided on the distal end surface of the insertion portion 61. In FIG. 16, a plurality of transmission / reception elements for an MRI apparatus are provided in a matrix in a portion where the cross section of a part of the distal end portion of the insertion portion of the perspective endoscope has a polygonal shape. Specifically, a flexible film in which a plurality of transmitting / receiving elements for an MRI apparatus are provided in a matrix or a thinned substrate 72 is attached to the surface of a portion having a polygonal cross section. ing. An observation window and an illumination window 62 a are provided on the distal end surface of the insertion portion 62.
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。 FIG. 17 is a perspective view of an endoscope in which a plurality of transmission / reception elements for an MRI apparatus are provided on the distal end surface of the distal end portion of the insertion portion. In FIG. 17, a flexible film or substrate 73 in which a plurality of transmitting / receiving elements for an MRI apparatus are provided in a matrix is attached to the distal end surface of the distal end portion of the insertion portion. An observation window and an illumination window 63 a are provided on the distal end surface of the insertion portion 63.
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。
In the example shown in FIG. 15 to FIG. 17, since one of the transmitting / receiving elements for the MRI apparatus is very small and is formed on a flexible film or a thin semiconductor substrate, it can be formed into a free shape even when arrayed. Since it is easy, it can be easily affixed to the cylindrical side surface of the distal end portion of the small-diameter endoscope. At this time, it is desirable to cover the MRI apparatus transmitting / receiving element with a protective film or the like.
When the endoscopes shown in FIGS. 15 to 17 are used, an image obtained by combining an endoscopic image and an MRI image can be acquired.
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。 Furthermore, the transmitting / receiving element for the MRI apparatus may be disposed on the side surface of the catheter. By arranging the transmission / reception element for the MRI apparatus on the side surface of the catheter, it is possible to perform an operation while viewing a high-resolution MRI image of the treatment section.
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。 As described above, a high-resolution MRI image can be obtained by using the MRI apparatus transmission / reception element or the MRI apparatus transmission / reception element array according to the above-described three embodiments, modifications, and application examples.
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。 In particular, by arranging micro and high-sensitivity transmitter / receiver elements for MRI devices in an array, the region of interest can be measured with high sensitivity, low noise, high signal-to-noise ratio, and high speed. MRI images can be acquired. In addition, with the above resolution, it becomes possible to measure living organisms in a non-invasive manner while observing the microscopic internal structure at the cellular level. Real time and high speed.
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。 By using the MRI apparatus transmission / reception element or the MRI apparatus transmission / reception element array according to the above-described three embodiments, modifications, and application examples, the coil and the measurement site can be brought close to each other. A transmission / reception element for an MRI apparatus capable of obtaining a resolution image at high speed can be realized, and biological reaction observation such as observation of a minute internal structure at a biological cell level can be performed. If the transmission / reception element for an MRI apparatus or the transmission / reception element array for an MRI apparatus according to the above-described three embodiments, modified examples, and application examples is used, a resolution of 1 μm or less can be realized. It can also be applied to non-invasive measurement of living microscopic internal structures. In the observation of the biological reaction, high-speed and accurate measurement can be performed in real time.
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。 In each of the above-described embodiments, modifications, and application examples, each coil is an example that transmits and receives signals, but may only perform reception.
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。 The present invention is not limited to the above-described embodiments, and various changes and modifications can be made without departing from the scope of the present invention.
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
1, 1A, 1B, 2, 3 MRI transmitter / receiver element, 11, 11A, 11B substrate, 12
Coil, 13 capacitor, 14 switch, 15 preamplifier, 16 frequency filter, 17 signal processing circuit, 18a, 18b, 18c terminal part, 21, 22, 31, 32, 34, 35 oblong hole part
Claims (2)
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み、
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ＭＲＩ装置用送受信素子。 A coil having a coil diameter of 1 mm or less, irradiating a subject with a high frequency magnetic field for causing nuclear magnetic resonance, and receiving and receiving a nuclear magnetic resonance signal generated from the subject;
A capacitor constituting a resonance circuit together with the transmission / reception coil;
Switch means for opening and closing the resonant circuit;
Signal processing means including at least a filter for processing a nuclear magnetic resonance signal received by the transceiver coil;
The transceiver coil for an MRI apparatus, wherein the transceiver coil is formed on a flexible film.
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１記載のＭＲＩ装置用送受信素子。 The capacitor, the switch means, and the signal processing means are formed on a semiconductor substrate,
2. The semiconductor substrate is mounted on the flexible film on which the transmission / reception coil is formed, or the flexible film on which the transmission / reception coil is formed is mounted on the semiconductor substrate. The transmitting / receiving element for MRI apparatus of description.
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| US6771071B1 (en) * | 2001-11-06 | 2004-08-03 | The Texas A&M University System | Magnetic resonance imaging using a reduced number of echo acquisitions |
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