(57)【要約】【課題】並列イメージングで用いるＲＦ検出器アレイをデカップリングする。【解決手段】磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムで使用するための無線周波数（ＲＦ）検出器アレイ・アセンブリは、ＭＲＩシステムから無線周波数（ＲＦ）信号を同時収集する際に使用するために複数のＲＦ検出器素子を有した少なくとも１つのＲＦ検出器アレイ（４１０）と、各検出器素子をその残りの検出器素子からデカップリングさせるために該複数の検出器素子の各々に結合させたデカップリング用インタフェース（４２０）と、を備えている。ＲＦ検出器アレイ素子をデカップリングする方法では、複数のＲＦ検出器素子を有するＲＦ検出器アレイ（４１０）を設け、各検出器素子をその残りの検出器素子からデカップリングさせるために該複数の検出器素子の各々に結合させたデカップリング用インタフェース（４２０）を設ける。【選択図】　　　図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムで使用するための無線周波数（ＲＦ）検出器アレイ・アセンブリであって、
ＭＲＩシステムから無線周波数（ＲＦ）信号を同時収集する際に使用するために複数のＲＦ検出器素子を有した少なくとも１つのＲＦ検出器アレイ（４１０）と、
各検出器素子をその残りの検出器素子からデカップリングさせるために前記複数の検出器素子の各々に結合させたデカップリング用インタフェース（４２０）と、
を備える無線周波数（ＲＦ）検出器アレイ・アセンブリ。
【請求項２】
前記アレイがＭＲＩフェーズドアレイである、請求項１に記載のＲＦ検出器アレイ・アセンブリ。
【請求項３】
前記検出器素子が重複していない、請求項１に記載のＲＦ検出器アレイ・アセンブリ。
【請求項４】
前記検出器素子が重複している、請求項１に記載のＲＦ検出器アレイ・アセンブリ。
【請求項５】
前記少なくとも１つのアレイは、
導電接地面と実質的に平行な複数の導電性構造（１０２）と、
複数のコンデンサであって、該コンデンサの少なくとも１つが各導電性構造の対応する電気的長さを調整するように各構造から前記接地面までシャントされているような複数のコンデンサと、を備えており、
それぞれの各構造、少なくとも１つの対応するコンデンサ及び接地面の組み合わせによって、選択した周波数で共振する共振子が形成されている、請求項１に記載のＲＦ検出器アレイ・アセンブリ。
【請求項６】
前記少なくとも１つの検出器アレイは、
誘電媒体内に形成した複数のマイクロストリップ（１０２）であって、該マイクロストリップの各々は、ストリップ長と該媒体の誘電率の両者を調整することによって選択した共鳴波長の４分の１波長の整数倍になるよう調整されているような複数のマイクロストリップ（１０２）と、
短絡回路、開回路及びリアクタンス性終端からなる群より選択されるような各マイクロストリップの終端部と、
を備えている、請求項１に記載のＲＦ検出器アレイ・アセンブリ。
【請求項７】
ＲＦ検出器素子の数がｎであると共に、前記デカップリング用インタフェースは２ｎポート式インタフェースを備え、さらに複数の送信／受信チャンネルに結合させている、請求項１に記載のＲＦ検出器アレイ・アセンブリ。
【請求項８】
前記デカップリング用インタフェースがリアクタンス性集中素子回路のうちの少なくとも１つを備えている、請求項１に記載のＲＦ検出器アレイ・アセンブリ。
【請求項９】
前記デカップリング用インタフェースが分散構造デバイスの少なくとも１つを備えている、請求項１に記載のＲＦ検出器アレイ・アセンブリ。
【請求項１０】
前記デカップリング用インタフェースが集中素子回路と分散構造デバイスの組み合わせの少なくとも１つを備えている、請求項１に記載のＲＦ検出器アレイ・アセンブリ。
【請求項１１】
前記ＲＦ検出器アレイ・アセンブリがボリューム・コイルとして利用されている、請求項１に記載のＲＦ検出器アレイ・アセンブリ。
【請求項１２】
前記ＲＦ検出器アレイ・アセンブリが表面コイルとして利用されている、請求項１に記載のＲＦ検出器アレイ・アセンブリ。
【請求項１３】
Ｚをｎ素子ＲＦ検出器アレイのｎポート式システムに関するｎ×ｎのインピーダンス行列、Ｚ’をデカップリング用インタフェースに関する２ｎ×２ｎのインピーダンス行列、Ｚ’１１、Ｚ’１２、Ｚ’２１及びＺ’２２をＺ’の４つのｎ×ｎ部分行列、Ｚｕをｎ素子ＲＦ検出器アレイのデカップリング型ｎポート式システムに関するｎ×ｎのインピーダンス行列であるとして、前記デカップリング用インタフェースが次のデカップリング方程式、
Ｚ’１１−Ｚ’１２（Ｚ’２２＋Ｚ）−１Ｚ’２１＝Ｚｕ
を満足している、請求項７に記載のＲＦ検出器アレイ・アセンブリ。
【請求項１４】
前記ＲＦ検出器素子が複数の検出器素子、ワイヤ・ループ、パイプ、銅製ロッド、線及び導電性ストリップのうちの少なくとも１つを備えている、請求項１に記載のＲＦ検出器アレイ・アセンブリ。
【請求項１５】
さらに、各ストリップ内に複数のセクションの直列接続で接続された複数のコンデンサを備える請求項１に記載のＲＦ検出器アレイ。
【請求項１６】
さらに、各ストリップとそれぞれの隣接ストリップとの間に相互接続された複数のコンデンサを備える請求項１に記載のＲＦ検出器アレイ。
【請求項１７】
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムにおいて無線周波数（ＲＦ）検出器アレイ素子をデカップリングするための方法であって、
複数のＲＦ検出器素子を有するような少なくとも１つのＲＦ検出器アレイ（４１０）を設けるステップと、
各検出器素子をその残りの検出器素子からデカップリングさせるために前記複数の検出器素子の各々に結合させたデカップリング用インタフェース（４２０）を設けるステップと、
を含む方法。
【請求項１８】
前記コイル素子が重複していない、請求項１７に記載の方法。
【請求項１９】
前記コイル素子が重複している、請求項１７に記載の方法。
【請求項２０】
前記少なくとも１つの検出器アレイは、
誘電媒体内に形成した複数のマイクロストリップ（１０２）であって、該マイクロストリップの各々は、ストリップ長と該媒体の誘電率の両者を調整することによって選択した共鳴波長の４分の１波長の整数倍になるよう調整されているような複数のマイクロストリップ（１０２）と、
短絡回路、開回路及びリアクタンス性終端からなる群より選択されるような各マイクロストリップ位置の終端部と、
を備えている、請求項１７に記載の方法。
【請求項２１】
ＲＦ検出器素子の数がｎであると共に、前記デカップリング用インタフェースは２ｎポート式インタフェースを備え、さらに複数の送信／受信チャンネルに結合させている、請求項１７に記載の方法。
【請求項２２】
前記デカップリング用インタフェースが、リアクタンス性集中素子回路、分散構造、伝送線及びコイルのうちの少なくとも１つを備えている、請求項１７に記載の方法。
【請求項２３】
前記ＲＦ検出器アレイがボリューム・コイルとして利用されている、請求項１７に記載の方法。
【請求項２４】
前記ＲＦ検出器アレイが表面コイルとして利用されている、請求項１７に記載の方法。
【請求項２５】
Ｚをｎ素子ＲＦ検出器アレイのｎポート式システムに関するｎ×ｎのインピーダンス行列、Ｚ’をデカップリング用インタフェースに関する２ｎ×２ｎのインピーダンス行列、Ｚ１１、Ｚ１２、Ｚ２１及びＺ２２をＺ’の４つのｎ×ｎ部分行列、Ｚｕをｎ素子ＲＦ検出器アレイのデカップリング型ｎポート式システムに関するｎ×ｎのインピーダンス行列であるとして、前記デカップリング用インタフェースが次式、
Ｚ１１−Ｚ１２（Ｚ２２＋Ｚ）−１Ｚ２１＝Ｚｕ
を満足している、請求項１７に記載の方法。
【請求項２６】
ＲＦ検出器の１つのアレイが、
導電接地面と実質的に平行な複数の導電性構造と、
複数のコンデンサであって、該コンデンサの少なくとも１つが各導電性ストリップの対応する電気的長さを調整するように各構造から前記接地面までシャントされているような複数のコンデンサと、を備えており、
それぞれの各構造、少なくとも１つの対応するコンデンサ及び接地面の組み合わせによって、選択した周波数で共振する共振子が形成されている、請求項１７に記載の方法。
【請求項２７】
前記ＲＦ検出器アレイがさらに各ストリップ内に複数のセクションの直列接続で接続された複数のコンデンサを備えている、請求項２６に記載の方法。
【請求項２８】
前記ＲＦ検出器アレイがさらに各ストリップとそれぞれの隣接ストリップとの間に相互接続された複数のコンデンサを備えている、請求項２６に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、全般的には磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）に関し、さらに詳細には、ＭＲＩに使用する無線周波数（ＲＦ）検出器アレイのデカップリングに関する。
【０００２】
【発明の背景】
一般的に、ＭＲＩはよく知られたイメージング技法の１つである。従来のＭＲＩデバイスは、例えばＭＲＩを受けようとするヒトの体軸に沿って均一な磁場を確立させている。この均一な磁場は（身体組織を形成している原子や分子内の）原子核の核スピンをその磁場軸の方向に整列させることによって撮像のためにヒトの身体の内部を条件付けしている。核スピンの向きがじょう乱を受けて磁場と整列しなくなると、原子核はその核スピンを磁場軸と再整列させようとする。核スピンの向きのじょう乱は、無線周波数（ＲＦ）パルスの印加に起因することがある。再整列過程の間に原子核は、磁場軸の周りを歳差運動し、ヒトの上または周りに配置した１つまたは複数のコイルによって検出できるような電磁的信号を発生させる。
【０００３】
歳差運動している所与の原子核が発生させる磁気共鳴（ＭＲ）信号の周波数は、その原子核の場所における磁場の強さに依存する。当技術分野でよく知られているように、ヒトの身体内の様々な場所から発生する放射は、ヒトの身体全体に及ぶように磁場に磁場傾斜をつけることによって識別することができる。便宜上、この磁場傾斜の方向を左右方向と呼ぶことがある。ある特定の周波数の放射はこの磁場傾斜内の所与の位置（すなわち、ヒトの身体内の所与の左右位置）で発生するものと見なすことができる。こうした磁場傾斜の印加のことを周波数エンコードともいう。
【０００４】
しかし、磁場傾斜のこの印加では２次元分解能を考慮していない、というのも所与の左右位置にあるすべての原子核は同じ磁場強度を受けているため同じ周波数をもつ放射を発生させるからである。したがって、周波数エンコード傾斜の印加単独では、所与の左右位置においてヒトの上側から発生する放射と下側から発生する放射とを区別することができない。様々な強度をもつ傾斜を垂直方向に印加し原子核を様々な量だけじょう乱させることによってこの第２の方向での分解能が可能となることが分かっている。こうした追加的な傾斜の印加のことを位相エンコードともいう。
【０００５】
１回の位相エンコード・ステップの間にコイルにより検知した周波数エンコード・データは、ｋ空間マトリックスとしても知られるデータ・マトリックス内の１本のデータラインとして保存している。ｋ空間マトリックスの複数のデータラインを満たすためには複数回の位相エンコード・ステップを実施する。このマトリックスをフーリエ変換し、この周波数情報を撮像対象の核スピン分布や原子核密度を表している空間情報に変換することによって、このマトリックスから画像を作成することができる。
【０００６】
撮像時間は、所望の信号対雑音比（ＳＮＲ）、並びにＭＲＩデバイスがそのｋ空間マトリックスを満たすことができる速さに関する主たるファクタの１つである。従来のＭＲＩでは、ｋ空間マトリックスは一度に１ラインずつ満たしている。この全般的領域では多くの改良がなされてきたが、ｋ空間マトリックスを満たすことができる速さには限界がある。これらの本質的な限界を克服するために、磁場傾斜の各印加ごとに複数のデータラインを同時収集するような幾つかの技法が開発されている。これらの技法は、一括して「並列イメージング技法（ｐａｒａｌｌｅｌ　ｉｍａｇｉｎｇ　ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ）」と特徴付けられることがあり、ＲＦ検出器コイルのアレイからの空間情報を用いることによって、磁場傾斜とＲＦパルスを用いた場合では逐次方式で取得しなければならなくなるようなエンコードの代用としている。有効な検出器を複数使用しているため、傾斜スイッチング速度やＲＦパワー預託（ｐｏｗｅｒ　ｄｅｐｏｓｉｔｉｏｎ）を増加させずに撮像速度が増大することが分かっている。
【０００７】
最近開発されインビボ・イメージングに利用されているこうした並列イメージング技法のうちの２つに、ＳＥＮＳＥ（ＳＥＮＳｉｔｉｖｉｔｙ　Ｅｎｃｏｄｉｎｇ：感度エンコーディング）と、ＳＭＡＳＨ（ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓ　ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ　ｏｆ　ｓｐａｔｉａｌ　ｈａｒｍｏｎｉｃｓ：空間高調波同時収集）がある。この両技法とも、その各々がそれぞれ異なる感度プロフィールを有するような別々の複数の受信素子の並列使用を含んでおり、かつ検出したそれぞれのスピン共鳴信号を合成しているため、最も有利なケースでは使用する受信用部材の数に等しいような比率（
【非特許文献１】ＰｒｕｅｓｓｍａｎｎらによるＭａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　ｉｎ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ　Ｖｏｌ．４２，ｐ．９５２〜９６２（１９９９）を参照）で１枚の画像に要する収集時間を（従来のフーリエ画像再構成と比較して）短縮することができる。
【０００８】
例えば、構成コイルの感度に関して特徴付けが不十分であるか互いの識別が不十分であるかのいずれかの場合にＳＥＮＳＥ技法に欠点が生じる。これらの不安定性は、再構成画像内の局在性アーチファクトとして出現することや、信号対雑音比（ＳＮＲ）の劣化を生じさせることがある。したがって、態様のうちとりわけ、ＳＥＮＳＥなど並列イメージング技法の使用あるいは未使用に関わらず、ＭＲＩシステムにおいて高いＳＮＲを提供するようなＲＦコイルアレイを実現することが望ましい。
【０００９】
さらに、画像アーチファクトは、別々に同調及び整合を受けている密に配置した一群の表面コイル内でのコイル間の相互結合にも原因がある。このコイル間の相互結合によって、コイルの共鳴スペクトルに分離（ｓｐｌｉｔｔｉｎｇ）を生じさせるようなカップリング型モード（ｃｏｕｐｌｅｄ　ｍｏｄｅ）が生成される。結果的に、これらのコイルは同調不良や整合不良となり、これによってＳＮＲが低下する。コイルのＳＮＲを維持しかつコイルの結合による画像アーチファクトを回避するには、複数のカップリング・モードをＭＲ周波数で共振する単一モードまで縮退（ｄｅｇｅｎｅｒａｔｅ）させるような何らかのデカップリング機構が必要である。
【００１０】
典型的な多重コイルのアレイ配列の１つでは、撮像中に信号を受け取るために、隣接して幾つかのコイルを設けている。隣接するコイル間のクロストークというよくある問題を制限する、すなわち軽減させるためには、一般に、隣接するコイルを重複させると共に重複対内に含まれないコイルに対しては低インピーダンス前置増幅器を使用している。アレイの各コイルによって確立される電流搬送経路のため、こうした重複及び前置増幅器の構成によってこれらのコイル間の相互誘導性結合が低下しかつ／または相殺され、これによってクロストークが低下する。
【００１１】
ごく最近では、ＳＭＡＳＨ、ＳＥＮＳＥその他の並列空間エンコード技法によって、フェーズドアレイ・コイルの入り交じった感度同士（ｃｏｍｐｌｅｘ　ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｉｅｓ）が十分に直交状態にある、あるいは、互いに十分に区別できる必要があるという新たな設計基準が課せられている。従来の重複コイル及び前置増幅器の配列は一般にこの要件を満たしていない。したがって、ＭＲＩを使用した並列イメージングで用いるＲＦ検出器アレイをデカップリングするための方法及び装置が必要とされている。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
第１の態様では、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムで使用するための無線周波数（ＲＦ）検出器アレイ・アセンブリを提供する。本ＲＦ検出器アレイ・アセンブリは、ＭＲＩシステムから無線周波数（ＲＦ）信号を収集する際に使用するために複数のＲＦ検出器素子を有した少なくとも１つのＲＦ検出器アレイと、各検出器素子をその残りの検出器素子からデカップリングさせるために該複数の検出器素子の各々に結合させたデカップリング用インタフェースと、を備えている。
【００１３】
第２の態様では、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システム内で無線周波数（ＲＦ）検出器アレイ素子をデカップリングするための方法を提供する。本方法は、複数のＲＦ検出器素子を有するような少なくとも１つのＲＦ検出器アレイを設けるステップと、各検出器素子をその残りの検出器素子からデカップリングさせるために該複数の検出器素子の各々に結合させたデカップリング用インタフェースを設けるステップと、を含んでいる。
【００１４】
本発明の特徴及び利点は、添付の図面と共に以下の本発明の詳細な説明を読めば明らかとなろう。
【００１５】
【発明の実施の形態】
先ず図１を参照すると、例示的な磁気共鳴（ＭＲ）イメージング・システムは、パルス制御モジュール１２を介して傾斜コイル電力増幅器１４を制御しているコンピュータ１０を含む。このパルス制御モジュール１２及び傾斜増幅器１４は協同して、スピンエコー、グラジェントリコールド・エコー・パルスシーケンス、高速スピンエコー、またはその他のタイプのパルスシーケンスのいずれかのために適正な傾斜波形Ｇｘ、Ｇｙ及びＧｚを発生させている。これらの傾斜波形は傾斜コイル１６に接続しており、またこの傾斜コイル１６は、傾斜Ｇｘ、Ｇｙ及びＧｚがこれらのそれぞれの軸に沿ってマグネット・アセンブリ３４から偏向磁場Ｂ０上に加えられるようにＭＲマグネット・アセンブリ３４のボアの周りで位置決めされている。
【００１６】
パルス制御モジュール１２はさらに、その各部分を破線ブロック３６で取り囲んでいるＲＦ送受信器システムの一部である無線周波数合成器１８を制御している。パルス制御モジュール１２はさらに、無線周波数合成器１８の出力を変調するＲＦ変調器２０を制御している。得られたＲＦ信号は、電力増幅器２２で増幅され送信／受信スイッチ２４を介してＲＦコイル・アセンブリ２６に加えられており、このＲＦ信号を用いて撮像対象（図示せず）の核スピンを励起させている。
【００１７】
撮像対象の励起した原子核からのＭＲ信号は、ＲＦコイル・アセンブリ２６によって取り込み、送信／受信スイッチ２４を介して前置増幅器２８に与えて増幅し、さらに直角位相（ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ　ｐｈａｓｅ）検出器３０によって処理する。検出した信号は高速Ａ／Ｄ変換器３２によってディジタル化してコンピュータ１０に加えられ、対象のＭＲ画像を作成するための処理を行っている。コンピュータ１０はさらに、シムコイル電源３８を制御してシムコイル・アセンブリ４０に電力を供給する。
【００１８】
本発明の実施形態では、ＲＦコイル・アセンブリ２６はループや導電性ストリップなど複数の検出器素子からなるＲＦ検出器アレイであり、また複数のコイルまたは導電性ストリップからなる１つのアレイとして構成させることもある。その他の導体材料や構造（例えば、銅製ロッド、パイプ、ワイヤやその他の線構造）を検出器素子として使用することもある。別の実施形態では、ＲＦコイル・アセンブリ２６はＭＲＩフェーズドアレイである。導電性ストリップを利用する実施の一形態を図２及び３を参照しながら以下でより詳細に記載することにする。さらにまた、本発明の実施形態では、その検出器素子は非重複である場合と重複させている場合がある。
【００１９】
さらに、受信コイル・アセンブリ２６のための多重チャネンル・アレイを実現することによって、ＳＮＲをより一層改善させることができる。これを行うには、ＳＥＮＳＥ（上述）などの並列処理技法を使用してデータ収集時間を改善させることがある。比較的高いＢ０磁場強度（例えば、＞３Ｔ）では、ＲＦ励起磁場の均一性は患者の電気特性及び大きさに大きく依存する。しかし、送信コイルもアレイ構成で実現させているならば、各アレイ素子内の電流の振幅及び位相は、患者を存在させた状態でＲＦ励起磁場の均一性を最適化するような個別の調節が可能となる。
【００２０】
ここで図２を参照すると、マイクロストリップ・アレイ１００の平面図を表しており、このアレイは引き続いて、表面コイルなどのＲＦ検出器用途のために概して平面状の構成で構成することができる。別法として、マイクロストリップ・アレイ１００は、多重チャンネルのボリューム共振子を形成させるように円筒状に構成させることがある。アレイ１００は、誘電性オーバーレイ１０４をその上に有するような一連の並列で同じ長さの導電性（例えば、銅製）マイクロストリップ１０２を含む。オーバーレイ１０４向けに選択する誘電媒体は、例えば、εｒ＝６．４の比誘電率を有するガラスとすることがある。例えば、ＭＲＩ周波数において４分の１波長（λ／４）共振子を受信用アレイ向けの妥当な長さに対応させるために、誘電媒体材料によってその電磁周波数（ＥＭＦ）波長をεｒ１／２の割合で短くする。したがって、６３．８７ＭＨｚのプロトン共鳴を伴う１．５テスラ（Ｔ）システムでは、その４分の１波長（λ／４）はガラス媒体中で１１７ｃｍから４６ｃｍまで短縮される。このマイクロストリップ構成によって１６個の個別のアレイ素子の各間の分離が可能となり、これにより所望であれば各素子を別々に駆動させることが可能となることを理解されたい。受信端では、そのボリューム共振子はＳＮＲ改善用、あるいはＳＥＮＳＥなどの並列画像処理技法用のいずれかのために１６チャンネル型フェーズドアレイとして使用することができる。
【００２１】
【非特許文献２】Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　ｉｎ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，４５：６７３〜６８３（２００１）にＬｅｅらによって記載されているように、ストリップ長ｌは４分の１波長（λ／４）または半波長（λ／２）とすることができ、一方ストリップの幅ｗ、間隔ｓ及び誘電体厚ｈは、そのストリップの特性インピーダンスをこれらに対する接続用ケーブル（図示せず）のインピーダンスと整合させるように選択する。従来のループ設計と比べたマイクロストリップ・アレイ１００の利点の１つは、ストリップ１０２の長さを、ストリップ同士の結合を最小にするようにその間隔ｓと無関係に調整できることである。実施の一形態では、開回路と短絡回路のいずれかにより終端した一群の４分の１波長（λ／４）ストリップ（あるいは、この整数倍）を使用することによってこれらのストリップ内に定在波共鳴を得ている。別の実施形態では、インピーダンス整合した負荷を用いて終端するように一群の半波長（λ／２）ストリップ（あるいは、この整数倍）を使用することによって、ストリップ内に進行波共鳴を得ている。この２つの実施形態の両者において、ストリップは互いにデカップリングさせており（より詳細にはＬｅｅらにより記載されている）、このため分離させたストリップの各々において高いＳＮＲが得られる。
【００２２】
さらにこの点において、ストリップに所望の電気的波長が実現されている限り、ストリップ・アレイの実際の物理的長さは様々な値にできることに留意すべきである。ストリップの物理的長さを変化させてストリップの電気的波長を変更することができる。一般に、電気的長さθ０はπ／２またはπとすることが望ましく、この場合その物理的長さは共鳴波長の４分の１波長または２分の１波長となる。実際に、７Ｔ全身用ＭＲＩスキャナでは、空気中での共鳴波長は約１ｍであり、したがって空気中での導電性ストリップの４分の１波長は２５ｃｍとなり、ＭＲＩスキャナ内部にあるＲＦ検出器に関して妥当な長さとなる。しかし、より低磁場のＭＲＩスキャナ（例えば、１．５Ｔ）では、空気中での共鳴波長は４．９６７ｍである。したがって、空気中での導体ストリップの４分の１波長は１．１７ｍであり、実際上のＲＦ検出器とするには長すぎることになる。このため、より低磁場のＭＲＩ用途では、集中素子（ｌｕｍｐｅｄ　ｅｌｅｍｅｎｔ）リアクタンスを追加して選択した電気的波長を得ることがある。図３は、伝送線として表現した一対のストリップ（ａ）、（ｂ）を模式的に表している。（ａ）では、実際のストリップ長ｌは所望の電気的波長θ０（例えば、λ／４、λ／２）に等しい。終端が適当であれば、ストリップ（ａ）は隣り合う同じ長さのストリップ及び終端から自ずとデカップリングされることになる。しかし、ストリップ（ｂ）では、実際のストリップ長ｌは所望の電気的波長θ０より短く、有する電気的波長はθとなる。所望の電気的波長θ０を実現するためには、ストリップ（ｂ）にコンデンサＣ１とＣ２などの集中素子を追加することがある。
【００２３】
図４を参照すると、並列式イメージングで使用するＲＦ検出器アレイ・アセンブリ４００の実施の一形態を表している。本発明の実施の一形態では、ＭＲＩシステムで使用するために無線周波数（ＲＦ）検出器アレイ・アセンブリを設けている。このＲＦ検出器アレイ・アセンブリは、上述のようにＭＲＩシステムからＲＦ信号を同時収集する際に使用する複数のＲＦ検出器素子を有する少なくとも１つのＲＦ検出器アレイ４１０と、該複数の検出器素子の各々と結合している各素子を残りの素子からデカップリングさせるためのデカップリング用インタフェース４２０と、を備えている。上述のように、このアレイは、フェーズドアレイ、多重コイルアレイ、あるいはマイクロストリップ・アレイとすることができる。この素子（例えば、コイルまたはストリップ）は、非重複とする場合や重複させる場合がある。以下で記載する実施形態では、これらのコイル及び／またはストリップのことを「素子（ｅｌｅｍｅｎｔ）」と呼び、非重複式としている。デカップリング用インタフェース配列は重複させた素子を有するアレイにも適用可能であることを理解されたい。
【００２４】
さらに図２を参照すると、ＲＦ検出器アレイの実施の一形態では、そのアレイは、導電接地面（図示せず）と実質的に平行な複数の導電性ストリップ１０２と、図３の複数のコンデンサＣ１及びＣ２と、を備えており、これらのコンデンサの少なくとも１つは各導電性ストリップの対応する電気的長さを調整するように各ストリップから接地面までシャントされている。それぞれの各ストリップ、対応する少なくとも１つのコンデンサ、及び接地面の組み合わせによって、選択した周波数で共振する共振子が形成される。
【００２５】
ＲＦ検出器アレイの別の実施形態では、そのアレイは、誘電媒体内に形成させた複数の同等のマイクロストリップであって、該マイクロストリップの各々はストリップ長と媒体の誘電率の両者を調整することによって選択共鳴波長の４分の１波長の整数倍になるよう調整されているような複数の同等マイクロストリップと、短絡回路、開回路及びリアクタンス性終端からなる群より選択されるような各マイクロストリップの少なくとも１つの終端と、を備えている。
【００２６】
本明細書で使用する場合、ｎポート式システムとは、ＭＲＩシステムのＲＦ信号を検出する際にｎ素子アレイを使用することを意味している。このシステムはさらに、例えば、ソース発生源（ｓｏｕｒｃｅ　ｇｅｎｅｒａｔｏｒ）と結合させるためにｎ個のポートを有している。送信モードでは、そのソース発生源はＭＲＩシステムに対する電力増幅器出力位置にある等価電圧源または等価電流源である。一方受信モードでは、相反性原理の使用により、そのソース発生源はＭＲＩシステムの前置増幅器入力位置にある信号を意味する。
【００２７】
カップリング型システムにおいて、Ｖ及びＩをポートの位置で計測した電圧ベクトルと電流ベクトルとする。またＺ及びＹをｎポート式システムの開回路のインピーダンス行列及びアドミッタンス行列とする。
【００２８】
【数１】
2004000616.tif 000003
【００２９】
上式において、対角要素Ｚｉｉ（ｉ＝１，２，．．．，ｎ）は、他のポートをすべて開回路とした場合の第ｉ番目の素子（典型的には、「同調及び整合がとれた」コイル）の自己インピーダンスである。Ｚｉｉの実数部は素子の伝達される抵抗性損失（例えば、サンプル損失）を意味し、一方虚数部は素子の伝達されるリアクタンスである。２つのポートｉとｊの間の相互インピーダンスＺｉｊ（ｉ，ｊ＝１，２，．．．，ｎ；ｉ≠ｊ）は、他のポートをすべて開回路としたときに第ｉ番目のポート位置に発生する開回路電圧を第ｊ番目ポートに供給される電流で除した値となる。Ｚｉｊの実数部はコイル素子ｉとｊの間の相互抵抗（ノイズ相関に関連する）であり、またＺｉｊの虚数部はコイル素子ｉとｊの間のリアクタンス性結合であって、主としてコイル素子ｉとｊの間の誘導性結合である。したがって、ソース発生源を含まないカップリング型ｎポート式システム自体のノード方程式は次式となる。
【００３０】
Ｖ＝ＺＩ　　　　（式２）
非カップリング型システムは一般のカップリング型システムの特殊ケースとして扱うことができる。Ｖｕ及びＩｕを非カップリング型システムのポート位置で計測される電圧ベクトルと電流ベクトルとし、またＺｕ及びＹｕを、非カップリング型システムに関する開回路のインピーダンス行列とアドミッタンス行列とする。
【００３１】
【数２】
2004000616.tif 000004
【００３２】
したがって、非カップリング型システムのノード方程式は次式となる。
【００３３】
Ｖｕ＝ＺｕＩｕ　　　　（式４）
ソース発生源を含むような閉回路では、発生源の電圧と電流は次式となる。
【００３４】
【数３】
2004000616.tif 000005
【００３５】
発生源のインピーダンスとアドミッタンスは次式となる。
【００３６】
【数４】
2004000616.tif 000006
【００３７】
キルヒホッフの法則に基づいて、図１のカップリング型システムは次式で記述することができる。
【００３８】
Ｖｇ＝Ｖ＋ＺｇＩ，Ｉｇ＝Ｉ＋ＹｇＶ　　　　（式７）
非カップリング型システムは次式で記述することができる。
【００３９】
Ｖｇ＝Ｖｕ＋ＺｇＩｕ，Ｉｇ＝Ｉｕ＋ＹｇＶｕ　　　　（式８）
（式７）及び（式８）はカップリング型と非カップリング型のフェーズドアレイ間の関係を解く基本式となる。
【００４０】
（式７）はカップリング型システムの完全な記述形である。（式８）は非カップリング型システムの完全な記述形である。（式７）と（式８）のソース発生源が等しいと見なすことによって、ＶとＶｕの間、あるいはＩとＩｕの間の明確な関係が導出される。
【００４１】
開回路ノード方程式、（式２）及び（式４）、閉回路のキルヒホッフの法則、並びに（式７）及び（式８）に基づけば、次式
2004000616.tif 000007
が得られ、これにより非カップリング型電圧Ｖｕとカップリング型電圧Ｖの間の関係が次式のように得られる。
【００４２】
（Ｙ＋Ｙｇ）Ｖ＝（Ｙｕ＋Ｙｇ）Ｖｕ　　　　（式１０）
行列ＣＶを非カップリング型電圧からカップリング型電圧への変換行列とし、ＤＶをカップリング型電圧から非カップリング型電圧への変換行列とすると、（式１０）は次式のいずれかとなる。
【００４３】
Ｖ＝ＣＶＶｕ　または　Ｖｕ＝ＤＶＶ　　　　（式１１）
上式において、ＤＶはＣＶの逆行列であり、さらに次式となる。
【００４４】
2004000616.tif 000008
本明細書では、ＣＶを電圧カップリング行列と呼び、また、ＤＶを電圧デカップリング行列と呼ぶことにする。
【００４５】
同様の方法により、（式２）、（式４）、（式７）及び（式８）から電流の関係式が次式、
2004000616.tif 000009
のように導出され、これにより非カップリング型電流Ｉｕとカップリング型電流Ｉの関係が次式のように得られる。
【００４６】
（Ｚ＋Ｚｇ）Ｉ＝（Ｚｕ＋Ｚｇ）Ｉｕ　　　　（式１４）
行列ＣＩを非カップリング型電流からカップリング型電流への変換行列とし、ＤＩをカップリング型電流から非カップリング型電流への変換行列とすると、（式１４）は次式のいずれかとなる。
【００４７】
Ｉ＝ＣＩＩｕ　または　Ｉｕ＝ＤＩＩ　　　　（式１５）
上式において、ＤＩはＣＩの逆行列であり、さらに次式となる。
【００４８】
2004000616.tif 000010
本明細書では、ＣＩを電流カップリング行列と呼び、また、ＤＩを電流デカップリング行列と呼ぶことにする。
【００４９】
ｎポート式システムの結合は電圧カップリング行列ＣＶと電流カップリング行列ＣＩによって完全に特徴付けすることができる。ＣＶとＣＩの各固有値は１カップリング型モードである。ＣＶやＣＩはｎ×ｎ行列であるから、縮退がなければｎ個のカップリング・モードが存在する可能性があり、このことから結合はそのシステムの共鳴周波数をｎ個の異なる周波数に分割させることが示唆される。こうしたカップリング型システムにおいてＭＲ信号を取り扱う一方法は、システムの複数の共鳴モードを１モードまで縮退させるための追加的なデカップリング機構を含むことである。
【００５０】
本発明の実施形態では、インピーダンス行列Ｚをもつカップリング型ｎポート式システムを、インピーダンス行列Ｚ’をもつ２ｎポート式インタフェース・システムによって図４に示すようにデカップリング型ｎポート式システムＺｕに変換することができる。Ｚ’は次式で表現されるような２ｎ×２ｎ行列である。
【００５１】
【数５】
2004000616.tif 000011
【００５２】
ここで、Ｚ’の４つのｎ×ｎ部分行列が次式であるとする。
【００５３】
【数６】
2004000616.tif 000012
【００５４】
ｎポート式システムのノード方程式はＶ＝ＺＩ（式４）である。２ｎポート式インタフェース・システムのノード方程式は次式となる。
【００５５】
【数７】
2004000616.tif 000013
【００５６】
上式においては次式が成り立つ。
【００５７】
【数８】
2004000616.tif 000014
【００５８】
ｎポート式システムと２ｎポート式インタフェースの間の相互接続点において、次式が成り立つことに留意されたい。
【００５９】
Ｖ”＝Ｖ，Ｉ”＝−Ｉ　　　　（式２１）
したがって（式４）、（式１９）及び（式２１）から、このインタフェースの出力インピーダンス行列は以下のように導出される。
【００６０】
【数９】
2004000616.tif 000015
【００６１】
この出力インピーダンス行列が非カップリング型システムのインピーダンス行列に等しければ（Ｚｏｕｔ＝Ｚｕ）、（式２２）は次のデカップリング方程式となる。
【００６２】
【数１０】
2004000616.tif 000016
【００６３】
（式２３）を満足する任意の２ｎポート式インタフェースを用いれば、ｎポート式カップリング型システムＺをデカップリングさせることができる。
【００６４】
したがって、受動回路網の相反性Ｚｉｊ＝Ｚｊｉ（ｉ，ｊ＝１，２，．．．，ｎ；ｉ≠ｊ）のためＺはｎ×ｎ行列となり、（式２３）にはｎ（ｎ＋１）／２個の独立の方程式が存在する。さらに、Ｚの各対角素子が同一である（Ｚ１１＝Ｚ２２＝．．．＝Ｚｎｎ）とする前提は妥当であり、これによりフェーズドアレイのすべてのコイル素子を同じ値（例えば、５０Ω）に整合させていれば、（式２３）の独立した方程式の数は１＋ｎ（ｎ−１）／２となるという前提も妥当となる。一方、行列Ｚ’は２ｎ×２ｎ行列であり、さらに受動回路網の相反性及び同一の対角素子を有していれば、１＋２ｎ（２ｎ−１）／２個の未知数を有している。未知数の数は独立の方程式の数より多いため、デカップリング方程式（式２３）には複数組の解があり、このことは、デカップリング回路網を構築する方法が複数あることを意味している。
【００６５】
しかし、より高い対称性を有するような極めて縮退させた２ｎポート式構造に関して１つの特殊なクラスが存在する、すなわち次式である。
【００６６】
【数１１】
2004000616.tif 000017
【００６７】
この条件下では、未知数の数は（式２３）の独立した方程式の数に等しい。したがって、デカップリング方程式を、その解法において他に前提を伴わずに解くことができる。このような対称性をもつインタフェース・システムは、可能な限り最も縮退させたシステムであり、こうしたインタフェースの構築は比較的容易となる。
【００６８】
例示的な実施の一形態では、４ポート式デカップリング用インタフェースを使用して強い結合をもつ２つのコイルをデカップリングさせ、回路網解析器とＭＲＩスキャナの両方によって実験的に実証してみた。実験の結果として、同一の２つの表面コイルの間で計測した結合は、これらが無負荷であるときには−１．４ｄＢであり、人体胸部を負荷としたときには−５ｄＢであった。デカップリング用インタフェースの挿入後では、カップリングＳ２１は無負荷のときには−３３ｄＢまで、人体胸部を負荷としたときには−５１ｄＢまで低下した。このことは、前置増幅器の入力インピーダンスが５０Ωであると仮定すれば、２つのコイル間にはわずかに約０．３％の信号強度クロストークしか存在していないことを意味している。
【００６９】
この例示的な実施形態では、各コイルを０．２５ｍｍ厚で、６０２ｇ／ｍ２の柔軟なプリント回路基板を用いて製造した。こうした４つのコイル全体は別々に６３．６６ＭＨｚに同調させ、かつ人体胸部を負荷としたときに５０Ωに整合させた。この２つのコイル（コイル１及び２）は、全く重複をさせずに隣同士に位置させ、ＭＲＩのＲＦ検出器の役割をするように取付具上に配置させた。これらの２コイルの間隔は７ｍｍとした。各コイルにはバラン（ｂａｌｕｎ）を介して半波長同軸ケーブルを接続した。これら２つのコイル間の強い結合は、ＨＰ４３９５Ａインピーダンス／回路網解析器（Ｈｅｗｌｅｔｔ　Ｐａｃｋａｒｄ（Ｐａｌｏ　Ａｌｔｏ，ＣＡ））及びＭＲＩスキャナＧＥ　Ｌｘ（ＧＥＭＳ（Ｍｉｌｗａｕｋｅｅ，ＷＩ））によって記録した。この実験では、そのデカップリング用インタフェースは、ＭＲＩスキャナのマグネットの外側にあるような２つのコイル（コイル３及びコイル４）により製作した。コイル３はコイル１及び前置増幅器の両方とＢＮＣ　Ｔコネクタによって繋がっており、またコイル４はコイル２及び別の前置増幅器の両方と別のＴコネクタによって繋がっている。コイル３とコイル４の間の重複を調整することによってコイル１とコイル２をデカップリングさせるための適正な相互リアクタンスを実現することができる。デカップリング用インタフェースとして２つのコイルを利用する理由は、この２つのコイルによって多種多様なカップリング／デカップリング現象を示すような調整が比較的容易になること、並びにすべての調整に関して追加的整合が不要であることにある。しかし、インタフェースは整合を実行する前に挿入する必要があるためこのインタフェースもインタフェースでの損失を最小限にするように集中素子回路を用いて製作することがあることを理解されたい。図５はこの例示的な実施形態の概要図である。
【００７０】
別の実施形態では、デカップリング用インタフェース４２０は、リアクタンス性集中素子回路、分散構造、伝送線及びコイルを備えている。
【００７１】
図６及び７を参照すると、例示的なデカップリング用インタフェースを表している。図６はコイル回路６００に対するデカップリング用インタフェースの役目をするπ回路６１０を表しており、図５に示したアレイの２つのコイル（コイル１及び２）に関する１つの等価回路となっている。図７はコイル回路７００に対するデカップリング用インタフェースの役目をするＴ回路７１０を表しており、図５に示したアレイの２つのコイル（コイル１及び２）に関する１つの等価回路となっている。
【００７２】
図８を参照すると、４素子フェーズドアレイ８００をデカップリングさせるための８ポート式デカップリング用インタフェースのブロック図を表している。このインタフェースは６組の４ポート式インタフェースから組み立てている。
【００７３】
図９を参照すると、ＲＦ検出器アレイの別の実施形態のブロック図を表し、接地面（図示せず）にシャント接続した同調用コンデンサ９１０と、導電性素子セグメント９００間の整合用コンデンサ９２０と、上述のように相互接続するためのデカップリング用コンデンサ９３０と、を表している。
【００７４】
本発明の別の実施形態では、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムにおいて無線周波数（ＲＦ）検出器アレイ素子をデカップリングするための方法を提供する。本方法は、少なくとも１つのＲＦ検出器アレイを設けるステップと、各検出器素子をその残りの検出器素子からデカップリングさせるために複数の検出器素子の各々と結合させたデカップリング用インタフェースを設けるステップと、を含む。このＲＦ検出器アレイは複数のＲＦ検出器素子を有する。実施の一形態では、その検出器素子は非重複である。別の実施形態では、その検出器素子は重複している。
【００７５】
本発明の好ましい実施形態について図示すると共に本明細書に記載してきたが、こうした実施形態が例としてのみ提供されていることは明らかであろう。当業者であれば、ここに記載した本発明を逸脱することなく、多くの変形形態、変更形態及び置換形態を生じさせるであろう。したがって、本発明は添付の特許請求の範囲の精神及び趣旨によってのみ限定させようとする意図である。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態との使用に適した例示的なＭＲイメージング・システムのブロック概要図である。
【図２】本発明の実施形態が適用可能であるような検出器アレイの平面図である。
【図３】伝送線として表現した一対の検出器素子の概要図である。
【図４】本発明の実施形態によるＲＦ検出器アレイ・アセンブリの概要図である。
【図５】本発明の実施の一形態による例示的なＲＦ検出器アレイ・アセンブリの概要図である。
【図６】本発明の実施形態による例示的なデカップリング用インタフェースの概要図である。
【図７】本発明の実施形態による例示的なデカップリング用インタフェースの概要図である。
【図８】本発明の実施形態による例示的なデカップリング用インタフェースの概要図である。
【図９】ＲＦ検出器アレイの別の実施形態のブロック概要図である。
【符号の説明】
１０　コンピュータ
１２　パルス制御モジュール
１４　傾斜コイル電力増幅器、傾斜増幅器
１６　傾斜コイル
１８　無線周波数合成器
２０　ＲＦ変調器
２２　電力増幅器
２４　送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ
２６　ＲＦコイル
２８　前置増幅器
３０　直角位相検出器、位相検出器
３２　Ａ／Ｄ変換器
３４　マグネット・アセンブリ
３８　シムコイル電源
４０　シムコイル・アセンブリ
１００　マイクロストリップ・アレイ
１０２　導電性マイクロストリップ
１０４　誘電性オーバーレイ
４００　ＲＦ検出器アレイ・アセンブリ
４１０　ＲＦ検出器アレイ
４２０　デカップリング用インタフェース
６００　コイル回路
６１０　π回路
７００　コイル回路
７１０　Ｔ回路
８００　４素子フェーズドアレイ
９００　導電性素子セグメント
９１０　同調用コンデンサ
９２０　整合用コンデンサ
９３０　デカップリング用コンデンサ
【図１】
2004000616.tif 000018
【図２】
2004000616.tif 000019
【図３】
2004000616.tif 000020
【図４】
2004000616.tif 000021
【図５】
2004000616.tif 000022
【図６】
2004000616.tif 000023
【図７】
2004000616.tif 000024
【図８】
2004000616.tif 000025
【図９】
2004000616.tif 000026