(57)【要約】本発明は、複数の送信コイル（１１，１２）を有する核磁気共鳴映像のための磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム（１）に関する。それぞれのコイルはコイルドライブ信号（ＳＤ１，ＳＤ２）を受信する。それぞれのコイルドライブ信号は同一形状を有するが、異なる振幅及び位相を有する場合もあり、ユーザー入力情報に加え、メモリ（１０４）内の特徴のある情報に基づいて制御装置（１０３）により制御される。当該制御装置は、結果的に関心体積中でのＢ１磁界全体ができるだけ均一になるように、それぞれの振幅及び位相を設定するよう設計される。
2006508759.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システムであって；
検査すべきオブジェクトを受け入れるオブジェクトスペースと、
主磁界を前記オブジェクトスペースに生成する主磁石システムと、
前記主磁界の勾配を前記オブジェクトスペースに生成する勾配磁石システムと、
前記オブジェクトスペースに近接して位置する複数の送信用のコイルと、
複数の個別のコイルドライブ信号を生成するコイルドライブ回路と、を有し、
前記個別のコイルドライブ信号は実質的に同一の形状を有するよう前記コイルドライブ回路により生成され、
前記磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システムはさらに、それぞれの前記コイルドライブ信号の振幅及び／又は位相を個別に設定できる制御可能手段と、当該制御可能手段を制御する制御装置と、
を有することを特徴とする磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
【請求項２】
前記制御装置が、前記オブジェクトスペースの関心体積を決定し又は選択するユーザー入力信号を受信するため、ユーザー入力を有することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
【請求項３】
前記コイルドライブ回路が、
基準信号を生成する信号生成器と、
複数の前記コイルのそれぞれ１つを駆動する複数のコイルドライブブランチと、を有し、
当該コイルドライブブランチは前記基準信号から生成される入力信号又は前記基準信号と同一の入力信号を受信するため結合されることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
【請求項４】
それぞれの前記コイルドライブブランチが、前記信号生成器の１つの出力に結合する入力を有することを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
【請求項５】
前記コイルドライブ回路はさらに、前記信号生成器の出力に結合する入力を有する基準増幅器を有し、
それぞれの前記コイルドライブブランチは前記基準増幅器の出力の１つに結合する入力を有することを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
【請求項６】
それぞれの前記コイルドライブブランチは制御可能な増幅器を有することを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
【請求項７】
それぞれの前記コイルドライブブランチは制御可能な位相シフト器を有することを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
【請求項８】
前記制御装置は前記制御可能な増幅器及び／又は前記制御可能な位相シフト器を制御するために結合されることを特徴とする請求項６又は７の何れか一項に記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
【請求項９】
前記磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システムはまた、それぞれの前記コイルの磁界特性の情報及び前記オブジェクトスペースのオブジェクトに起因する磁界の歪み情報を記憶するための前記制御装置に使用されるメモリを有することを特徴とする請求項８に記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
【請求項１０】
前記制御装置が、
入力点で前記オブジェクトスペースのオブジェクトタイプ及びオブジェクト部分の選択に関する入力情報を受け、
前記メモリから前記オブジェクトスペースのオブジェクトの磁界歪み特性に加え、個々の前記送信用のコイルの個々の磁界特性を読み、かつ、
前記メモリから読む情報に加え、前記入力点で受ける情報を考慮に入れながら、前記オブジェクト部分に対応する所定の関心体積の全体にわたって均一性の向上した磁界が得られるように、前記制御可能な増幅器の設定及び／又は前記制御可能な位相シフト器の設定を制御すべく、
設計されることを特徴とする請求項９に記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
【請求項１１】
前記制御装置が、
前記関心体積内の位置で、好適には前記関心体積の中心で、磁界全体が局所的に実質的に一定の強度を有するように、前記制御可能な増幅器の設定及び／又は前記制御可能な位相シフト器の設定を制御すべく、
設計されることを特徴とする請求項１０に記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システムに関する。磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システムは、検査オブジェクトを受け入れるオブジェクトスペースと、オブジェクトスペースに主磁界を生成する主磁石システムと、オブジェクトスペースの主磁界の勾配を生成する勾配磁石システムと、オブジェクトスペース付近に位置する複数の送信コイルと、複数の個別のコイルドライブ信号を生成するコイルドライブ回路とを有する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴映像（ＭＲＩ）技術では、検査中の体、例えば人体の陽子スピンが励起される。励起後、スピンは平衡状態に戻り、このプロセス中に各原子核は自由誘導減衰（以下、ＦＩＤと言う。）信号と呼ばれる電磁界を発する。このＦＩＤ信号が受信され、磁気共鳴映像がその信号から生成される。磁気共鳴映像技術はそれ自体がよく知られており、本発明はそのような磁気共鳴映像技術に関するものではなく、ここでは、磁気共鳴映像技術のより詳細な説明を行わない。
【０００３】
磁気共鳴映像技術では、磁界が検査中のオブジェクトに適用される。磁界はいくつかの構成要素を有する。Ｂ０磁界は強い静的磁界であり、スピンを平衡状態に整列させる。Ｂ１磁界は高周波磁界（通常はパルスフィールドである。）であり、スピンを励起させ平衡状態でないようにする。Ｂ１磁界の周波数はアプリケーションに応じ決定される。たいていは無線周波数帯（以下、ＲＦとする。）である。さらに、勾配磁界Ｇｘ，Ｇｙ及びＧｚが適用される。
【０００４】
Ｂ１磁界は、互いに垂直でＢ０磁界方向にも垂直なＸ軸方向及びＹ軸方向の構成要素を有していてもよい。当該Ｂ１Ｘ及びＢ１Ｙ磁界は、特定の所定の相互位相関係を示してもよい。
【０００５】
一般的に認識されているように、Ｂ１磁界は特定の測定体積内で均質または均一であることが好適である。これは、関心体積中の原子核のスピンが磁界によりすべて同程度まで励起されることを意味する。
【０００６】
ＭＲＩシステムは送信手段及び受信手段を有する。送信手段は送信アンテナ又はコイルを有する。検査中の体に適用される磁界を生成するためである。受信手段は受信アンテナ又はコイルを有する。その体の原子核が発信する信号を受信するためである。均一なＢ１磁界の好適さは、均質な送信特性を有する送信アンテナの好適さの意味を含む。さらに、測定の完全性のため、受信アンテナは、関心体積内のすべての原子核と同程度まで敏感であることを意味する、均一な感度特性を有するのが好適である。仮に受信器が不均一な感度特性を有していても、後続の画像処理においてこの特性を補正することがたいてい可能である。しかし、仮に送信アンテナが不均一な感度特性を有するならば、関心体積中の異なる部分が異なる態様で励起されるということに帰結する。励起における相違は、ひいては非線形な均一性からの逸脱によるものとなる。これは、関心体積のいくつかの部分におけるコントラストの喪失に通じる。
【特許文献１】米国特許第６０４９２０６号明細書
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
それゆえ、本発明の一般的な目的はＢ１磁界の均一性を改善した、導入部で説明したようなＭＲＩシステムを提供することである。
【０００８】
この点における複雑化要素は、関心体積内のオブジェクトがＢ１磁界に影響を与えるということである。これは特にヒト組織の場合であり、自身の電気特性による。送信アンテナが理想的な均一特性を有していたとしても、検査中のオブジェクト内の磁界はオブジェクト自体の歪みにより不均一な場合がある。そのような歪みは例えばオブジェクト内の内部共振又はオブジェクトによる吸収作用による場合もある。
【０００９】
吸収作用に対する補正の一般的なアプローチは送信出力の増大である。しかし、検査中のオブジェクトのワット損の増大が明らかに不利な点の１つとなり、人間の患者を検査する場合には特に好適でない。
【００１０】
それゆえ、本発明は、送信出力全体の実質的な増加なしに、好適には送信出力全体の減少さえも伴い、Ｂ１磁界の均一性を向上させることを狙いとする。
【００１１】
均一なＢ１磁界の好適さは既に従来技術においても認識されている。例えば、以前提案された解決法には合成のＲＦパルス又は断熱パルスの使用が含まれる。両アプローチは検査中のオブジェクト内におけるＲＦ損失の実質的な増加を伴う。さらに合成ＲＦは限られた数のパルスタイプ、例えば９０°及び１８０°パルスでのみ使用できる。合成ＲＦパルスは、例えば均一な３０°パルスを提供するといった課題の解決策とはならない。
【００１２】
米国特許第６０４９２０６号明細書は、初期の不均一なＢ１パルス及び付加的なパルスの提供を伴う複雑な方法を説明する。付加的なパルスは、初期Ｂ１パルスを位相変調したものから成り、初期Ｂ１パルスに対する時間依存の位相関係を有する。そのようなアプローチは複雑な上に、特定のパルスタイプ、厳密には９０°及び１８０°パルスのみにしか適さない。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
本発明の目的は、導入部に記載したような、Ｂ１磁界の均一性を比較的単純な手段により改善した磁気共鳴映像システムを提供することにある。
【００１４】
当該目的を達成するために、本発明に従った磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システムは、個々のコイルドライブ信号が実質的に同一の形状を持つようにコイルドライブ回路により生成されることを特徴とする。当該システムはまた、個々の当該各コイルドライブ信号の振幅及び／又は位相を設定できる制御可能手段及び当該制御可能手段を制御する制御装置を有する。本発明に従った磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システムは、送信手段が少なくとも２つの送信アンテナ又はコイルを有する。個々のアンテナは１つの基準信号から生成されるＲＦパルスにより駆動される。ＲＦパルスは、個々の重み係数で重み付けられ、結果として関心体積内のＢ１磁界全体が実質的に均一になるように生成される。
【００１５】
本発明によるこれらの並びに他の特徴、特性及び利点は、図を参照した本発明の後述の記載でさらに説明される。対応する参照番号は対応する又は類似する部分を示すものとする。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１６】
図１は、核磁気共鳴分析（ＮＭＲ）技術による例えば人体の腸の画像の形成に使用される本発明に従ったＭＲＩシステム１の概念図である。ＭＲＩシステム１は検査すべきオブジェクト３を受け入れるオブジェクトスペース２を有する。ＭＲＩシステム１はまた、オブジェクトスペース２に主磁界を形成する主磁石システム、及び、オブジェクトスペース２の主磁界の勾配を形成する勾配磁石システムを有する。主磁石システム及び勾配磁石システムは図１には示されていない。主磁石システム並びに勾配磁石システムの正確な構造及び詳細は本発明に関係しないからである。主磁石システム及び勾配磁石システムは、磁気共鳴映像法の技術の属する分野の当業者に知られ、一般的に使用されるようなものでよい。ＭＲＩシステム１は、以後コイルとして示されるＲＦ磁界生成用にそれぞれ設計された第１送信アンテナ１１及び第２送信アンテナ１２を有する。２つのコイル１１及び１２は、オブジェクトスペース２の相対する側にそれぞれ位置する。オブジェクトスペース２に置かれるオブジェクトは一般的にリファレンス３で示される。このオブジェクトは例えば人体であってもよい。オブジェクト３内のオブジェクト部分は一般的にリファレンス４で示される。このオブジェクト部分は例えばヒト肝臓であってもよい。次の説明では、人間の肝臓の画像を得ることが求められていると仮定し、それゆえオブジェクト部分４により関心体積５は規定される。関心体積５は肝臓が占める体積と原理上同一でよいが、この場合、簡単に参照できるように、関心体積５は肝臓４の体積よりわずかに大きいものとする。
【００１７】
図１はまた、第１コイル１１及び第２コイル１２で生成される局所磁界の強さを示すカーブ２１及び２２を含むグラフをそれぞれ示す。このグラフの水平軸は位置を示し、ＭＲＩシステム１の概念図と一致する。
【００１８】
このグラフのカーブ２１から、第１コイル１１が不均一な磁界を生成することを明確に見て取ることができる。不均一な磁界は、第１コイルの位置に一致する位置で強度が最大を示し、距離が離れるにつれて徐々に減少する。特に、第１コイル１１により生成される磁界は、関心体積５の位置で不均一となる（カーブ２１の２１ａ部分参照。）。
【００１９】
同様に、このグラフのカーブ２２から、第２コイル１２が不均一な磁界を生成することを明確に見て取ることができ、不均一な磁界は第２コイルの位置に一致する位置で強度が最大を示し、距離が離れるにつれて徐々に減少する。特に、第２コイル１２により生成される磁界は、関心体積５の位置で不均一となる（カーブ２２の２２ａ部分参照。）。
【００２０】
この例でカーブ２１及び２２は同質であり好適であるが、そのことは必須でない点に留意すべきである。
【００２１】
コイル１１及び１２で生成されるＢ１磁界全体、例えば、磁界２１及び２２の直接合計は、図１のグラフの２０に示される。最先端技術では、双方のコイル１１及び１２は同一の磁界の強さを生成し、例えば両コイルはカーブ２０に示すように実質的に同一量の出力を受ける。この場合、Ｂ１磁界２０は関心体積５の位置で均一でないことを明確に見て取ることができる（カーブ２０の２０ａ部分を参照。）。
【００２２】
Ｂ１磁界２０はＢ１磁界が実質的に均一なあたりで最小となり、最小点はオブジェクトスペース２内の固定位置となるが、必ずしも関心体積５の位置に対応する必要はない。
【００２３】
図２は、コイルに適用される全体の出力が再配分されている状態をグラフが示すことを除いて図１と類似である。コイルに適用される全体の出力は、第１コイル１１がより多くの出力を受け、第２コイルがより小さな出力を受けるように再配分され、図１のそれぞれのカーブ位置と比較して第１磁界カーブ２１が上昇し、第２磁界カーブ２２が減少して示される。
【００２４】
出力の再配分は出力の全体量が変わらないように行われることもできる。本発明の原理に従って、出力の再配分はＢ１磁界２０が関心体積５の位置でできるだけ均一になるような方法で行われる（カーブ２０の２０ｂ部分を参照。）。
【００２５】
図１及び２の例では、２つのコイル１１及び１２が本発明の原理を示すために使用される点に留意すべきである。しかし、本発明は２つのコイルを使用することに限定されない。実際、コイル数は１より大きい如何なる数であってもよいが、実際には数はそれ程大きいものにはならない。
【００２６】
上述の例では、単に２つのコイル信号の相対的な増幅／減衰の効果が論じられたに過ぎない点にさらに留意すべきである。実際には、観察中のオブジェクト中の磁界伝播速度の違いにより生ずる相対遅れを補正するために、２つのコイル間の相対位相シフトを導入することが適する場合もある。
【実施例】
【００２７】
図３は、ＭＲＩシステム１における上述のコイル駆動方法を実現するコイルドライブ回路１００の実施例を概念的に示す。信号生成器１０１は基準信号ＳＢを生成する。必要ならば、増幅器１０２がこの基準信号ＳＢを増幅する。そのような増幅器は信号生成器１０１内に統合されてもよい。基準の核磁気共鳴（ＮＭＲ）ドライブ信号を生成するそのような信号生成器は一般的に知られており、本発明は従来技術の信号生成器を使用しながら実現できる。そのような生成器の設計をここで、より詳細に論ずる必要はない。さらに、基準のＮＭＲドライブ信号の適切な形状はこの技術分野の当業者に知られており、そのような形状をより詳細に論ずる必要もない。
【００２８】
コイルドライブ回路１００は、複数のコイル１１、１２等を駆動する複数のコイルドライブブランチ１１０、１２０等を有する。この例では、２つのコイル１１及び１２のみが論じられ、それゆえ、２つの対応するコイルドライブブランチ１１０及び１２０のみが示されている。各コイルドライブブランチ１１０、１２０は、付随のメモリ１０４を有する制御装置１０３に制御される、制御可能な増幅器／減衰器１１１、１２１及び制御可能な位相シフト器１１２、１２２の一連配置を有する。図示された例では、位相シフト器は常に増幅器の後方に配置されるが、この順番は反対であってよい。
【００２９】
各コイルドライブブランチ１１０、１２０の入力側（この場合、増幅器／減衰器１１１、１２１の入力）は、増幅器１０２の出力に結合する。各増幅器／減衰器１１１，１２１は、制御装置１０３の制御の下、その入力信号を利得係数Ｇ１、Ｇ２で増幅又は減衰する。増幅信号ＳＢＡ１＝Ｇ１・ＳＢ及びＳＢＡ２＝Ｇ２・ＳＢをそれぞれ供給するためである。各位相シフト器１１２、１２２は、制御装置１０３の制御の下、出力信号ＳＤ１及びＳＤ２をそれぞれ生成する。それらは、実質的に入力信号ＳＢＡ１及びＳＢＡ２とそれぞれ同一であるが遅延δ１、δ２による遅れを伴う。出力信号ＳＤ１及びＳＤ２はコイル１１及び１２にそれぞれ適用される。従って、コイル１１及び１２は次式で示すコイルドライブ信号ＳＤ１、ＳＤ２にそれぞれ駆動される。
【００３０】
ＳＤ１（ｔ＋δ１）＝Ｇ１・ＳＢ（ｔ）
ＳＤ２（ｔ＋δ２）＝Ｇ２・ＳＢ（ｔ）
ここで、ｔは時間を表す。
【００３１】
制御装置１０３は、増幅器／減衰器１１１及び１２１にそれぞれ適用される利得Ｇ１及びＧ２、位相シフト器１１２及び１２２にそれぞれ適用される位相シフトδ１、δ２を制御するよう設計される。それは、当該出力信号ＳＤ１（ｔ＋δ１）＝Ｇ１・ＳＢ（ｔ）及びＳＤ２（ｔ＋δ２）＝Ｇ２・ＳＢ（ｔ）をそれぞれ受信するコイル１１及び１２が磁界寄与２１、２２を生成するような方法で行われる。磁界寄与は、結果として関心体積５での磁界２０全体ができるだけ均一となるように行われる（図２の２２ｂ参照。）。制御装置１０３がそのように動作できるよう、メモリ１０４は、オブジェクトスペース２にあるオブジェクト３による磁界の歪み情報ばかりでなく、各コイル１１、１２の磁界特性情報（図１のカーブ２１、２２を参照。）を有する。制御装置１０３はまた、ユーザー入力１０５を受け入れ、ユーザーがオブジェクト３のオブジェクト部分４の選択を入力できるようにする。例えば、仮にオブジェクト３が人体の場合、ユーザーは例えば肝臓、胃又は他の如何なる臓器をも関心のオブジェクト部分として選択できる。この入力情報及びメモリ１０４内の情報を基に、制御装置１０３は利得Ｇ１、Ｇ２及び位相シフトδ１、δ２を設定し、選択された関心オブジェクト部分のＢ１磁界全体が実質的に均一になるようにする。
【００３２】
本発明は、必ずしもオブジェクトスペース２全体における均一性の向上を狙いとしていないことに留意すべきである。その代わり、本発明は結果として得られる関心体積内のＢ１磁界全体の均一性の向上を狙いとする。このために、本発明は複数の送信コイル１１、１２を有するＭＲＩシステム１を提供する。各コイルはコイルドライブ信号ＳＤ１，ＳＤ２をコイルドライブブランチ１１０，１２０から受信する。本発明の重要な特徴に従い、各コイルドライブブランチ１１０，１２０は同一の入力信号を信号生成器１０１から受信する。仮に異なるコイルからの電気信号パルスが異なる振幅及び異なる位相を有するものであっても、すべてのコイル１１、１２が同一の形状を有する電気信号パルスを受信できるよう、電気信号パルスは制御装置１０３によりユーザー入力情報ばかりでなくメモリ１０４内の特性情報に基づいて制御される。結果として関心体積内でのＢ１磁界全体ができるだけ均一となるよう、制御装置はそれぞれ振幅及び位相を設定するように設計される。
【００３３】
制御装置１０３による制御行為の“成功度合い”が環境により決定される点には、さらに留意すべきである。一般的に言えば、関心体積５のサイズが小さければ小さいほど、Ｂ１磁界の均一性は向上する。いずれにせよ、本発明はすべてのコイルが同一の振幅及び位相で駆動されるよりも高い均一性を成功裏に提供する。
【００３４】
当該技術分野の当業者に明確であるように、本発明は上述の典型的な実施例に限定されることはなく、添付の請求項に規定される本発明の保護範囲に入る様々な変形例及び修正例が考えられる。例えば、図１及び図２の関心体積は二次元表面として示されているが、本発明は二次元量に制限されるものでなく、代わりに、関心体積が一次元又は三次元量であってもよい。
【図面の簡単な説明】
【００３５】
【図１】２つのコイルを有する装置及びオブジェクトスペースで結果として得られる磁界を示す概念図である。
【図２】図１との比較により、磁界の均一性における本発明の効果を示す概念図である。
【図３】コイルドライブ回路の実施例を概念的に示すブロック図である。
【図１】
2006508759.tif 000003
【図２】
2006508759.tif 000004
【図３】
2006508759.tif 000005
【国際調査報告】
2006508759.tif 000006
2006508759.tif 000007
2006508759.tif 000008