(57)【要約】【課題】あらゆる静磁場強度のＭＲＩ装置において、受信系を共通に使用可能とする。【解決手段】送信系内より受信系へ送られる、π／２の位相差をもつ２つの高周波信号を発信する手段２５と、上記２つの導電ループからの２つの受信信号を、上記２つの高周波信号を用いそれぞれ周波数変換する２３ａと２３ｂを備える。【選択図】　　　図２
2004057464.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体に静磁場を与える静磁場発生手段と、上記被検体に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、上記被検体の生体組織を構成する原子の原子核に磁気共鳴を起こさせるためにある所定のパルスシーケンスで高周波磁場を前記被検体へ照射する送信系と、２つの導電ループがその感度方向を互いに直交させて一組に形成され、且つ感度方向が静磁場に対し直交して配置される高周波コイルを含み、上記磁気共鳴により放出されるＮＭＲ信号を検出する受信系と、上記受信系で検出したＮＭＲ信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系と、得られた画像を表示する画像表示手段を有した磁気共鳴イメージング装置において、上記送信系内より受信系へ送られる、π／２の位相差を持つ２つの高周波信号を発信する手段と、上記２つの導電ループからの２つの受信信号を、上記２つの高周波信号を用いそれぞれ周波数変換する手段を備えた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】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置という。）に係り、特に、あらゆる静磁場強度のＭＲＩ装置において、受信系を共通に使用可能とするための技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＩ装置は、被検体に静磁場を与える静磁場発生手段と、上記被検体に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、上記被検体の生体組織を構成する原子の原子核に磁気共鳴を起こさせるためにある所定のパルスシーケンスで高周波磁場を前記被検体へ照射する送信系と、上記磁気共鳴により放出されるＮＭＲ信号を検出する受信系と、上記受信系で検出したＮＭＲ信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系と、得られた画像を表示する画像表示手段とを備えて構成されている。そして、静磁場発生手段により被検体に均一な静磁場を与えながら、核磁気共鳴を起こさせる周波数の高周波信号を送信系の高周波コイルで印加し、これにより被検体から放出される核磁気共鳴信号を受信系の高周波コイルで検出するようになっている。このとき同時に、上記被検体からの核磁気共鳴信号の放出位置を特定するために傾斜磁場を与え、これらによりイメージングを行っていた。
【０００３】
このようなＭＲＩ装置における高周波コイルとしては、従来は、一つの導電ループ、例えばソレノイドコイルまたは鞍型コイルを使用し、一方向において核磁気共鳴信号を受信するものであった。これに対して、Ｓ／Ｎ比の向上を狙って、二つの導電ループを互いに感度方向を直交させて一組に形成し、二方向の核磁気共鳴信号を受信するものがある。後者の二つの導電ループを組み合わせて成る高周波コイルを直交受信コイル（Ｑｕａｒｄｒａｔｕｒｅ　Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ　Ｃｏｉｌｓ：以下、「ＱＤコイル」と略称する）というが、垂直磁場方式のＭＲＩ装置用のＱＤコイルとして、ソレノイドコイルと鞍型コイルとを組み合わせたものが提案されている。
【０００４】
このＱＤコイルでは、２つの導電ループが互いに感度方向が直交しているので、１つの平面で回転している磁化ベクトルは、互いにπ／２（９０°）位相の異なる信号を誘起する。この位相差を持つ信号は従来、図５に図示した回路により合成していた。
【０００５】
図５おいて、１５ａ、１５ｂは増幅器、２３はサンプリングしやすい周波数に信号を周波数変換するためのミキサー、２５は２つの信号を入力し、その位相差（π／２）を補正して合成する機能を持つ直交ハイブリッド回路である。
【０００６】
図５の回路の信号処理手順は次のようである。先ず、ＱＤコイルから送られてきたπ／２の位相差のある信号をＡ：Ｃｏｓ（ω０ｔ＋π／２＋γ）およびＢ：Ｃｏｓ（ω０ｔ＋γ）とする。両者は、増幅器１５ａおよび１５ｂで増幅される。次に直交ハイブリッド回路に入力されると、π／２位相の位相差が補正され、合成される。これにより信号強度が導電ループ１つだけの場合に対して２倍になり、Ｓ／Ｎの高い信号が得られる。更に、周波数変換器２３により周波数変換がされ、信号Ｈ：Ｓｉｎ（（ω１＋ω０）ｔ）＋Ｓｉｎ（（ω１−ω０）ｔ）となる。信号ＨのうちＳｉｎ（（ω１＋ω０）ｔ）は、受信信号の周波数ω０に対して高い周波数に周波数変換した信号成分、Ｓｉｎ（（ω１−ω０）ｔ）は、受信信号の周波数ω０に対して低い周波数に周波数変換した信号成分である。通常Ｓｉｎ（（ω１−ω０）ｔ）は、サンプリングしやすい低周波数の信号であるため、ローパス・フィルターで不要な高調波であるＳｉｎ（（ω１＋ω０）ｔ）成分を除去し、Ｓｉｎ（（ω１−ω０）ｔ）がイメージングのために用いられる。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら一般に、直交ハイブリッド回路は、入力高周波パルスの周波数によって、異なる位相遅延角度を持つ。例えば、１５ＭＨｚの高周波パルスに対して９０°の位相遅延角度があるものとして設計した直交ハイブリッド回路は、２５ＭＨｚの高周波パルスに対しては８７°の位相遅延角度となってしまう。
【０００８】
一方ＭＲＩ装置では、静磁場発生磁石の静磁場強度（Ｈ０）と、画像を得るために用いる高周波パルスの周波数（ｆ０）との間には、次のラーモアの公式で表わされる一定の関係がある。
ｆ０＝γＨ０／２π　　　　　　　・・・（１）
ここで、γは原子核の種類に固有の磁気回転比である。式（１）によれば、設計するＭＲＩ装置の静磁場強度が異なれば、それによって使用する高周波パルスの周波数も比例して変化する。
【０００９】
そこで、静磁場強度の異なるＭＲＩ装置を設計し直す場合、直交ハイブリッド回路には入力パルスの周波数に対して周波数依存性があるので、π／２の位相遅延角度を持たせるために、新たな直交ハイブリッド回路を改めて設計しなおさなければならなかった。その際、直交ハイブリッド回路は個々に大きさ等が違うので、直交ハイブリッド回路の大きさ等に対応して受信系全体も再設計する必要があり、工数を要した。
【００１０】
本発明の目的は、あらゆる静磁場強度のＭＲＩ装置において、受信系を共通に使用可能とすることにある。
【００１１】
【課題を解決するための手段】
上記目的は、被検体に静磁場を与える静磁場発生手段と、上記被検体に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、上記被検体の生体組織を構成する原子の原子核に磁気共鳴を起こさせるためにある所定のパルスシーケンスで高周波磁場を前記被検体へ照射する送信系と、２つの導電ループがその感度方向を互いに直交させて一組に形成され、且つ感度方向が静磁場に対し直交して配置される高周波コイルを含み、上記磁気共鳴により放出されるＮＭＲ信号を検出する受信系と、上記受信系で検出したＮＭＲ信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系と、得られた画像を表示する画像表示手段を有した磁気共鳴イメージング装置において、上記送信系内より受信系へ送られる、π／２の位相差を持つ２つの高周波信号を発信する手段と、上記２つの導電ループからの２つの受信信号を、上記２つの高周波信号を用いそれぞれ周波数変換する手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置によって達成される。
【００１２】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の第一の実施形態を図面により詳細に説明する。
まず、図１は磁気共鳴イメージング装置の構成である。磁気共鳴イメージング装置は大別して、中央処理装置（以下、ＣＰＵと略称する）１と、シーケンサ２と、送信系３と、静磁場発生用磁石４と、受信系５と、信号処理系６とから構成されている。
【００１３】
ＣＰＵ１は、予め定められたプログラムに従って、シーケンサ２、送信系３、受信系５、信号処理系６を制御するようになっている。シーケンサ２は、ＣＰＵ１からの制御指令に基づいて動作し、被検体７の断層面の画像データ収集に必要な種々の命令を送信系３、傾斜磁場発生系２１、受信系５に送るようになっている。
【００１４】
送信系３は、高周波発振器８と、変調器９と、照射コイル１１とを備え、シーケンサ２の指令により高周波発振器８からの基準高周波パルスを変調器９で振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器１０を介して増幅して照射コイル１１に供給することにより、所定のパルス状の電磁波を被検体に照射するようになっている。
【００１５】
静磁場発生用磁石４は、被検体７の周りの所定の方向に均一な静磁場を発生させるためのものである。この静磁場発生用磁石４の内部には、照射コイル１１と、傾斜磁場コイル１３と、受信コイル１４とが配置されている。傾斜磁場コイル１３は傾斜磁場発生系２１に含まれ、傾斜磁場電源１２より電流の供給を受け、シーケンサ２の制御のもとに傾斜磁場を発生させる。受信系５は、受信コイル１４と、受信コイル１４に接続された増幅器１５と、検波回路１６と、アナログ・ディジタル変換器（以下、ＡＤＣという）１７とを備え、被検体７からのＮＭＲ信号を受信コイル１４が検出すると、そのＮＭＲ信号を増幅器１５、検波回路１６、ＡＤＣ１７を介してディジタル量に変換すると共に、シーケンサ２からの指令によるタイミングでＡＤＣ１７によってサンプリングされた収集データに変換して、ＣＰＵ１に送るようになっている。
【００１６】
信号処理系６は、磁気ディスク２０、光ディスク１９などの外部記憶装置と、ＣＲＴなどからなるディスプレイ１８とを備え、受信系５からのデータがＣＰＵ１に入力されると、ＣＰＵ１が信号処理、画像再構成などの処理を実行し、その結果である被検体７の所望の断層面の画像をディスプレイ１８で表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク２０などに記憶するようになっている。
【００１７】
次に図２は、第一の実施形態において受信コイル１４がコイル１４ａと１４ｂとから成るＱＤコイルを用いた場合に、二つの導電ループからの信号の位相差を補正する回路である。２２は信号合成器、２３ａ、２３ｂはミキサー、２５は直交ハイブリッド回路である。図５では直交ハイブリッド回路の２端子側を信号入力側とし、入力される２つの信号の位相差を補正し、さらに合成して１端子から出力するように構成されているが、図２では信号入力側を１端子側にして、２つに信号を分配した後位相差（π／２）がつけられ、２端子で出力するように用いられている。
【００１８】
図２における配線は、次のようである。直交ハイブリッド回路２５の１端子側は、高周波発振器に接続されている、また２端子側は、受信系における２つのミキサー２３ａ、２３ｂに接続されている。直交ハイブリッド回路２５内部では、高周波発振器からの信号（Ｃ：２Ｓｉｎ（ω１＋α）とする）を２つに分配し、２つの信号にπ／２の位相差をつけて出力する。そして、位相の早い方の端子を受信系におけるミキサー２３ａに、位相の遅い方の端子を受信系におけるミキサー２３ｂに接続する。ミキサー２３ａは、ＱＤコイルの２つの導電ループからの信号のうち一方（信号Ａ）を周波数変換するように接続されている。ミキサー２３ｂは、信号Ａに対して信号のπ／２位相遅い信号Ｂを周波数変換するように接続されている。
【００１９】
図２の回路において、π／２の位相差を持つ２つの受信信号が入力された場合、その信号処理手順は次のようである。２つの信号の１方をＡ：Ｃｏｓ（ω０ｔ）、Ａに対してπ／２位相が遅れている信号をＢ：Ｃｏｓ（ω０ｔ−π／２）とする。信号ＡとＢはそれぞれ増幅器１５ａおよび１５ｂで増幅され、ミキサー２３ａおよび２３ｂヘ送られる。
【００２０】
一方、送信系３では、高周波発振器より発せられた信号（Ｃ：２Ｓｉｎ（ω１ｔ＋α））は、直交ハイブリッド回路２５により分配され、位相差（π／２）がつけられる（位相の早い方を信号Ｄ：Ｓｉｎ（ω１ｔ）、位相の遅い方を信号Ｅ：Ｓｉｎ（ω１ｔ−π／２）とする）。そして信号ＤおよびＥは受信系５の２つのミキサー（２３ａおよび２３ｂ）へ送られる。
【００２１】
受信系において、ミキサー２３ａは２つの導電ループからの信号のうち位相の早い信号Ａを、送信系からの信号のうち位相の早い信号Ｄを用い周波数変換する。その結果のミキサー２３ａの出力（信号Ｆ）は、
Ｃｏｓ（ω０ｔ）×Ｓｉｎ（ω１ｔ）＝１／２×（Ｓｉｎ（（ω１＋ω０）ｔ）＋Ｓｉｎ（（ω１−ω０）ｔ））　　・・・（２）
となる。
【００２２】
またミキサー２３ｂは２つの導電ループからの信号のうち位相の遅い信号Ｂを、送信系からの信号のうち位相の遅らせた信号Ｅを用い周波数変換する。その結果のミキサー２３ｂの出力（信号Ｇ）は、
2004057464.tif 000003
となる。
【００２３】
最後に信号合成器２２によりＦとＧを合成すると、式（２）のＳｉｎ（（ω１＋ω０）ｔ）と式（３）のＳｉｎ（（ω１＋ω０）ｔ−π）は位相がπ違う同一の正弦波であるので相殺され、式（２）のＳｉｎ（（ω１−ω０）ｔ）と式（３）のＳｉｎ（（ω１−ω０）ｔ））のみ残り、信号Ｈ：Ｓｉｎ（（ω１−ω０）ｔ））となる。信号Ｈは、例えば受信信号（ＡおよびＢ）の周波数を約６４ＭＨｚ（ＭＲＩ装置の静磁場強度を１．５Ｔと仮定）、高周波発振器より発せられた信号Ｃの周波数を５４ＭＨｚとすると、信号Ｈの周波数は約１０ＭＨＺである。これにより、信号ＡとＢの位相差π／２は補正され、サンプリングしやすい低い周波数の信号に変換されたことになる。
【００２４】
次に、ＭＲＩ装置の代表的なシーケンスであるスピンエコー・シーケンスを説明する。スピンエコー・シーケンスでは、図３における手順ステップで示したようにエコー信号計測のために、次のような手順をとる。すなわち、
（ａ）まず、９０°ＲＦパルスを加え、磁化ベクトルをｘ−ｙ平面へ倒す。
（この時スライス方向傾斜磁場Ｇｚを同時に印加し、スライス選択がなされる。そして、その後マイナスＧｚを印加し、選択されたスライスのスライス方向の核スピンの位相を揃える。）
（ｂ）次に、リードアウト方向傾斜磁場Ｇｘを印加し、あらかじめリードアウト方向への位相を拡散させる。
（ｃ）次に、各１区切りのシーケンスにおいて、それぞれ異なる強度の位相エンコード傾斜磁場Ｇｙを印加する。
（ｄ）次に、（ａ）からτ時間後に１８０°ＲＦパルスを印加し、磁化ベクトルを反転させる。（この時同時にＧｚを印加し、スライス選択する。）
（ｅ）更に（ｃ）からτ時間待つと、核スピンの位相が揃い、信号強度は最大となる。この信号をＧｘの印加の下にサンプリングし計測する。
【００２５】
受信コイルとしてＱＤコイルを用いる場合、２つの導電ループからの信号は図３の信号Ａ、信号Ｂで表したようにπ／２の位相差を持つ。（進んでいる方をＡ、遅れている方をＢとする。）この２つの信号を図２の回路により受信すると、位相差が補正された後、合成される。この結果、図４のように信号強度が２倍になり、Ｓ／Ｎが向上する。
【００２６】
次に、本発明の第二の実施形態を図４により詳細に説明する。第二の実施形態では、送信系において信号分配器２４とフェイズシフタ２６を用いる。
【００２７】
第二の実施形態では、高周波発振器からの信号は信号分配器２４の信号入力側に接続されている。信号分配器２４では高周波信号を２つに分配し出力する。２つの出力信号のうち片方はフェイズシフタ２６でπ／２位相遅延される。両者は受信系における２つのミキサーに接続されている。遅延させていない方（フェイズシフタを介さない方）は直接ミキサー２３ａに、遅延させた方はミキサー２３ｂに接続する。ミキサー２３ａは、ＱＤコイルの２つの導電ループからの信号のうち一方（信号Ａ）を周波数変換するように接続されている。ミキサー２３ｂは、信号Ａに対して位相のπ／２遅い信号Ｂを周波数変換するように接続されている。
【００２８】
図４の回路において、π／２の位相差を持つ２つの信号が入力された場合、その信号処理手順は次のようになる。２つの信号の１方をＡ：Ｃｏｓ（ω０ｔ）、これに対してπ／２位相が遅い信号をＢ：Ｃｏｓ（ω０ｔ−π／２）とする。信号ＡとＢはそれぞれ増幅器１５ａおよび１５ｂで増幅され、ミキサー２３ａおよび２３ｂヘ送られる。
【００２９】
一方送信系３では、高周波発振器より発せられた信号（信号Ｃ：２Ｓｉｎ（ω１ｔ＋β））が、信号分配器２４により分配され、片方がフェイズシフタ２６により遅延される［信号Ｄ：Ｓｉｎ（ω１ｔ）および遅延された方を信号Ｅ：Ｓｉｎ（ω１ｔ−π／２）とする］。そして信号ＤおよびＥは受信系５の２つのミキサー（２３ａおよび２３ｂ）へ送られる。
【００３０】
受信系側において、ミキサー２３ａは２つの導電ループからの信号のうち位相の早い信号Ａを、送信系からの信号のうち位相の早い信号Ｄを用い周波数変換する。その結果のミキサー２３ａの出力（信号Ｆ）は、上記式（２）と同様になる。
【００３１】
またミキサー２３ｂは２つの導電ループからの信号のうち位相の遅い信号Ｂを、送信系からの信号のうち位相の遅らせた信号Ｅを用い周波数変換する。その結果のミキサー２３ｂの出力（信号Ｇ）は、上記式（３）と同様になる。
【００３２】
最後に信号合成器２２によりＦとＧを合成すると、第一の実施形態と同様に式（２）のＳｉｎ（（ω１＋ω０）ｔ）と（３）のＳｉｎ（（ω１＋ω０）ｔ−π）は位相がπ違う同一の正弦波であるので相殺され、式（２）のＳｉｎ（（ω１−ω０）ｔ）と式（３）のＳｉｎ（（ω１−ω０）ｔ））のみ残り、信号Ｈ：Ｓｉｎ（（ω１−ω０）ｔ））となる。信号Ｈは、例えば受信信号（ＡおよびＢ）の周波数を約６４ＭＨｚ（ＭＲＩ装置の静磁場強度を１．５Ｔと仮定）、高周波発振器より発せられた信号Ｃの周波数を５４ＭＨｚとすると、信号Ｈの周波数は約１０ＭＨｚである。これにより、信号ＡとＢの位相差π／２は補正され、サンプリングしやすい低い周波数の信号に変換されたことになる。
【００３３】
第二の実施形態においても、受信コイルのπ／２の位相差を持つ２つの信号が信号Ａ、信号Ｂとして入力されると、第一の実施形態と同様、位相差が補正された後合成される。この結果、信号強度が２倍になり、Ｓ／Ｎが向上する。
【００３４】
上記２つの実施形態では受信系において、ＭＲＩ装置の設計静磁場強度（Ｈ０）に依存する高周波パルスの周波数（ｆ０）に対応させる度に、個々に大きさ等が変わる直交ハイブリッド回路、あるいはフェイズシフタを用いていない。受信系５は、入力パルスの周波数に特性が依存しない増幅器１５ａ、１５ｂ、信号合成器２２、ミキサー２３ａ、２３ｂから構成されている。従って、あらゆる静磁場強度のＭＲＩ装置に対しても共通に使用可能である。
【００３５】
また、不要な高調波成分である式（２）のＳｉｎ（（ω１＋ω０）ｔ）と式（３）のＳｉｎ（（ω１＋ω０）ｔ−π）が信号合成の際に自動的に相殺されたので、ローパスフィルターを用いなくても、不要な高調波成分を除去できるようになった。
【００３６】
一方直交ハイブリッド回路やフェイズシフタは送信系において用いるが、送信系はＭＲＩ装置の静磁場強度が変わるのに従って、回路の他の部分も大幅に設計も変えるものなので、直交ハイブリッド回路やフェイズシフタの大きさが周波数に依存して変わっても、工数に大きな変化はない。
【００３７】
本発明は上記実施例に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施できるものである。
【００３８】
【発明の効果】
以上説明した如く、本発明による磁気共鳴イメージング装置によれば、あらゆる静磁場強度のＭＲＩ装置に対しても共通に使用可能な受信系を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】ＭＲＩ装置の構成例。
【図２】本発明の第一の実施形態を示す位相補正回路の回路図。
【図３】スピンエコーのシーケンス図。
【図４】本発明の第二の実施形態を示す位相補正回路の回路図。
【図５】従来の位相補正回路の回路図。
【符号の説明】
１５ａ，１５ｂ…増幅器
２２…信号合成器
２３ａ２３ｂ…ミキサー
２４…信号分配器
２５…直交ハイブリッド回路
【図１】
2004057464.tif 000004
【図２】
2004057464.tif 000005
【図３】
2004057464.tif 000006
【図４】
2004057464.tif 000007
【図５】
2004057464.tif 000008