(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体にＲＦ波を照射させる送信部と、
前記被検体からの応答波を検出してアナログ信号を出力する要素コイルが複数配列してなるコイルアレイと、
隣接する二つの前記要素コイルのそれぞれの前記アナログ信号を処理して合成信号及び差分信号を出力する合成部と、
受信チャネルから入力した前記合成信号又は前記差分信号をデジタル信号に変換する変換部と、
選択された前記要素コイルの前記合成信号を前記受信チャネルに出力したり、選択された前記要素コイルの前記合成信号及び前記差分信号を前記受信チャネルに出力したりする選択部と、
複数の前記合成部のうち隣接するもの同士において、入力させる一方の前記アナログ信号を相互に交換するスイッチと、を備え、
前記選択部は、前記コイルアレイを構成する要素コイル群の右側配列、中央配列及び左側配列のうち任意に選択されるものからの前記合成信号及び前記差分信号もしくは前記合成信号のみを前記変換部に入力させる、ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、核磁気共鳴信号を検出するＲＦコイルとして、複数の要素コイルが配列してなるアレイコイルを用いる磁気共鳴イメージング装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置という）は、均一磁場に被検体をセットして、その撮像領域のＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸方向に傾斜磁場を重畳させ、さらに電磁波（ＲＦ波：Radio Frequency）を照射して、被検体内の原子核スピンを磁気共鳴により励起させる。そして、このＲＦ波の照射を停止すると、原子核スピンが励起状態から元の状態に戻るとともに（緩和現象）、核磁気共鳴信号（ＮＭＲ信号：Nuclear Magnetic Resonance）を放出する。そして、この放出されたＮＭＲ信号を検出し、データ処理することによって、被検体内を画像化する。
【０００３】
被検体からの応答波であるＮＭＲ信号の検出手段として、信号雑音比（ＳＮＲ:signal to noise ratio）が高く高感度である小型の要素コイルを複数配列したコイルアレイが広く利用されている。  
このようなコイルアレイによれば、各要素コイルの検出信号を合成することにより、高感度を維持したまま撮像領域を拡大することができる。よって、そのようなＮＭＲ信号検出の高感度化と、撮像領域の拡大化とを両立させるためには、コイルアレイを構成する要素コイルを小型化して多数配列することが有効である。
【０００４】
一方において、被検体内に分散している複数部位をＭＲＩ撮像する場合、この撮像部位に応じて検出コイルを差し替える煩わしさを回避するために、全ての撮像部位をカバーする大面積のコイルアレイを用いることがある。  
このような場合、各要素コイルの数に合わせてその出力信号（アナログ信号）の受信チャンネルを設けることは、ＭＲＩ装置の複雑化・大型化及びコスト上昇を招来する問題がある。このため、少ない受信チャンネルで撮像が可能となるように、分散する複数部位を一つずつ特定し、そのＮＭＲ信号を検出する要素コイルを限定させ、アナログ信号を切り替えながら受信チャンネルで受信する撮像方式がとられている（例えば、特許文献１）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開２００３−３３４１７７号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
しかし、従来の撮像方式では、大面積のコイルアレイを採用しているにもかかわらず、受信チャンネルが少ないことに起因して、連続した広い領域を撮像できない問題がある。特に、撮像対象が足や腕である場合等、被検体の体軸方向に細長く伸びる広範な撮像領域を確保することは困難であった。  
また、被検体を腹側と背側を挟むように構成されるコイルアレイを使用する場合においては、撮像領域がさらに狭くなる問題がある。
【０００７】
また、少ない受信チャンネルで広い領域の撮像が可能とするために、横方向の全ての要素コイルのアナログ信号を合成して受信する方式もとられるが、折り返しアーチファクトが入り易い欠点が指摘されている。そのような場合、撮像領域の縁側における画質低下が避けられず、被検体の側方に位置する足や腕等からもたらされる医療情報が不十分である問題がある。
【０００８】
本発明はこのような事情を考慮してなされたものであり、ＮＭＲ信号を検出するコイルアレイの要素コイルの数よりも受信チャネルの数が少ないにもかかわらず、撮影領域を広範に設定できる磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、被検体にＲＦ波を照射させる送信部と、前記被検体からの応答波を検出してアナログ信号を出力する要素コイルが複数配列してなるコイルアレイと、隣接する二つの前記要素コイルのそれぞれの前記アナログ信号を処理して合成信号及び差分信号を出力する合成部と、受信チャネルから入力した前記合成信号又は前記差分信号をデジタル信号に変換する変換部と、選択された前記要素コイルの前記合成信号を前記受信チャネルに出力したり、選択された前記要素コイルの前記合成信号及び前記差分信号を前記受信チャネルに出力したりする選択部と、複数の前記合成部のうち隣接するもの同士において、入力させる一方の前記アナログ信号を相互に交換するスイッチと、を備え、前記選択部は、前記コイルアレイを構成する要素コイル群の右側配列、中央配列及び左側配列のうち任意に選択されるものからの前記合成信号及び前記差分信号もしくは前記合成信号のみを前記変換部に入力させることを特徴とする。
【発明の効果】
【００１０】
本発明によれば、ＮＭＲ信号を検出するコイルアレイの要素コイルの数よりも受信チャネルの数が少ないにもかかわらず、撮影領域を広範に設定できる磁気共鳴イメージング装置が提供される。
【図面の簡単な説明】
【００１１】
【図１】本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の縦断面図及び機能ブロック図。
【図２】コイルアレイの平面図に基づいて第１実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の機能を説明する図。
【図３】コイルアレイが出力するアナログ信号を受信する受信部の機能ブロック図。
【図４】第１実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の動作説明図。
【図５】第２実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の動作説明図。
【図６】コイルアレイの平面図に基づいて第２実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の機能を説明する図。
【発明を実施するための形態】
【００１２】
＜第１実施形態＞
以下、本発明の実施形態を添付図面に基づいて説明する。  
図１に示すようにＭＲＩ装置１０は、被検体Ｐに調整された磁場を付与してＲＦ波を照射する本体部２０と、この被検体Ｐからの応答波（ＮＭＲ信号）を受信してアナログ信号を出力するコイルアレイ５０（５０Ａ，５０Ｂ）と、この本体部２０の動作を制御するとともにアナログ信号を入力して画像化する制御部３０と、オペレータ（図示略）により撮像条件が入力される入力部１１と、被検体Ｐの撮像結果を画像表示する表示部１２と、各種処理を実行させるプログラムやパラメータや画像等の電子データを記憶する記憶部１３と、から構成されている。  
なおここで、被検体Ｐが載置される円筒形状のボアＢの中心軸をＺ軸にとりＺ軸と直交する水平方向にＸ軸及び鉛直方向にＹ軸を定義する。
【００１３】
このようにＭＲＩ装置１０が構成されることにより、被検体Ｐを構成する原子核の核スピンは、磁場方向（Ｚ軸）に配向するとともに、この原子核に固有のラーモア周波数でこの磁場方向を軸とする歳差運動を行う。  
そして、このラーモア周波数と同じＲＦパルスを照射すると、原子は共鳴しエネルギーを吸収して励起する核磁気共鳴現象（ＮＭＲ現象；Nuclear Magnetic Resonance）を発現する。このＮＭＲ現象を発現させた後に、ＲＦパルス照射を停止すると、原子はエネルギーを放出して元の定常状態に戻る緩和過程で、ラーモア周波数と同じ周波数の電磁波（ＮＭＲ信号）を出力する。  
この出力されたＮＭＲ信号を被検体Ｐからの応答波としてコイルアレイ５０で受信し、制御部３０において被検体Ｐの画像化が実行される。
【００１４】
本体部２０は、静磁場発生手段２１と、傾斜磁場発生手段２２と、ＲＦ照射部２３と、被検体ＰをボアＢ中に載置する寝台２４とから構成されている。  
制御部３０は、静磁場電源３１と、傾斜磁場電源３２と、送信部３３と、受信部４０と、シーケンス設定部３５と、受信した応答信号を演算処理して画像化データにする演算部３６と、寝台２４をＺ軸方向の任意位置に移動させる寝台移動部３７と、から構成される。  
また、制御部３０は、各機能部を動作させるコンピュータであって、記憶部１３にインストールされたプログラムに基づいて指定された演算やデータ処理を演算部３６やシーケンス設定部３５で実行させるものである場合も含まれる。
【００１５】
静磁場発生手段２１は、Ｚ軸周りに巻回される螺旋コイルに静磁場電源３１から供給される電流を流して誘導磁場を発生させ、ボアＢにＺ軸方向の静磁場を発生させるものである。このボアＢに形成される静磁場の均一性の高い領域に撮像領域を設定することができる。そして、この静磁場発生手段２１には、この静磁場の分布を調整してボアＢの磁場均一性を向上させその均一範囲を拡張させるシミング機構（図示略）が設けられている。
【００１６】
傾斜磁場発生手段２２は、図示略のｘコイル、ｙコイル及びｚコイルから構成され、円筒形状を示す静磁場発生手段２１の内周面に設けられている。  
これらＸコイル、Ｙコイル及びＺコイルは、それぞれＸ軸方向、Ｙ軸方向及びＺ軸方向を順番に切り替えながら、ボアＢ内の均一磁場に対し傾斜磁場を重畳させ、静磁場に強度勾配を付与するものである。
【００１７】
この重畳される傾斜磁場の切り替えは、シーケンス設定部３５で制御されるパルスシーケンスに則って、Ｘコイル、Ｙコイル及びＺコイルにそれぞれ位相の異なる傾斜磁場パルスを送信部３３から出力することによる。これにより、ＮＭＲ現象が発現する被検体Ｐの位置を特定することができ、被検体Ｐの画像を形成するのに必要な三次元の位置情報が与えられる。  
ここで、パルスシーケンスは、傾斜磁場発生手段２２の動作を規定する傾斜磁場パルス、及びＲＦ照射部２３の動作を規定するＲＦパルスの振幅やｏｎ／ｏｆｆタイミングの組み合わせで定義される。
【００１８】
ＲＦ照射部２３は、前記パルスシーケンスに則って送信部３３から送信される高周波信号に基づいて、被検体ＰにＲＦパルス（Radio Frequency）を照射するものである。  
なお、ＲＦ照射部２３は、図１において本体部２０に内蔵されているが、寝台２４に設けられていたり、コイルアレイ５０と一体化されていたりする場合もある。
【００１９】
コイルアレイ５０は、被検体Ｐからの応答波（ＮＭＲ信号）を検出してアナログ信号を出力する要素コイルＣが複数配列してなるものである。そして、コイルアレイ５０は、このＮＭＲ信号を高感度で検出するために、被検体Ｐに近接して配置されるのが望ましい。  ここで要素コイルＣは、各々が増幅器５１（図３）を有しており、ＮＭＲ信号の電磁波がコイル素線を切って電磁誘導により生じた微弱な電圧信号を増幅し、アナログ信号として出力することになる。  
図２に例示されるコイルアレイ５０は、Ｘ軸方向が４列でＺ軸方向が８列の合計３２個の要素コイルＣ（Ｃ1A〜Ｃ4H）からなる脊椎用コイルアレイ５０Ａと、Ｘ軸方向が４列でＺ軸方向も４列の合計１６個の要素コイルＣ（Ｃ1I〜Ｃ4L）からなる腹部用コイルアレイ５０Ｂとから構成されている。
【００２０】
さらにコイルアレイ５０には、合成部４１（４１−１〜４１−２４）が設置されている。合成部４１（４１−１〜４１−２４）は、図４に示すように、被検体の体軸（Ｚ軸）に直交する水平方向（Ｘ軸）に配列する要素コイルＣ（Ｃ1〜Ｃ4）の互いに隣接するペアに対し各１つずつ設けられている。  
なお、合成部４１（４１−１〜４１−２４）の設置位置は、このコイルアレイ５０に限定されるものではなく、受信部４０に設けられる場合もある。
【００２１】
そして、それぞれの合成部４１は、一対の入力端４１p，４１q及び一対の出力端４１r，４１sが設けられており、この入力端４１p，４１qから入力した二つのアナログ信号ａ,ｂを加算及び減算してそれぞれ出力端４１r，４１sから合成信号（ａ＋ｂ）及び差分信号（ａ−ｂ）を出力する。  
具体的には、合成信号（ａ＋ｂ）は二つのアナログ信号ａ,ｂを同位相で合成し、差分信号（ａ−ｂ）は二つのアナログ信号ａ,ｂの一方の位相を反転させて（１８０°位相をずらして）合成することによって得る。
【００２２】
このように合成部４１（４１−１〜４１−２４）は、隣接する二つの要素コイルＣがそれぞれ出力するアナログ信号を入力して合成信号及び差分信号を出力する。  
ここで合成信号（ａ＋ｂ）は、対応する二つの小口径の要素コイルＣ1,Ｃ2が合体して一つの大口径の要素コイルから出力されたアナログ信号とみなすことができる。つまり、合成信号（ａ＋ｂ，ｃ＋ｄ）に基づいて画像形成するとすれば、デジタル変換処理する合成信号の数を減らすことができる。このために画像解像度が低下するものの、デジタル変換の処理対象とする要素コイルＣの数を増やし、撮像領域を拡張することができる。
【００２３】
一方で、合成信号（ａ＋ｂ）及び差分信号（ａ−ｂ）の両方を用いることとすれば、対応する二つの小口径の要素コイルＣ1,Ｃ2から出力されたアナログ信号ａ，ｂをそれぞれ別々に再生することができる。つまり、撮像領域を拡張することができないものの、高解像度の画像形成をすることができる。
【００２４】
受信部４０は、図３に示すように、選択部４２と、変換部４３とから構成されている。このように構成される受信部４０は、要素コイルＣのそれぞれから出力されるアナログ信号を受信して、各種処理を実行するとともに画像形成するのに必要なデジタル信号に変換するものである。
【００２５】
選択部４２は、入力部１１（図１）で設定された撮像条件に従って、合成部４１から出力される合成信号及び差分信号もしくは合成信号のみを、選択的に変換部４３に出力するものである。  
変換部４３は、要素コイルＣの数よりも少ない数（図３では８個）の受信チャネル４４（４４1〜４４8）を有し、入力した合成信号又は差分信号をデジタル信号に変換し出力するものである。  
ここで、受信チャネル４４の個数は、画像解像度の向上及び撮像領域の拡大の観点からは多いことが望まれるが、ＭＲＩ装置１０の小型化及び低コスト化の観点からは少ないことが望ましく、撮像対象（目的）に応じて最適値が選ばれる設計項目である。
【００２６】
そして選択部４２は、選択した要素コイルＣの合成信号のみを受信チャネル４４に出力すれば、低解像度の画像であるが広範囲にわたる撮像が可能となる。そして、選択した要素コイルＣの合成信号及び差分信号を受信チャネル４４に出力すれば、狭範囲であるが高解像度の画像の撮像が可能になる。
【００２７】
図２及び図４の表を参照して、入力部１１から設定される撮像条件について説明する。  撮像領域Ｉは、脊椎用コイルアレイ５０Ａを用いて被検体Ｐの左側全体を低解像度で撮像する設定であり、Ｚ軸方向第１列と第２列の全ての要素コイルＣを選択し、それらからの合成信号（ａ＋ｂ）を用いて画像形成するものである。  
撮像領域IIは、脊椎用コイルアレイ５０Ａを用いて被検体Ｐの左側下半身を高解像度で撮像する設定であり、Ｚ軸方向第１列と第２列の下側半分の要素コイルＣを選択し、それらからの合成信号（ａ＋ｂ）と差分信号（ａ−ｂ）を用いて画像形成するものである。
【００２８】
撮像領域IIIは、脊椎用コイルアレイ５０Ａを用いて被検体Ｐの全幅上半身を低解像度で撮像する設定であり、Ｚ軸方向第１列〜第４列の上側半分の要素コイルＣを選択し、それらからの合成信号（ａ＋ｂ）と合成信号（ｃ＋ｄ）を用いて画像形成するものである。  撮像領域IＶは、脊椎用コイルアレイ５０Ａ及び腹部用コイルアレイ５０Ｂを用いて被検体Ｐの全幅腹部分を高解像度で撮像する設定であり、Ｚ軸方向第１列〜第４列のＸ軸方向１行分の要素コイルＣを選択し、それらからの合成信号（ａ＋ｂ）、差分信号（ａ−ｂ）、合成信号（ｃ＋ｄ）、差分信号（ｃ−ｄ）を用いて画像形成するものである。  
なお、図示した撮像領域は例示であって、任意の要素コイルＣを選択し、受信チャネル４４の数を超えない範囲で合成信号及び差分信号を入力し、画像形成することができる。
【００２９】
図１に基づいて実施形態に係るＭＲＩ装置の動作説明をする。  
静磁場電源３１から静磁場発生手段２１に電流を供給しボアＢに均一な静磁場を生成する。この状態でコイルアレイ５０（５０Ａ，５０Ｂ）を配置した被検体Ｐを寝台２４上に載置して、ボアＢに挿入し撮像領域が静磁場の均一領域の中心に位置するように寝台移動部３７を調整する。  
次に、入力部１１から、ＮＭＲ信号を受信させる要素コイルＣの選択（撮像領域の設定）、合成部４１における出力を合成信号及び差分信号にするかもしくは合成信号のみにするかの選択（画像解像度の選択）、並びに所定の検査パラメータを入力する。  
そして、シーケンス設定部３５において、設定されたパルスシーケンスに基づき傾斜磁場電源３２及び送信部３３を動作させ、傾斜磁場発生手段２２及びＲＦ照射部２３を駆動させる。
【００３０】
これにより、ボアＢにおける被検体Ｐにおいて、パルスシーケンスに同期した原子のエネルギー状態の励起（ＮＭＲ現象）・緩和が繰り返される。そして、この緩和過程において被検体Ｐから放出される電磁波を選択された各要素エレメントＣで検出し、出力されるアナログ信号を受信部４０においてデジタル処理し、演算部３６において画像化処理をする。そして、表示部１２に、被検体Ｐの二次元画像化又は三次元画像化による表示がなされる。
【００３１】
＜第２実施形態＞
図５を参照して第２実施形態に係るＭＲＩ装置の説明を行う。  
第２実施形態に係るＭＲＩ装置の特徴は、要素コイルＣと合成部４１との間にスイッチ４５が配置されている点にある。その他の構成については、第１実施形態の場合と共通しているので、すでにした説明を援用することとして記載を省略する。
【００３２】
スイッチ４５は、複数の合成部４１のうち隣接するもの同士において、入力させる一方のアナログ信号を相互に交換するものである。  
つまり、スイッチ４５は、要素コイルＣのＺ軸方向の奇数列及び偶数列のいずれか一方に（図５では奇数列）、切替片４６，４６が設けられ、アナログ信号の出力先である合成部４１を切り替えることができるようになっている。  
すなわち、図５で図示される切替片４６，４６と異なる設定の場合は、要素コイルＣから合成部４１に伝達されるアナログ信号の流れは図４と同じになる。  
一方、図５で図示されるように切替片４６，４６が設定される場合は、アナログ信号ａ，ｃの出力先は交換されることになる。  
このスイッチ４５における切替片４６，４６の切り替えは、例えばＰＩＮダイオード等で電気的に実行されることになる。
【００３３】
これにより、図６に示すように、中央側のＸ軸方向に配列する要素コイル群から出力されるアナログ信号に基づいて、被検体Ｐの中央側の撮像を行うことができる。  
さらに、選択部４２（図３）の機能により、要素コイル群（Ｃ1A〜Ｃ4L）の右側配列、中央配列及び左側配列のうち任意に選択されるものからの合成信号及び差分信号を変換部４３に入力させることができる。  
これにより、被検体Ｐの右側、中央側、左側について、それぞれ独立に狭範囲の高解像度画像、及び広範囲の低解像度画像を取得することができる。
【００３４】
図５の表及び図６を参照して、第２実施形態において入力部１１で設定される被検体Ｐの中央側の撮像条件について例示的に説明する。  
撮像領域Ｖは、脊椎用コイルアレイ５０Ａ及び腹部用コイルアレイ５０Ｂを用いて被検体Ｐの中央全体を低解像度で撮像する設定であり、Ｚ軸方向第２列、第３列のＸ軸方向４行分の要素コイルＣを選択し、それらからの合成信号（ｃ＋ｂ）を用いて画像形成するものである。
【００３５】
撮像領域ＶIは、脊椎用コイルアレイ５０Ａ及び腹部用コイルアレイ５０Ｂを用いて被検体Ｐの中央部分を高解像度で撮像する設定であり、Ｚ軸方向第２列、第３列のＸ軸方向２行分の要素コイルＣを選択し、それらからの合成信号（ｃ＋ｂ）、差分信号（ｃ−ｂ）を用いて画像形成するものである。  
本発明は前記した実施形態に限定されるものでなく、共通する技術思想の範囲内において、適宜変形して実施することができる。  
例えば、実施形態において、脊椎用コイルアレイ５０Ａ及び腹部用コイルアレイ５０Ｂを例示したが、他の身体部位の専用コイルアレイについても同様に適用することができる。また、コイルアレイ５０を構成する要素コイルＣの配列数は任意であり、各要素コイルＣの口径も一定である必要はない。
【００３６】
また実施形態においては、被検体Ｐが挿入される水平方向と、ボア内の静磁場の方向とが一致する水平磁場型と呼ばれるＭＲＩ装置を例示した。しかし、本発明は、静磁場の方向が鉛直方向を向くように一対の磁石を離間させて対向配置し、その間に被検体Ｐを挿入する垂直磁場型のＭＲＩ装置にも適用することができる。
【符号の説明】
【００３７】
１０…ＭＲＩ装置、１１…入力部、１２…表示部、１３…記憶部、２０…本体部、２１…静磁場発生手段、２２…傾斜磁場発生手段、２３…ＲＦ照射部、２４…寝台、３０…制御部、３１…静磁場電源、３２…傾斜磁場電源、３３…送信部、３５…シーケンス設定部、３６…演算部、３７…寝台移動部、４０…受信部、４１（４１−１〜４１−２４）…合成部、４２…選択部、４３…変換部、４４（４４1〜４４8）…受信チャネル、４５…スイッチ、４６…切替片、５０，５０Ａ，５０Ｂ…コイルアレイ、５１…増幅器、Ｃ（Ｃ1A〜Ｃ4Ｌ）…要素コイル。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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