(57)【要約】  ＭＲ周波数に対して同調／離調可能な少なくとも１つのＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステム９を有し、且つ該ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステム９をＭＲ受信器１０と電気的に接続する伝送線７を更に有するＭＲ受信コイル装置が開示される。特に、ＭＲ撮像／検査システム／装置（ＭＲＩシステム）の検査領域内にＭＲＩシステムの全身コイルシステムのように固定的に（取り外せないように）取り付けられる或いは組み込まれるように設けられていない、例えば、カテーテルのような介入／侵襲装置、又は関心領域を検査するために検査対象の表面上に配置される（特にフレキシブルな）パッドの形態の表面コイル、又は関心ボリュームを囲んで検査するバードケージコイルのような体積コイル等の、可動式のＭＲ受信コイル装置が開示される。また、このようなＭＲ受信コイル装置を有するＭＲ撮像／検査システム（ＭＲＩシステム）が開示される。
2010517595.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
特にＭＲ周波数に対して同調且つ／或いは離調されることが可能な少なくとも１つのＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムを有し、且つ該ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムをＭＲ受信器と電気的に接続する伝送線を更に有するＭＲ受信コイル装置であって、
前記伝送線はＲＦセーフ伝送線であり、前記ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムを同調且つ／或いは離調するようＲＦ制御信号よって制御される同調且つ／或いは離調回路が設けられ、前記ＲＦ制御信号は、当該ＲＦ制御信号が前記伝送線上で前記同調且つ／或いは離調回路に伝送されることが可能な周波数を有する、
ＭＲ受信コイル装置。
【請求項２】
前記伝送線は、前記ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムによって受信されたＭＲ信号を前記ＭＲ受信器に伝送するよう設けられている、請求項１に記載のＭＲ受信コイル装置。
【請求項３】
前記受信されたＭＲ信号を前記伝送線から前記ＭＲ受信器に導き、且つ前記ＭＲ制御信号を前記伝送線に結合する２方向分岐を有する請求項２に記載のＭＲ受信コイル装置。
【請求項４】
前記同調且つ／或いは離調回路は、前記ＭＲ制御信号の振幅に応じた周波数変換によって前記ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムを同調且つ／或いは離調する少なくとも１つの周波数非線形電子素子を有する、請求項１に記載のＭＲ受信コイル装置。
【請求項５】
前記ＭＲ制御信号を選択可能な振幅で生成するＲＦ送信器ユニットを有する請求項４に記載のＭＲ受信コイル装置。
【請求項６】
前記同調且つ／或いは離調回路は１つのダイオード又は２つの逆並列ダイオードを有し、各ダイオードは、前記ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムに並列接続され、前記ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムは、少なくとも１つの前記ダイオードに該ダイオードが順バイアス状態に駆動されて低インピーダンスを有するような振幅の前記ＲＦ制御信号を印加することによって離調され、前記ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムの共鳴が回路短絡によって離調される、請求項１に記載のＭＲ受信コイル装置。
【請求項７】
前記同調且つ／或いは離調回路は、キャパシタと直列のバラクタダイオードを有し、前記キャパシタ及び前記バラクタダイオードは前記ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムに並列接続され、前記ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムは、前記ＲＦ制御信号の振幅を然るべく選定することによって前記キャパシタを充電且つ／或いは放電して前記バラクタダイオードの静電容量を制御することにより同調且つ／或いは離調される、請求項１に記載のＭＲ受信コイル装置。
【請求項８】
前記同調且つ／或いは離調回路は、前記ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムに直列接続されたバラクタダイオード、及び前記バラクタダイオードと前記ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムとの直列接続に並列接続されたキャパシタとを有し、前記ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムは、前記ＲＦ制御信号の振幅を然るべく選定することによって前記キャパシタを充電且つ／或いは放電して前記バラクタダイオードの静電容量を制御することにより同調且つ／或いは離調される、請求項１に記載のＭＲ受信コイル装置。
【請求項９】
介入装置若しくは侵襲装置、表面コイル、体積コイル、又は他の可動式ＭＲ受信コイル装置の形態をした請求項１に記載のＭＲ受信コイル装置。
【請求項１０】
請求項１乃至９の何れか一項に記載のＭＲ受信コイル装置を有するＭＲＩシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、特にＭＲ周波数に対して同調且つ／或いは離調されることが可能な少なくとも１つのＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムを有し、且つ該ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムをＭＲ受信器と電気的に接続する伝送線を更に有するＭＲ受信コイル装置に関する。本発明は、特に、ＭＲ撮像／検査システム又は装置（ＭＲＩシステム）の検査領域内にＭＲＩシステムの全身コイルシステムのように固定的に（あるいは取り外せないように）取り付けられるように或いは組み込まれるように設けられていない、例えば、カテーテルのような介入あるいは侵襲装置、又は例えば関心領域を検査するために検査対象の表面上に配置される（特にフレキシブルな）パッドの形態をした表面コイル、又は関心ボリュームを囲んで検査するバードケージコイルのような体積コイル等のような、可動式のＭＲ受信コイル装置に関する。最後に、本発明はこのようなＭＲ受信コイル装置を有するＭＲ撮像／検査システム（ＭＲＩシステム）に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲ撮像システムは、患者の検査及び／又は治療に使用され得る。検査される体組織の核スピンが、不変の主磁場（Ｂ０磁場）によって整列され、ＲＦパルス（Ｂ１磁場）によって励起される。励起により、核スピンは主磁場（Ｂ０磁場）の向きの周りでフリップ角に進む。核スピンは更に、位置特定のために傾斜磁場に晒される。励起の後、核スピンは緩和して主磁場（Ｂ０磁場）に整列する。発せられた緩和信号、以下ではＭＲ信号と呼ぶ、は好適なＭＲ受信コイル装置及びＭＲ受信器によって受信され、受信されたＭＲ信号から既知のようにして１次元、２次元又は３次元の検査対象画像を形成するよう、ＭＲ信号処理システムによって処理される。
【０００３】
基本的に、ＭＲ検査／撮像システム（ＭＲＩシステム）は２つの型に区別することができる。第１の型は、Ｃアームの両端間に位置する検査領域内に患者が導入される所謂オープンＭＲシステム（縦型システム）である。検査又は治療の間に実質的に全ての側から患者にアクセス可能である。第２の型は、患者が導入される水平方向に延在すチューブ状（円筒形）の検査空間を有するＭＲシステムである。
【０００４】
ＲＦパルスの送信及び／又は緩和（ＭＲ）信号の受信のためＲＦ／ＭＲコイル又はコイルシステムが設けられる。実質的に患者の全身を撮像する全身コイルのようなＭＲ撮像装置に取り外しできないように組み込まれたＲＦ／ＭＲコイルシステムに加え、例えば検査対象の特定領域の付近又は内部のスリーブ又はパッドとして屈曲可能に配置されることが可能なＭＲ表面コイルのような、上述の可動式のＭＲ受信コイル装置が使用され得る。
【０００５】
また、例えばＭＲ撮像中に組織の標本を採取するため等に、患者内に導入される例えばカテーテル又はその他の侵襲装置のような、介入装置の形態の可動式のＭＲ受信コイル装置が設けられる。このような介入装置は、例えば共振器などの少なくとも１つのＭＲ受信コイル（又はコイル素子）を有する。ＭＲ受信コイルは、形成される画像内での位置特定、すなわち、カテーテルの追跡のため、あるいは侵襲装置の周りの局所的な領域内の組織の撮像のため、装置（特にカテーテル）の先端の領域に配置され得る。ＭＲ受信コイル（又はコイル素子）を有する侵襲装置は、高い信号対雑音比（ＳＮＲ）で撮像することにより、非常にロバストで高速な動的カテーテル追跡、及び／又はＭＲ受信コイルの周りの局所的な領域内での非常に高いＳＮＲでの血管撮像を可能にするために用いられ得る。
【０００６】
このような可動式のＭＲ受信コイルは、一般的に、ＭＲ緩和信号の受信段階中に共鳴しやすくされる。しかしながら、全身ＲＦコイルシステムを用いたＲＦパルスを送信することによる励起段階において、ＭＲ受信コイルがＲＦパルスの周波数又はその付近の周波数で共鳴しやすい場合、ＭＲ受信コイルの付近の領域で磁場が不均一になる。これは、ＭＲ受信コイルの感度領域内での、組織の核スピンのフリップ角の不均一な空間分布のためである。このような不定のフリップ角は、大規模な画像アーチファクト及び劣った信号対雑音比（ＳＮＲ）をもたらす。故に、ＲＦパルスの送信中、全身ＲＦコイルシステムのＲＦ励起場の均一性を維持するため、（可動式の）ＭＲ受信コイルは一時的に離調（デチューン）されるべきである。
【０００７】
特許文献１は、データ収集時に第１の範囲内でＲＦ信号の検出及び放出を行うＭＲ撮像システム内の装置の共鳴回路の無線デチューニングを開示している。この装置は更に、共鳴回路と電気的に連通した光電部、及び光電部を複数のモードで動作させるよう制御する手段を有する。また、光電部がそれらモード群の１つで動作するとき、共鳴回路の電気的部分は第１の範囲内のＲＦ信号に対して感度を有さないようにされる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】米国特許出願公開第２００４／０１２４８３８号明細書
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
一方で、上述のような可動式のＭＲ受信コイル装置内での共鳴回路の無線デチューニングは、全ての動作条件の下で十分に信頼できるものではないことが明らかになった。また、配線接続又はケーブル接続を介した同調／離調の欠点は、配線接続又はケーブル接続が配線上の定在波のために送信ＲＦパルスによって加熱されることである。何故なら、配線は通常、特にはＭＲＩシステムの検査領域内であるＲＦ励起場内へ、そしてそれを通って導かれなければならないからである。この加熱はＭＲ受信コイル装置の特定部分の損傷をもたらし得るものであり、また、加熱された配線によって患者が傷つけられ得る。
【００１０】
本発明は、無線接続又は配線接続の上述の欠点又は危険性を生じさせることのない、同調可能且つ/或いは離調可能な、背景技術にて規定したようなＭＲ受信コイル装置を提供することを１つの目的とする。
【００１１】
また、本発明は、ＲＦパルスの送信モードにおいて、ＭＲ受信コイル装置、特に該ＭＲ受信コイル装置のＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステム、の局所的な感度範囲又は領域内で不均一なＲＦ磁場分布を実質的に生じさせることなく、検査領域内のＭＲ受信コイル装置を用いて動作可能なＭＲ撮像／検査システム（ＭＲＩシステム）を提供することを１つの目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
上記課題は、請求項１に従って、特にＭＲ周波数に対して同調且つ／或いは離調されることが可能な少なくとも１つのＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムを有し、且つ該ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムをＭＲ受信器と電気的に接続する伝送線を更に有するＭＲ受信コイル装置であって、伝送線はＲＦセーフ伝送線であり、ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムを同調且つ／或いは離調するようＲＦ制御信号よって制御される同調且つ／或いは離調回路が設けられ、ＲＦ制御信号は、当該ＲＦ制御信号が伝送線上で同調且つ／或いは離調回路に伝送されることが可能な周波数を有する、ＭＲ受信コイル装置によって解決される。
【００１３】
全体的に、同調回路を頻繁に参照する。同調は、受信コイルを或る特定の周波数に同調することとして理解される。故に、同調は、ＲＦのＭＲ（緩和）信号を受信するためにＭＲ周波数に同調することであり得る。しかしながら、同調は同様に、技術的に離調としても知られる、例えばＲＦパルスの送信中に、ＭＲ周波数のＲＦ信号を受信しないように他の周波数に同調することであってもよい。
【００１４】
請求項１に従った解決策は、ＭＲ受信器コイルの同調及び／又は離調を制御するために、無線接続より信頼性の高いケーブル接続が提供されるという利点を有する。ＲＦセーフ（安全）伝送線を設けることにより、検査領域内を走る配線のＲＦ加熱に関する問題及び危険性が回避され、制御信号の伝送を可能にするため、制御信号は好ましくはＲＦセーフ伝送線の帯域幅内の周波数を有するＲＦ制御信号にされる。
【００１５】
ＲＦセーフ伝送線（safe  transmission  line；ＳＴＬ）は従来から知られており、例えば、ＤＣ信号を伝送することには使用され得ないように配線セグメント群が例えば変圧器による誘導結合を介して相互に接続されたセグメント化伝送線である。
【００１６】
従属請求項により、本発明の利点及び典型的な実施形態が開示される。
【００１７】
請求項２に従った実施形態は、受信されたＭＲ信号をＭＲ受信コイルからＭＲ受信器に伝送すること、及びＲＦ制御信号をＭＲ受信コイルに伝送することに、１つの（共通）伝送線のみが必要とされるという利点を有する。
【００１８】
請求項２に従った共通伝送線の場合、請求項３に従った２方向分岐は、双方の信号間の干渉又は擾乱が回避されるという利点を有する。この分岐は、ＭＲ受信器の入力及びＲＦ制御信号を生成するＲＦ送信器の出力の位置の適切なフィルタによって、サーキュレータによって、あるいはその他の適当な装置によって実現され得る。
【００１９】
請求項４に従った実施形態は、ＲＦ制御信号の（選択可能な）振幅によって制御されることが可能な同調且つ／或いは離調回路が、比較的単純に実現され得るという利点を有する。
【００２０】
請求項５に従った実施形態は、請求項４に従った実施形態と組み合わさって、ＭＲ受信コイルの非常に単純な同調及び／又は離調を可能にする。
【００２１】
従属請求項６−８は、有利な同調且つ／或いは離調回路に向けたものであり、請求項８に従った実施形態は、ＭＲ信号の受信中に、折り曲げ可能な、あるいは拡張可能なＭＲコイルにも使用され得るという更なる利点を有する。
【００２２】
従属請求項９は、ＭＲ受信コイル装置の好適実施形態に向けたものであり、請求項１０は、本発明に従ったＭＲ受信コイル装置を有するＭＲ撮像システムに向けたものである。
【００２３】
認識されるように、本発明の特徴は、添付の請求項により規定される本発明の範囲を逸脱することなく、如何なる組み合わせで組み合わされてもよい。
【００２４】
図面を参照して与えられる以下の本発明の好適且つ典型的な実施形態の説明により、本発明の更なる詳細及び効果が明らかになる。
【図面の簡単な説明】
【００２５】
【図１】ＭＲ撮像／検査システムを概略的に示す図である。
【図２】介入装置を概略的に示す図である。
【図３】変圧器に基づく伝送ケーブル又は伝送線の伝達特性を示すグラフである。
【図４】本発明に従ったＡＣ制御される同調且つ／或いは離調回路の第１実施形態を概略的に示す図である。
【図５】本発明に従ったＡＣ制御される同調且つ／或いは離調回路の第２実施形態を概略的に示す図である。
【図６】本発明に従ったＡＣ制御される同調且つ／或いは離調回路の第３実施形態を概略的に示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００２６】
図面において、同様の要素は同様の参照符号によって参照される。図１は、患者Ｐが配置されている検査領域１を定めるＭＲ撮像システムを示している。ＭＲ撮像システムは、検査領域１内に患者Ｐの体組織の核スピンを整列させる実質的に均一な磁場（Ｂ０磁場）を生成する磁石２、３を有する。なお、磁石２、３は、上述のように、Ｃ字型磁石の両端であってもよいし、チューブ状の検査領域１を定め、患者Ｐを実質的に取り囲む円筒形の磁石であってもよい。また、ＭＲ撮像システムは、整列された核スピンを励起するためのＲＦ励起パルス（Ｂ１磁場）を送信するＲＦ送信構造４を有する。ＲＦパルスによる励起後の緩和中に核スピンによって送信されるＲＦ緩和信号を受信するため、ＲＦ受信構造５が設けられている。ＲＦ送信構造４及びＲＦ受信構造５は、送信及び受信の双方に使用される同一構造であってもよい。
【００２７】
図示した実施形態において、例えばカテーテル等の介入装置６の形態をした可動式のＭＲ受信コイル装置は、例えば、局所的なＲＦ緩和信号の受信のための受信構造を備えている。このような介入装置６は、ディスプレー上での可視化によって介入装置６の追跡を可能にするため、且つ／或いは例えば血管壁などの体組織の小さい部分を高いＳＮＲで詳細に撮像するため、少なくとも１つのＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムの形態の受信構造を備えている。受信された信号を介入装置６からＭＲ受信器（図１には図示しない）へと伝送するため、通常、伝送線又は伝送ケーブル７がＭＲ受信コイル装置の一部として設けられる。
【００２８】
図２は、介入装置６とその接続とを更に詳細に例示している。介入装置６は、ＭＲ受信コイル９、及び同調且つ／或いは離調回路８を有する。受信ＭＲ信号１２Ａ、１２Ｂは伝送ケーブル７上でＭＲ受信器１０へと伝送される。実際には、伝送ケーブル７は部分的あるいは全体的に介入装置６に組み込まれていてもよい。受信コイル９によるＲＦパルス（Ｂ１磁場）送信中の信号受信を防止するため、同調且つ／或いは離調回路８は、制御信号１３Ａ、１３Ｂに応答して受信構造８、９をＭＲ周波数（ラーモア周波数）から離調するよう構成される。制御信号１３Ａ、１３Ｂは、制御信号送信器１１によって生成される。ＭＲ信号１２Ａ、１２Ｂと制御信号１３Ａ、１３Ｂとの双方が伝送ケーブル７上で伝送される。
【００２９】
本発明に従って、制御信号１３Ａ、１３ＢはＡＣ制御信号である。特に、伝送ケーブル７は、上述の伝送ケーブル７のＲＦ加熱を防止するため、変圧器に基づく伝送ケーブルとしてもよい。その場合、同調装置８にＤＣ制御信号を供給することはできず、ＡＣ（ＲＦ）制御信号が有利に用いられる。
【００３０】
図３は、変圧器に基づく伝送ケーブルの一実施形態の伝達特性を示している。横軸は信号周波数ｆ（ＭＨｚ）を表し、縦軸はケーブル全体を伝送された信号の信号減衰ＳをｄＢで表している。図３において、シミュレーショングラフ１５はシミュレーションによって得られた伝達関数を例示している。測定グラフ１６は測定された伝達関数を例示している。測定された伝達関数から、すなわち、測定グラフ１６から、ケーブルは約３０ＭＨｚ（約５５ＭＨｚ−約８５ＭＨｚ）の帯域幅を示すことが見て取れる。ＭＲシステムは一般的に、６３．８７ＭＨｚのラーモア周波数を有する１．５Ｔの磁場において水素分子を撮像するよう用いられる。故に、この変圧器に基づく伝送ケーブル７は、ＭＲ信号周波数がケーブルの帯域幅内にあるので、そのようなＭＲシステムでの使用に適している。また、変圧器に基づく伝送ケーブルは、ＭＲ信号周波数で最小の減衰を有するよう設計されてもよい。
【００３１】
さらに、ケーブル７は該ケーブルの帯域幅内の如何なるその他のＡＣ信号を伝送することにも適している。例えば、ケーブルを伝送されるＡＣ制御信号は、６３．８７ＭＨｚのラーモア周波数より高く且つ８５ＭＨｚより低い周波数を有してもよい。一実施形態において、ＡＣ制御信号の周波数は、
ｆｃ≠（１−ｎ）／ｍ・ｆ０        （式１）
が満たされるよう選定される。ただし、ｆｃは制御周波数であり、ｆ０はラーモア周波数であり、ｎは任意の整数値であり、ｍはゼロ以外の任意の整数値である。式１の条件が満たされる場合、例えばダイオード等の非線形素子によって引き起こされるＡＣ制御信号の如何なる周波数変換も、ラーモア周波数のＭＲ信号及び／又はＲＦパルスと干渉しない。好ましくは、この目的のため、ＲＦ制御信号は条件｜ｆｃ−ｆ０｜ｎ≠ｆ０を満たす周波数ｆｃで与えられる。
【００３２】
図２を再び参照するに、ＭＲ受信器１０及び制御信号送信器１１を伝送ケーブル７に結合する２方向分岐１４が設けられている。この２方向分岐１４は、制御周波数とＭＲ周波数とが約２０％を超えて異ならない場合、好適なフィルタ回路によって構築されてもよいし、サーキュレータによって構築されてもよい。一実施形態において、制御信号送信器１１は、ＲＦパルス（Ｂ１磁場）発生器に接続された信号変換器によって構築され得る。
【００３３】
図４は、第１及び第２のケーブル端子Ｔｃａ１、Ｔｃａ２と、第１及び第２のＭＲ受信コイル端子Ｔｃｏ１、Ｔｃｏ２とを有するＡＣ（ＲＦ）制御可能な同調且つ／或いは離調回路２０の第１実施形態を示している。第１及び第２のコイル端子Ｔｃｏ１、Ｔｃｏ２と直列に、直列キャパシタＣｓが接続される。第１及び第２のコイル端子Ｔｃｏ１、Ｔｃｏ２と並列に、並列キャパシタＣｐが接続される。並列キャパシタＣｐと並列に、第１のダイオードＤ１及び第２のダイオードＤ２が接続される。第１のダイオードＤ１及び第２のダイオードＤ２は逆並列に接続される。ＭＲ受信コイルＬが、第１及び第２のコイル端子Ｔｃｏ１、Ｔｃｏ２に接続されるように例示されている。なお、第２のケーブル端子Ｔｃａ２及び第２のコイル端子Ｔｃｏ２は１つの端子として形成されてもよい。
【００３４】
コイルＬによるＭＲ信号の受信中、ＭＲ信号はケーブル端子Ｔｃａ１、Ｔｃａ２に伝送される。ＭＲ信号をＭＲ受信器に伝送するよう、好適なケーブルがケーブル端子Ｔｃａ１、Ｔｃａ２に接続され、更にＭＲ受信器に接続される。そして、直列キャパシタＣｓの容量及び並列キャパシタＣｐの容量は、コイルＬを含む回路が例えば６３．８７ＭＨｚ（水素；Ｂ０＝１．５Ｔ）のラーモア周波数に等しい周波数を有するＭＲ信号を受信するよう同調されるように選定される。ＰＩＮダイオードとし得る第１のダイオードＤ１及び第２のダイオードＤ２は静電容量として作用する。何故なら、ＭＲ信号の受信によって誘起される電圧は低いため、これらダイオードは導通し始めないからである。並列キャパシタＣｐの容量は、故に、ダイオードＤ１、Ｄ２の静電容量を考慮に入れて選定される。
【００３５】
特にＲＦパルス（Ｂ１磁場）の生成中に如何なるＭＲ信号も受信されないとき、ＡＣ／ＲＦ制御信号がケーブル端子Ｔｃａ１、Ｔｃａ２に供給される。ＡＣ／ＲＦ制御信号の振幅は、ダイオードＤ１及びＤ２が交互に導通状態（順バイアス）に駆動されて例えば１Ω程度の（非常に）低いインピーダンスを提供するよう選定される。その結果、並列キャパシタＣｐが短絡されることにより、ＭＲ受信回路、すなわち、同調回路２０及びコイルＬが離調される。故に、この回路によって信号は受信されない。
【００３６】
空間を節減するためにダイオードＤ１、Ｄ２の一方は省略されてもよい。しかしながら、ダイオードＤ１、Ｄ２の一方を省略することは、この離調方法の有効性を低下させ得る。
【００３７】
図５は、第１及び第２のケーブル端子Ｔｃａ１、Ｔｃａ２と、第１及び第２のコイル端子Ｔｃｏ１、Ｔｃｏ２とを有するＡＣ制御可能な同調回路２０の第２実施形態を示している。第１及び第２のコイル端子Ｔｃｏ１、Ｔｃｏ２と直列に、直列キャパシタＣｓが接続される。第１及び第２のコイル端子Ｔｃｏ１、Ｔｃｏ２と並列に、並列キャパシタＣｐが接続される。並列キャパシタＣｐと並列に、バラクタダイオードＤが接続される。バラクタダイオードＤと直列に、抵抗Ｒと同調キャパシタＣＴとの並列接続が接続される。コイルＬが、第１及び第２のコイル端子Ｔｃｏ１、Ｔｃｏ２に接続されるように例示されている。なお、第２のケーブル端子Ｔｃａ２及び第２のコイル端子Ｔｃｏ２は１つの端子として形成されてもよい。
【００３８】
バラクタダイオードＤは、順バイアス電圧下のダイオードとして、すなわち、導通したダイオードとして動作すると考えられる。しかしながら、バラクタダイオードに逆バイアス電圧が印加されるとき、バラクタダイオードＤは逆バイアス電圧の増大に伴って容量が低下するキャパシタとして機能する。
【００３９】
ＡＣ／ＲＦ制御信号がケーブル端子Ｔｃａ１、Ｔｃａ２に供給されるとき、ＡＣ制御信号の正のローブ（lobe）はバラクタダイオードDを順バイアス状態に置き、同調キャパシタＣＴに電流が流れることを可能にする。この電流は同調キャパシタＣＴを充電する。ＡＣ／ＲＦ制御信号の負のローブはバラクタDを逆バイアス状態に置き、同調キャパシタＣＴが放電されることを防止する。故に、バラクタダイオードＤは同調キャパシタＣＴを充電するよう、ＡＣ／ＲＦ制御信号の整流器として効果的に動作する。充電された同調キャパシタＣＴは、コイルＬを介してバラクタダイオードＤにかかるＤＣ電圧を生成し、バラクタダイオードＤを逆バイアス状態に置く。バラクタダイオードＤにかかる逆バイアス電圧は、バラクタダイオードＤの静電容量を決定する。例えば、同調キャパシタＣＴを充電することにより生成されるＤＣ電圧の増大は、バラクタダイオードＤの静電容量を低下させ、受信回路、すなわち、同調回路２０及び受信コイルＬを一層高い周波数に同調させる。ＡＣ／ＲＦ制御信号供給されないとき、同調キャパシタＣＴが抵抗Ｒを介して放電することにより、同調回路２０は、コイルＬ、並列キャパシタＣｐ及び直列キャパシタＣｓによって決定される基本周波数へと戻る。
【００４０】
なお、図５に従った実施形態は、受信回路を離調するために用いられてもよいが、同様に、受信回路をＭＲ周波数に同調するために用いられてもよい。そのため、ＡＣ／ＲＦ制御信号はＭＲ信号の受信中に同調回路２０に供給されてもよい。
【００４１】
同調のため、同調キャパシタＣＴは上述のようにバラクタダイオードＤの静電容量を制御するために充電される。同調キャパシタＣＴは、ＤＣ電圧
ＵＤＣ＝ＵＣ，ＰＰ／２−ＵＦ        （式２）
に充電される。ただし、ＵＤＣは同調キャパシタＣＴにかかるＤＣ電圧であり、ＵＣ，ＰＰは同調キャパシタＣＴにかかるＡＣ制御信号のピークピーク電圧であり、ＵＦはバラクタダイオードＤの順バイアス電圧である。故に、ＡＣ制御信号のピークピーク電圧ＵＣ，ＰＰを制御することにより、受信回路の同調周波数が制御され得る。
【００４２】
一実施形態において、同調キャパシタＣＴの容量は、バラクタダイオードＤ及び同調キャパシタＣＴの総容量が有意に変化し得るように選定される。そのため、同調キャパシタＣＴの容量はバラクタダイオードＤの静電容量に対して比較的大きく選定される。バラクタダイオードＤは５ｐＦ−１００ｐＦ程度の静電容量を示し得るので、同調キャパシタＣＴの容量は例えば１ｎＦに選定され得る。なお、同調キャパシタＣＴの大きい容量は長い充電時間をもたらす。１ｎＦの容量を有するよう同調キャパシタＣＴを選定することは、約１ｍＡの電流及び約１Ｖの逆バイアス電圧を仮定すると、何μｓといった程度の充電時間をもたらす。故に、この同調は、一般的に用いられるＭＲシーケンスに十分な速さとなる。約１０ｋΩの抵抗値を有するよう抵抗Ｒを選定することにより、放電は約１０μｓで実行され得る。故に、ＡＣ／ＲＦ制御信号がオフに切り換えられるとすぐに、同調回路２０は、一般的に用いられるＭＲシーケンスに十分な速さでその基本周波数に同調する。
【００４３】
一実施形態において、ＡＣ／ＲＦ制御周波数は、コイルＬによって失われる制御電流の量が可能な限り小さくなることを達成するため、ＭＲ信号の周波数より高く選定される。更なる一実施形態において、ＡＣ制御信号は、ＭＲ周波数にほぼ等しい制御周波数ｆｃで開始してもよい。同調且つ／或いは離調回路２０の共鳴周波数が制御周波数ｆｃにほぼ等しいとき、誘起される共鳴は同調キャパシタＣＴの充電を促進させ得る。更なる一実施形態において、制御周波数ｆｃは、共鳴効果を実質的に最適に利用できるよう、同調且つ／或いは離調回路２０の共鳴周波数の増大に伴って徐々に増大されてもよい。なお、そのような実施形態においては、式１の条件を満たすことが困難であり得る。しかしながら、通常、コイルＬを含む同調且つ／或いは離調回路２０の帯域幅はＲＦ励起に用いられる帯域幅より遥かに広いため、制御周波数ｆｃが当初、ＲＦ励起に用いられる帯域幅の外側でＭＲラーモア周波数より僅かに高く選定されたとしても、依然として、コイルＬを含む同調且つ／或いは離調回路２０の帯域幅内である。
【００４４】
図６は、第１及び第２のケーブル端子Ｔｃａ１、Ｔｃａ２と、第１及び第２のコイル端子Ｔｃｏ１、Ｔｃｏ２とを有するＡＣ／ＲＦ制御可能な同調且つ／或いは離調回路２０の第３実施形態を示している。第１及び第２のコイル端子Ｔｃｏ１、Ｔｃｏ２と直列に、バラクタダイオードＤが接続される。バラクタダイオードＤ並びに第１及び第２のコイル端子Ｔｃｏ１、Ｔｃｏ２と並列に、並列キャパシタＣｐが接続される。並列キャパシタＣｐと並列に、抵抗Ｒが接続される。コイルＬが、第１及び第２のコイル端子Ｔｃｏ１、Ｔｃｏ２に接続されるように例示されている。なお、第２のケーブル端子Ｔｃａ２及び第２のコイル端子Ｔｃｏ２は１つの端子として形成されてもよい。
【００４５】
図６に示した第３実施形態において、同調且つ／或いは離調回路２０は、図５に示した第２実施形態のようにＭＲ信号の受信（収集）中に調整可能であるように構成される。このようなＭＲ信号受信中の調整は、例えば介入撮像用の拡張可能（expandable）コイル等のフレキシブルコイルＬを同調するために有利に用いられ得る。拡張可能コイルの拡張により、コイルのインダクタンスが変化する。このインダクタンス変化は受信回路、すなわち、同調且つ／或いは離調回路２０及びコイルLの共鳴周波数、故に同調周波数を変化させる。高いＳＮＲで信号を受信するためには、同調周波数はＭＲ信号の周波数に実質的に等しくされるべきである。故に、受信回路は、好適なＡＣ制御信号をケーブル端子Ｔｃａ１、Ｔｃａ２に供給することにより、ＭＲ周波数に（再）同調されてもよい。
【００４６】
コイルＬのインダクタンスの変化と均衡させるよう、コイルと直列に、可変容量を有するキャパシタが接続される。図６に従った実施形態においては、このキャパシタはバラクタダイオードＤとして具現化されており、バラクタダイオードＤは上述のように、逆バイアスにおいて、逆バイアス電圧の関数として変化可能な容量を有するキャパシタとしての役割を果たす。コイルＬとバラクタＤとの直列接続と並列に、並列キャパシタＣｐが接続される。動作時、バラクタＤは、図５の実施形態と同様に、並列キャパシタＣｐを充電するためのＡＣ／ＲＦ制御信号の整流器として作用する。充電された並列キャパシタＣｐのＤＣ電圧は、バラクタダイオードＤを逆バイアス状態に置き、バラクタダイオードＤの静電容量を制御する。故に、上述のように、ＡＣ／ＲＦ制御信号の振幅を制御することにより、バラクタダイオードＤの静電容量が制御され、受信回路が同調される。同様に、受信回路は離調されてもよい。すなわち、受信回路は、特にＲＦパルス（Ｂ１磁場）の周波数であるＭＲ周波数とは有意に異なる周波数に調整されてもよい。
【００４７】
抵抗Ｒは、並列キャパシタＣｐ及びバラクタダイオードＤを放電させるために設けられている。並列キャパシタＣｐ及びバラクタダイオードＤは約１００ｐＦの総容量を有し得る。故に、この容量値を放電するために約１００μｓの時定数が達成されるよう、抵抗Ｒは約１ＭΩの抵抗値を有し得る。この抵抗Ｒは、受信回路の品質係数を実質的に低下させることなく、コイルＬに並列接続され得る。
【００４８】
本発明の詳細な実施形態を開示したが、理解されるように、開示した実施形態は本発明の単なる例示であり、本発明は様々な形態で具現化され得る。故に、ここで開示した具体的な構造上の詳細及び機能上の詳細は、限定的なものとしてではなく、請求項の根拠として、そして当業者は事実上如何なる適切に詳細にされた構造にも本発明を採用し得ることを教示するための代表的なものとして解釈されるべきである。また、特定の複数の手段が互いに異なる従属請求項に列挙されているという単なる事実は、これらの手段の組み合わせが有利に使用され得ないということを指し示すものではない。
【００４９】
さらに、ここで用いた用語及び言い回しは限定的なものではなく、むしろ、本発明の理解可能な説明を提供するためのものである。用語“或る”（“ａ”又は“ａｎ”）は、ここでは、１つ又は１つより多いものとして定義される。用語“他の１つ”は、ここでは、少なくとも第２の又は第３以降のものであるとして定義される。用語“含む”及び／又は“持つ”は、ここでは、有する（すなわち、オープンな言葉）として定義される。用語“結合される”は、ここでは、必ずしも直接的にではなく、また必ずしも配線によってではなく、接続されることとして定義される。
【図１】
2010517595.tif 000003
【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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【手続補正書】
【提出日】平成21年2月17日(2009.2.17)
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、特にＭＲ周波数に対して同調且つ／或いは離調されることが可能な少なくとも１つのＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムを有し、且つ該ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムをＭＲ受信器と電気的に接続する伝送線を更に有するＭＲ受信コイル装置に関する。本発明は、特に、ＭＲ撮像／検査システム又は装置（ＭＲＩシステム）の検査領域内にＭＲＩシステムの全身コイルシステムのように固定的に（あるいは取り外せないように）取り付けられるように或いは組み込まれるように設けられていない、例えば、カテーテルのような介入あるいは侵襲装置、又は例えば関心領域を検査するために検査対象の表面上に配置される（特にフレキシブルな）パッドの形態をした表面コイル、又は関心ボリュームを囲んで検査するバードケージコイルのような体積コイル等のような、可動式のＭＲ受信コイル装置に関する。最後に、本発明はこのようなＭＲ受信コイル装置を有するＭＲ撮像／検査システム（ＭＲＩシステム）に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲ撮像システムは、患者の検査及び／又は治療に使用され得る。検査される体組織の核スピンが、不変の主磁場（Ｂ０磁場）によって整列され、ＲＦパルス（Ｂ１磁場）によって励起される。励起により、核スピンは主磁場（Ｂ０磁場）の向きの周りでフリップ角に進む。核スピンは更に、位置特定のために傾斜磁場に晒される。励起の後、核スピンは緩和して主磁場（Ｂ０磁場）に整列する。発せられた緩和信号、以下ではＭＲ信号と呼ぶ、は好適なＭＲ受信コイル装置及びＭＲ受信器によって受信され、受信されたＭＲ信号から既知のようにして１次元、２次元又は３次元の検査対象画像を形成するよう、ＭＲ信号処理システムによって処理される。
【０００３】
基本的に、ＭＲ検査／撮像システム（ＭＲＩシステム）は２つの型に区別することができる。第１の型は、Ｃアームの両端間に位置する検査領域内に患者が導入される所謂オープンＭＲシステム（縦型システム）である。検査又は治療の間に実質的に全ての側から患者にアクセス可能である。第２の型は、患者が導入される水平方向に延在すチューブ状（円筒形）の検査空間を有するＭＲシステムである。
【０００４】
ＲＦパルスの送信及び／又は緩和（ＭＲ）信号の受信のためＲＦ／ＭＲコイル又はコイルシステムが設けられる。実質的に患者の全身を撮像する全身コイルのようなＭＲ撮像装置に取り外しできないように組み込まれたＲＦ／ＭＲコイルシステムに加え、例えば検査対象の特定領域の付近又は内部のスリーブ又はパッドとして屈曲可能に配置されることが可能なＭＲ表面コイルのような、上述の可動式のＭＲ受信コイル装置が使用され得る。
【０００５】
また、例えばＭＲ撮像中に組織の標本を採取するため等に、患者内に導入される例えばカテーテル又はその他の侵襲装置のような、介入装置の形態の可動式のＭＲ受信コイル装置が設けられる。このような介入装置は、例えば共振器などの少なくとも１つのＭＲ受信コイル（又はコイル素子）を有する。ＭＲ受信コイルは、形成される画像内での位置特定、すなわち、カテーテルの追跡のため、あるいは侵襲装置の周りの局所的な領域内の組織の撮像のため、装置（特にカテーテル）の先端の領域に配置され得る。ＭＲ受信コイル（又はコイル素子）を有する侵襲装置は、高い信号対雑音比（ＳＮＲ）で撮像することにより、非常にロバストで高速な動的カテーテル追跡、及び／又はＭＲ受信コイルの周りの局所的な領域内での非常に高いＳＮＲでの血管撮像を可能にするために用いられ得る。
【０００６】
このような可動式のＭＲ受信コイルは、一般的に、ＭＲ緩和信号の受信段階中に共鳴しやすくされる。しかしながら、全身ＲＦコイルシステムを用いたＲＦパルスを送信することによる励起段階において、ＭＲ受信コイルがＲＦパルスの周波数又はその付近の周波数で共鳴しやすい場合、ＭＲ受信コイルの付近の領域で磁場が不均一になる。これは、ＭＲ受信コイルの感度領域内での、組織の核スピンのフリップ角の不均一な空間分布のためである。このような不定のフリップ角は、大規模な画像アーチファクト及び劣った信号対雑音比（ＳＮＲ）をもたらす。故に、ＲＦパルスの送信中、全身ＲＦコイルシステムのＲＦ励起場の均一性を維持するため、（可動式の）ＭＲ受信コイルは一時的に離調（デチューン）されるべきである。
【０００７】
特許文献１は、データ収集時に第１の範囲内でＲＦ信号の検出及び放出を行うＭＲ撮像システム内の装置の共鳴回路の無線デチューニングを開示している。この装置は更に、共鳴回路と電気的に連通した光電部、及び光電部を複数のモードで動作させるよう制御する手段を有する。また、光電部がそれらモード群の１つで動作するとき、共鳴回路の電気的部分は第１の範囲内のＲＦ信号に対して感度を有さないようにされる。
【０００８】
特許文献２は、ＭＲ撮像又はＸ線フルオロスコピーの下で磁気定位固定によって標的組織に誘導される薬物送達装置の形態をしたカテーテルを開示している。このカテーテルは、各々のリード線を用いて電子回路に接続された第１及び第２のマイクロコイルを有する。電子回路は更なるリード線によってカテーテル外部の制御手段及び／又は電源に接続される。マイクロコイルは撮像と、カテーテルの位置、特にカテーテルの遠位端又は薬物送達地点の位置に関して最適化される。マイクロコイルと画像励起に使用される体積コイルとの間の相互結合を最小化するため、ＲＦ励起中にマイクロコイルが体積コイルに見えないよう、マイクロコイルの共鳴周波数を送信ＲＦ周波数から離調するデカップリング回路が設けられる。
【０００９】
特許文献３は、必要に応じてＭＲ装置に接続されることが可能であり、且つ動作中のコイルが非活性化されるコイルによって悪影響を受けることを防止するため、その他の（動作中の）局部コイルによる送信及び受信中に局部コイルが非活性化される場合にＭＲ装置から提供されるＤＣ制御信号によって動的に離調されることが可能な、複数の局部コイルを有するＭＲ受信コイル装置を開示している。しかしながら、一部の局部コイルがＭＲ装置に接続されていない場合、この非活性化は不可能である。特にＭＲ信号の受信の場合にこのような接続されていない局部コイルが動作中のコイルに悪影響を及ぼすことを防止するため、並列共振回路によって局部コイルを離調する受動離調回路が局部コイルの位置に設けられる。
【００１０】
非特許文献１において、異なる導電体、ループ寸法、複数レイヤの複数ループ構造を有する平面ＲＦコイルが、効率に関してシミュレーションされ比較されている。また、シミュレーションによるものと実験によるものとの間での、同調・マッチングキャパシタの比較が開示されている。
【００１１】
特許文献４は、外部への如何なる接続リードをも有しないマイクロコイルが、検査対象内でカテーテルの位置を特定するために、特にカテーテルの先端部に使用されるＭＲ方法及びＭＲ装置を開示している。このマイクロコイルはＭＲ周波数に同調され、ＲＦ送信中の磁場の局所変化に影響を及ぼす。また、受信されたＭＲ信号は、生成されたＭＲ画像内でこれらの局所変化が視認可能なように処理される。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１２】
【特許文献１】米国特許出願公開第２００４／０１２４８３８号明細書
【特許文献２】米国特許第７０４８７１６号明細書
【特許文献３】独国特許出願公開第１００５１１５５号明細書
【特許文献４】欧州特許出願公開第０９２８９７２号明細書
【非特許文献】
【００１３】
【非特許文献１】「Optimization  of  Endoluminal  Loop  RF  Coils  for  Gastrointestinal  Wall  MR  Imaging」、IEEE  Sensors  Journal、第4巻、第1号、2004年2月
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１４】
一方で、上述のような可動式のＭＲ受信コイル装置内での共鳴回路の無線デチューニングは、全ての動作条件の下で十分に信頼できるものではないことが明らかになった。また、配線接続又はケーブル接続を介した同調／離調の欠点は、配線接続又はケーブル接続が配線上の定在波のために送信ＲＦパルスによって加熱されることである。何故なら、配線は通常、特にはＭＲＩシステムの検査領域内であるＲＦ励起場内へ、そしてそれを通って導かれなければならないからである。この加熱はＭＲ受信コイル装置の特定部分の損傷をもたらし得るものであり、また、加熱された配線によって患者が傷つけられ得る。
【００１５】
本発明は、無線接続又は配線接続の上述の欠点又は危険性を生じさせることのない、同調可能且つ/或いは離調可能な、背景技術にて規定したようなＭＲ受信コイル装置を提供することを１つの目的とする。
【００１６】
また、本発明は、ＲＦパルスの送信モードにおいて、ＭＲ受信コイル装置、特に該ＭＲ受信コイル装置のＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステム、の局所的な感度範囲又は領域内で不均一なＲＦ磁場分布を実質的に生じさせることなく、検査領域内のＭＲ受信コイル装置を用いて動作可能なＭＲ撮像／検査システム（ＭＲＩシステム）を提供することを１つの目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１７】
上記課題は、請求項１に従って、特にＭＲ周波数に対して同調且つ／或いは離調されることが可能な少なくとも１つのＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムを有し、且つ該ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムをＭＲ受信器と電気的に接続する伝送線を更に有するＭＲ受信コイル装置であって、伝送線はＲＦセーフ伝送線であり、ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムを同調且つ／或いは離調するようＲＦ制御信号よって制御される同調且つ／或いは離調回路が設けられ、ＲＦ制御信号は、当該ＲＦ制御信号が伝送線上で同調且つ／或いは離調回路に伝送されることが可能な周波数を有する、ＭＲ受信コイル装置によって解決される。
【００１８】
全体的に、同調回路を頻繁に参照する。同調は、受信コイルを或る特定の周波数に同調することとして理解される。故に、同調は、ＲＦのＭＲ（緩和）信号を受信するためにＭＲ周波数に同調することであり得る。しかしながら、同調は同様に、技術的に離調としても知られる、例えばＲＦパルスの送信中に、ＭＲ周波数のＲＦ信号を受信しないように他の周波数に同調することであってもよい。
【００１９】
請求項１に従った解決策は、ＭＲ受信器コイルの同調及び／又は離調を制御するために、無線接続より信頼性の高いケーブル接続が提供されるという利点を有する。ＲＦセーフ（安全）伝送線を設けることにより、検査領域内を走る配線のＲＦ加熱に関する問題及び危険性が回避され、制御信号の伝送を可能にするため、制御信号は好ましくはＲＦセーフ伝送線の帯域幅内の周波数を有するＲＦ制御信号にされる。
【００２０】
ＲＦセーフ伝送線（safe  transmission  line；ＳＴＬ）は従来から知られており、例えば、ＤＣ信号を伝送することには使用され得ないように配線セグメント群が例えば変圧器による誘導結合を介して相互に接続されたセグメント化伝送線である。
【００２１】
従属請求項により、本発明の利点及び典型的な実施形態が開示される。
【００２２】
請求項２に従った実施形態は、受信されたＭＲ信号をＭＲ受信コイルからＭＲ受信器に伝送すること、及びＲＦ制御信号をＭＲ受信コイルに伝送することに、１つの（共通）伝送線のみが必要とされるという利点を有する。
【００２３】
請求項２に従った共通伝送線の場合、請求項３に従った２方向分岐は、双方の信号間の干渉又は擾乱が回避されるという利点を有する。この分岐は、ＭＲ受信器の入力及びＲＦ制御信号を生成するＲＦ送信器の出力の位置の適切なフィルタによって、サーキュレータによって、あるいはその他の適当な装置によって実現され得る。
【００２４】
請求項４に従った実施形態は、ＲＦ制御信号の（選択可能な）振幅によって制御されることが可能な同調且つ／或いは離調回路が、比較的単純に実現され得るという利点を有する。
【００２５】
請求項５に従った実施形態は、請求項４に従った実施形態と組み合わさって、ＭＲ受信コイルの非常に単純な同調及び／又は離調を可能にする。
【００２６】
従属請求項６−８は、有利な同調且つ／或いは離調回路に向けたものであり、請求項８に従った実施形態は、ＭＲ信号の受信中に、折り曲げ可能な、あるいは拡張可能なＭＲコイルにも使用され得るという更なる利点を有する。
【００２７】
従属請求項９は、ＭＲ受信コイル装置の好適実施形態に向けたものであり、請求項１０は、本発明に従ったＭＲ受信コイル装置を有するＭＲ撮像システムに向けたものである。
【００２８】
認識されるように、本発明の特徴は、添付の請求項により規定される本発明の範囲を逸脱することなく、如何なる組み合わせで組み合わされてもよい。
【００２９】
図面を参照して与えられる以下の本発明の好適且つ典型的な実施形態の説明により、本発明の更なる詳細及び効果が明らかになる。
【図面の簡単な説明】
【００３０】
【図１】ＭＲ撮像／検査システムを概略的に示す図である。
【図２】介入装置を概略的に示す図である。
【図３】変圧器に基づく伝送ケーブル又は伝送線の伝達特性を示すグラフである。
【図４】本発明に従ったＡＣ制御される同調且つ／或いは離調回路の第１実施形態を概略的に示す図である。
【図５】本発明に従ったＡＣ制御される同調且つ／或いは離調回路の第２実施形態を概略的に示す図である。
【図６】本発明に従ったＡＣ制御される同調且つ／或いは離調回路の第３実施形態を概略的に示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００３１】
図面において、同様の要素は同様の参照符号によって参照される。図１は、患者Ｐが配置されている検査領域１を定めるＭＲ撮像システムを示している。ＭＲ撮像システムは、検査領域１内に患者Ｐの体組織の核スピンを整列させる実質的に均一な磁場（Ｂ０磁場）を生成する磁石２、３を有する。なお、磁石２、３は、上述のように、Ｃ字型磁石の両端であってもよいし、チューブ状の検査領域１を定め、患者Ｐを実質的に取り囲む円筒形の磁石であってもよい。また、ＭＲ撮像システムは、整列された核スピンを励起するためのＲＦ励起パルス（Ｂ１磁場）を送信するＲＦ送信構造４を有する。ＲＦパルスによる励起後の緩和中に核スピンによって送信されるＲＦ緩和信号を受信するため、ＲＦ受信構造５が設けられている。ＲＦ送信構造４及びＲＦ受信構造５は、送信及び受信の双方に使用される同一構造であってもよい。
【００３２】
図示した実施形態において、例えばカテーテル等の介入装置６の形態をした可動式のＭＲ受信コイル装置は、例えば、局所的なＲＦ緩和信号の受信のための受信構造を備えている。このような介入装置６は、ディスプレー上での可視化によって介入装置６の追跡を可能にするため、且つ／或いは例えば血管壁などの体組織の小さい部分を高いＳＮＲで詳細に撮像するため、少なくとも１つのＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムの形態の受信構造を備えている。受信された信号を介入装置６からＭＲ受信器（図１には図示しない）へと伝送するため、通常、伝送線又は伝送ケーブル７がＭＲ受信コイル装置の一部として設けられる。
【００３３】
図２は、介入装置６とその接続とを更に詳細に例示している。介入装置６は、ＭＲ受信コイル９、及び同調且つ／或いは離調回路８を有する。受信ＭＲ信号１２Ａ、１２Ｂは伝送ケーブル７上でＭＲ受信器１０へと伝送される。実際には、伝送ケーブル７は部分的あるいは全体的に介入装置６に組み込まれていてもよい。受信コイル９によるＲＦパルス（Ｂ１磁場）送信中の信号受信を防止するため、同調且つ／或いは離調回路８は、制御信号１３Ａ、１３Ｂに応答して受信構造８、９をＭＲ周波数（ラーモア周波数）から離調するよう構成される。制御信号１３Ａ、１３Ｂは、制御信号送信器１１によって生成される。ＭＲ信号１２Ａ、１２Ｂと制御信号１３Ａ、１３Ｂとの双方が伝送ケーブル７上で伝送される。
【００３４】
本発明に従って、制御信号１３Ａ、１３ＢはＡＣ制御信号である。特に、伝送ケーブル７は、上述の伝送ケーブル７のＲＦ加熱を防止するため、変圧器に基づく伝送ケーブルとしてもよい。その場合、同調装置８にＤＣ制御信号を供給することはできず、ＡＣ（ＲＦ）制御信号が有利に用いられる。
【００３５】
図３は、変圧器に基づく伝送ケーブルの一実施形態の伝達特性を示している。横軸は信号周波数ｆ（ＭＨｚ）を表し、縦軸はケーブル全体を伝送された信号の信号減衰ＳをｄＢで表している。図３において、シミュレーショングラフ１５はシミュレーションによって得られた伝達関数を例示している。測定グラフ１６は測定された伝達関数を例示している。測定された伝達関数から、すなわち、測定グラフ１６から、ケーブルは約３０ＭＨｚ（約５５ＭＨｚ−約８５ＭＨｚ）の帯域幅を示すことが見て取れる。ＭＲシステムは一般的に、６３．８７ＭＨｚのラーモア周波数を有する１．５Ｔの磁場において水素分子を撮像するよう用いられる。故に、この変圧器に基づく伝送ケーブル７は、ＭＲ信号周波数がケーブルの帯域幅内にあるので、そのようなＭＲシステムでの使用に適している。また、変圧器に基づく伝送ケーブルは、ＭＲ信号周波数で最小の減衰を有するよう設計されてもよい。
【００３６】
さらに、ケーブル７は該ケーブルの帯域幅内の如何なるその他のＡＣ信号を伝送することにも適している。例えば、ケーブルを伝送されるＡＣ制御信号は、６３．８７ＭＨｚのラーモア周波数より高く且つ８５ＭＨｚより低い周波数を有してもよい。一実施形態において、ＡＣ制御信号の周波数は、
ｆｃ≠（１−ｎ）／ｍ・ｆ０        （式１）
が満たされるよう選定される。ただし、ｆｃは制御周波数であり、ｆ０はラーモア周波数であり、ｎは任意の整数値であり、ｍはゼロ以外の任意の整数値である。式１の条件が満たされる場合、例えばダイオード等の非線形素子によって引き起こされるＡＣ制御信号の如何なる周波数変換も、ラーモア周波数のＭＲ信号及び／又はＲＦパルスと干渉しない。好ましくは、この目的のため、ＲＦ制御信号は条件｜ｆｃ−ｆ０｜ｎ≠ｆ０を満たす周波数ｆｃで与えられる。
【００３７】
図２を再び参照するに、ＭＲ受信器１０及び制御信号送信器１１を伝送ケーブル７に結合する２方向分岐１４が設けられている。この２方向分岐１４は、制御周波数とＭＲ周波数とが約２０％を超えて異ならない場合、好適なフィルタ回路によって構築されてもよいし、サーキュレータによって構築されてもよい。一実施形態において、制御信号送信器１１は、ＲＦパルス（Ｂ１磁場）発生器に接続された信号変換器によって構築され得る。
【００３８】
図４は、第１及び第２のケーブル端子Ｔｃａ１、Ｔｃａ２と、第１及び第２のＭＲ受信コイル端子Ｔｃｏ１、Ｔｃｏ２とを有するＡＣ（ＲＦ）制御可能な同調且つ／或いは離調回路２０の第１実施形態を示している。第１及び第２のコイル端子Ｔｃｏ１、Ｔｃｏ２と直列に、直列キャパシタＣｓが接続される。第１及び第２のコイル端子Ｔｃｏ１、Ｔｃｏ２と並列に、並列キャパシタＣｐが接続される。並列キャパシタＣｐと並列に、第１のダイオードＤ１及び第２のダイオードＤ２が接続される。第１のダイオードＤ１及び第２のダイオードＤ２は逆並列に接続される。ＭＲ受信コイルＬが、第１及び第２のコイル端子Ｔｃｏ１、Ｔｃｏ２に接続されるように例示されている。なお、第２のケーブル端子Ｔｃａ２及び第２のコイル端子Ｔｃｏ２は１つの端子として形成されてもよい。
【００３９】
コイルＬによるＭＲ信号の受信中、ＭＲ信号はケーブル端子Ｔｃａ１、Ｔｃａ２に伝送される。ＭＲ信号をＭＲ受信器に伝送するよう、好適なケーブルがケーブル端子Ｔｃａ１、Ｔｃａ２に接続され、更にＭＲ受信器に接続される。そして、直列キャパシタＣｓの容量及び並列キャパシタＣｐの容量は、コイルＬを含む回路が例えば６３．８７ＭＨｚ（水素；Ｂ０＝１．５Ｔ）のラーモア周波数に等しい周波数を有するＭＲ信号を受信するよう同調されるように選定される。ＰＩＮダイオードとし得る第１のダイオードＤ１及び第２のダイオードＤ２は静電容量として作用する。何故なら、ＭＲ信号の受信によって誘起される電圧は低いため、これらダイオードは導通し始めないからである。並列キャパシタＣｐの容量は、故に、ダイオードＤ１、Ｄ２の静電容量を考慮に入れて選定される。
【００４０】
特にＲＦパルス（Ｂ１磁場）の生成中に如何なるＭＲ信号も受信されないとき、ＡＣ／ＲＦ制御信号がケーブル端子Ｔｃａ１、Ｔｃａ２に供給される。ＡＣ／ＲＦ制御信号の振幅は、ダイオードＤ１及びＤ２が交互に導通状態（順バイアス）に駆動されて例えば１Ω程度の（非常に）低いインピーダンスを提供するよう選定される。その結果、並列キャパシタＣｐが短絡されることにより、ＭＲ受信回路、すなわち、同調回路２０及びコイルＬが離調される。故に、この回路によって信号は受信されない。
【００４１】
空間を節減するためにダイオードＤ１、Ｄ２の一方は省略されてもよい。しかしながら、ダイオードＤ１、Ｄ２の一方を省略することは、この離調方法の有効性を低下させ得る。
【００４２】
図５は、第１及び第２のケーブル端子Ｔｃａ１、Ｔｃａ２と、第１及び第２のコイル端子Ｔｃｏ１、Ｔｃｏ２とを有するＡＣ制御可能な同調回路２０の第２実施形態を示している。第１及び第２のコイル端子Ｔｃｏ１、Ｔｃｏ２と直列に、直列キャパシタＣｓが接続される。第１及び第２のコイル端子Ｔｃｏ１、Ｔｃｏ２と並列に、並列キャパシタＣｐが接続される。並列キャパシタＣｐと並列に、バラクタダイオードＤが接続される。バラクタダイオードＤと直列に、抵抗Ｒと同調キャパシタＣＴとの並列接続が接続される。コイルＬが、第１及び第２のコイル端子Ｔｃｏ１、Ｔｃｏ２に接続されるように例示されている。なお、第２のケーブル端子Ｔｃａ２及び第２のコイル端子Ｔｃｏ２は１つの端子として形成されてもよい。
【００４３】
バラクタダイオードＤは、順バイアス電圧下のダイオードとして、すなわち、導通したダイオードとして動作すると考えられる。しかしながら、バラクタダイオードに逆バイアス電圧が印加されるとき、バラクタダイオードＤは逆バイアス電圧の増大に伴って容量が低下するキャパシタとして機能する。
【００４４】
ＡＣ／ＲＦ制御信号がケーブル端子Ｔｃａ１、Ｔｃａ２に供給されるとき、ＡＣ制御信号の正のローブ（lobe）はバラクタダイオードDを順バイアス状態に置き、同調キャパシタＣＴに電流が流れることを可能にする。この電流は同調キャパシタＣＴを充電する。ＡＣ／ＲＦ制御信号の負のローブはバラクタDを逆バイアス状態に置き、同調キャパシタＣＴが放電されることを防止する。故に、バラクタダイオードＤは同調キャパシタＣＴを充電するよう、ＡＣ／ＲＦ制御信号の整流器として効果的に動作する。充電された同調キャパシタＣＴは、コイルＬを介してバラクタダイオードＤにかかるＤＣ電圧を生成し、バラクタダイオードＤを逆バイアス状態に置く。バラクタダイオードＤにかかる逆バイアス電圧は、バラクタダイオードＤの静電容量を決定する。例えば、同調キャパシタＣＴを充電することにより生成されるＤＣ電圧の増大は、バラクタダイオードＤの静電容量を低下させ、受信回路、すなわち、同調回路２０及び受信コイルＬを一層高い周波数に同調させる。ＡＣ／ＲＦ制御信号供給されないとき、同調キャパシタＣＴが抵抗Ｒを介して放電することにより、同調回路２０は、コイルＬ、並列キャパシタＣｐ及び直列キャパシタＣｓによって決定される基本周波数へと戻る。
【００４５】
なお、図５に従った実施形態は、受信回路を離調するために用いられてもよいが、同様に、受信回路をＭＲ周波数に同調するために用いられてもよい。そのため、ＡＣ／ＲＦ制御信号はＭＲ信号の受信中に同調回路２０に供給されてもよい。
【００４６】
同調のため、同調キャパシタＣＴは上述のようにバラクタダイオードＤの静電容量を制御するために充電される。同調キャパシタＣＴは、ＤＣ電圧
ＵＤＣ＝ＵＣ，ＰＰ／２−ＵＦ        （式２）
に充電される。ただし、ＵＤＣは同調キャパシタＣＴにかかるＤＣ電圧であり、ＵＣ，ＰＰは同調キャパシタＣＴにかかるＡＣ制御信号のピークピーク電圧であり、ＵＦはバラクタダイオードＤの順バイアス電圧である。故に、ＡＣ制御信号のピークピーク電圧ＵＣ，ＰＰを制御することにより、受信回路の同調周波数が制御され得る。
【００４７】
一実施形態において、同調キャパシタＣＴの容量は、バラクタダイオードＤ及び同調キャパシタＣＴの総容量が有意に変化し得るように選定される。そのため、同調キャパシタＣＴの容量はバラクタダイオードＤの静電容量に対して比較的大きく選定される。バラクタダイオードＤは５ｐＦ−１００ｐＦ程度の静電容量を示し得るので、同調キャパシタＣＴの容量は例えば１ｎＦに選定され得る。なお、同調キャパシタＣＴの大きい容量は長い充電時間をもたらす。１ｎＦの容量を有するよう同調キャパシタＣＴを選定することは、約１ｍＡの電流及び約１Ｖの逆バイアス電圧を仮定すると、何μｓといった程度の充電時間をもたらす。故に、この同調は、一般的に用いられるＭＲシーケンスに十分な速さとなる。約１０ｋΩの抵抗値を有するよう抵抗Ｒを選定することにより、放電は約１０μｓで実行され得る。故に、ＡＣ／ＲＦ制御信号がオフに切り換えられるとすぐに、同調回路２０は、一般的に用いられるＭＲシーケンスに十分な速さでその基本周波数に同調する。
【００４８】
一実施形態において、ＡＣ／ＲＦ制御周波数は、コイルＬによって失われる制御電流の量が可能な限り小さくなることを達成するため、ＭＲ信号の周波数より高く選定される。更なる一実施形態において、ＡＣ制御信号は、ＭＲ周波数にほぼ等しい制御周波数ｆｃで開始してもよい。同調且つ／或いは離調回路２０の共鳴周波数が制御周波数ｆｃにほぼ等しいとき、誘起される共鳴は同調キャパシタＣＴの充電を促進させ得る。更なる一実施形態において、制御周波数ｆｃは、共鳴効果を実質的に最適に利用できるよう、同調且つ／或いは離調回路２０の共鳴周波数の増大に伴って徐々に増大されてもよい。なお、そのような実施形態においては、式１の条件を満たすことが困難であり得る。しかしながら、通常、コイルＬを含む同調且つ／或いは離調回路２０の帯域幅はＲＦ励起に用いられる帯域幅より遥かに広いため、制御周波数ｆｃが当初、ＲＦ励起に用いられる帯域幅の外側でＭＲラーモア周波数より僅かに高く選定されたとしても、依然として、コイルＬを含む同調且つ／或いは離調回路２０の帯域幅内である。
【００４９】
図６は、第１及び第２のケーブル端子Ｔｃａ１、Ｔｃａ２と、第１及び第２のコイル端子Ｔｃｏ１、Ｔｃｏ２とを有するＡＣ／ＲＦ制御可能な同調且つ／或いは離調回路２０の第３実施形態を示している。第１及び第２のコイル端子Ｔｃｏ１、Ｔｃｏ２と直列に、バラクタダイオードＤが接続される。バラクタダイオードＤ並びに第１及び第２のコイル端子Ｔｃｏ１、Ｔｃｏ２と並列に、並列キャパシタＣｐが接続される。並列キャパシタＣｐと並列に、抵抗Ｒが接続される。コイルＬが、第１及び第２のコイル端子Ｔｃｏ１、Ｔｃｏ２に接続されるように例示されている。なお、第２のケーブル端子Ｔｃａ２及び第２のコイル端子Ｔｃｏ２は１つの端子として形成されてもよい。
【００５０】
図６に示した第３実施形態において、同調且つ／或いは離調回路２０は、図５に示した第２実施形態のようにＭＲ信号の受信（収集）中に調整可能であるように構成される。このようなＭＲ信号受信中の調整は、例えば介入撮像用の拡張可能（expandable）コイル等のフレキシブルコイルＬを同調するために有利に用いられ得る。拡張可能コイルの拡張により、コイルのインダクタンスが変化する。このインダクタンス変化は受信回路、すなわち、同調且つ／或いは離調回路２０及びコイルLの共鳴周波数、故に同調周波数を変化させる。高いＳＮＲで信号を受信するためには、同調周波数はＭＲ信号の周波数に実質的に等しくされるべきである。故に、受信回路は、好適なＡＣ制御信号をケーブル端子Ｔｃａ１、Ｔｃａ２に供給することにより、ＭＲ周波数に（再）同調されてもよい。
【００５１】
コイルＬのインダクタンスの変化と均衡させるよう、コイルと直列に、可変容量を有するキャパシタが接続される。図６に従った実施形態においては、このキャパシタはバラクタダイオードＤとして具現化されており、バラクタダイオードＤは上述のように、逆バイアスにおいて、逆バイアス電圧の関数として変化可能な容量を有するキャパシタとしての役割を果たす。コイルＬとバラクタＤとの直列接続と並列に、並列キャパシタＣｐが接続される。動作時、バラクタＤは、図５の実施形態と同様に、並列キャパシタＣｐを充電するためのＡＣ／ＲＦ制御信号の整流器として作用する。充電された並列キャパシタＣｐのＤＣ電圧は、バラクタダイオードＤを逆バイアス状態に置き、バラクタダイオードＤの静電容量を制御する。故に、上述のように、ＡＣ／ＲＦ制御信号の振幅を制御することにより、バラクタダイオードＤの静電容量が制御され、受信回路が同調される。同様に、受信回路は離調されてもよい。すなわち、受信回路は、特にＲＦパルス（Ｂ１磁場）の周波数であるＭＲ周波数とは有意に異なる周波数に調整されてもよい。
【００５２】
抵抗Ｒは、並列キャパシタＣｐ及びバラクタダイオードＤを放電させるために設けられている。並列キャパシタＣｐ及びバラクタダイオードＤは約１００ｐＦの総容量を有し得る。故に、この容量値を放電するために約１００μｓの時定数が達成されるよう、抵抗Ｒは約１ＭΩの抵抗値を有し得る。この抵抗Ｒは、受信回路の品質係数を実質的に低下させることなく、コイルＬに並列接続され得る。
【００５３】
本発明の詳細な実施形態を開示したが、理解されるように、開示した実施形態は本発明の単なる例示であり、本発明は様々な形態で具現化され得る。故に、ここで開示した具体的な構造上の詳細及び機能上の詳細は、限定的なものとしてではなく、請求項の根拠として、そして当業者は事実上如何なる適切に詳細にされた構造にも本発明を採用し得ることを教示するための代表的なものとして解釈されるべきである。また、特定の複数の手段が互いに異なる従属請求項に列挙されているという単なる事実は、これらの手段の組み合わせが有利に使用され得ないということを指し示すものではない。
【００５４】
さらに、ここで用いた用語及び言い回しは限定的なものではなく、むしろ、本発明の理解可能な説明を提供するためのものである。用語“或る”（“ａ”又は“ａｎ”）は、ここでは、１つ又は１つより多いものとして定義される。用語“他の１つ”は、ここでは、少なくとも第２の又は第３以降のものであるとして定義される。用語“含む”及び／又は“持つ”は、ここでは、有する（すなわち、オープンな言葉）として定義される。用語“結合される”は、ここでは、必ずしも直接的にではなく、また必ずしも配線によってではなく、接続されることとして定義される。
【手続補正２】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
少なくとも１つのＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムであり、該ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムを、特にＭＲ周波数に対して、ＲＦ制御信号よって同調且つ／或いは離調する同調且つ／或いは離調回路を備えた少なくとも１つのＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムと、
前記ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムをＭＲ受信器と電気的に接続し、且つ前記制御信号を前記ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムに伝送する伝送線と、
を有するＭＲ受信コイル装置であって：
前記伝送線は、ＲＦセーフ伝送線を提供するよう誘導結合を介して相互に接続された配線セグメント群を有し、且つ
前記同調且つ／或いは離調回路は、前記伝送線上で前記同調且つ／或いは離調回路に伝送されることが可能な周波数を有するＲＦ制御信号によって、前記ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムを同調且つ／或いは離調するよう制御可能である、
ことを特徴とするＭＲ受信コイル装置。
【請求項２】
前記伝送線は、前記ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムによって受信されたＭＲ信号を前記ＭＲ受信器に伝送するよう設けられている、請求項１に記載のＭＲ受信コイル装置。
【請求項３】
前記受信されたＭＲ信号を前記伝送線から前記ＭＲ受信器に導き、且つ前記ＭＲ制御信号を前記伝送線に結合する２方向分岐を有する請求項２に記載のＭＲ受信コイル装置。
【請求項４】
前記同調且つ／或いは離調回路は、前記ＭＲ制御信号の振幅に応じた周波数変換によって前記ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムを同調且つ／或いは離調する少なくとも１つの周波数非線形電子素子を有する、請求項１に記載のＭＲ受信コイル装置。
【請求項５】
前記ＭＲ制御信号を選択可能な振幅で生成するＲＦ送信器ユニットを有する請求項４に記載のＭＲ受信コイル装置。
【請求項６】
前記同調且つ／或いは離調回路は１つのダイオード又は２つの逆並列ダイオードを有し、各ダイオードは、前記ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムに並列接続され、前記ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムは、少なくとも１つの前記ダイオードに該ダイオードが順バイアス状態に駆動されて低インピーダンスを有するような振幅の前記ＲＦ制御信号を印加することによって離調され、前記ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムの共鳴が回路短絡によって離調される、請求項１に記載のＭＲ受信コイル装置。
【請求項７】
前記同調且つ／或いは離調回路は、キャパシタと直列のバラクタダイオードを有し、前記キャパシタ及び前記バラクタダイオードは前記ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムに並列接続され、前記ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムは、前記ＲＦ制御信号の振幅を然るべく選定することによって前記キャパシタを充電且つ／或いは放電して前記バラクタダイオードの静電容量を制御することにより同調且つ／或いは離調される、請求項１に記載のＭＲ受信コイル装置。
【請求項８】
前記同調且つ／或いは離調回路は、前記ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムに直列接続されたバラクタダイオード、及び前記バラクタダイオードと前記ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムとの直列接続に並列接続されたキャパシタとを有し、前記ＭＲ受信コイル、コイル素子又はコイルシステムは、前記ＲＦ制御信号の振幅を然るべく選定することによって前記キャパシタを充電且つ／或いは放電して前記バラクタダイオードの静電容量を制御することにより同調且つ／或いは離調される、請求項１に記載のＭＲ受信コイル装置。
【請求項９】
介入装置若しくは侵襲装置、表面コイル、体積コイル、又は他の可動式ＭＲ受信コイル装置の形態をした請求項１に記載のＭＲ受信コイル装置。
【請求項１０】
請求項１乃至９の何れか一項に記載のＭＲ受信コイル装置を有するＭＲＩシステム。
【国際調査報告】
2010517595.tif 000009
2010517595.tif 000010
2010517595.tif 000011