(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
静止磁界を発生する第１の磁気システム（１）、傾斜磁界を発生する第２の磁界システム（３）、ＲＦ送信器コイル（９）、及び検査される対象中に発生される磁気共鳴信号を検出するＲＦ測定コイルシステム（１２）により構成され、上記測定コイルシステムは、隣接した表面コイル（３３ａ，．．．，３３ｆ）及び上記表面コイルを相互にデカップリングする手段の少なくとも１次元の配列（３３）、並びに、上記表面コイルに接続され上記表面コイルにより発生されたＲＦ信号を処理する多数の処理チャネル（４９ａ，４９ｂ，４９ｃ）を含む信号処理回路（１５）を有する磁気共鳴装置において、上記表面コイル（３３ａ，．．．，３３ｆ）と上記信号処理回路（１５）との間に、少なくとも２個の加算器ユニット（４５ａ，４５ｃ）を含む複合回路（１３）が設けられ、各加算器ユニットは、少なくとも二つの入力及び一つの出力（４７ａ，４７ｂ，４７ｃ）を有し、上記入力に与えられた信号を所定の相互的な位相シフトと共に加算し、加算により得られた信号を上記出力で利用できるようにするため設けられ、上記加算器ユニットの各入力は、上記表面コイルの中の一つに接続され、同一の加算器ユニットの入力に接続された表面コイルは、上記配列（３３）の中の隣接した部分を構成し、各加算器ユニットの上記出力は、上記信号処理回路の処理チャネル（４９ａ，４９ｂ，４９ｃ）の中の一つに接続されていることを特徴とする磁気共鳴装置。
【請求項２】
上記位相シフトとは、検査される対象（５５）の重要な領域（５６）内のポイントであって、重要な領域内の他のポイントに比べて当該表面コイル（３３ａ，３３ｂ）からより遠くに位置しているポイント（５７）、から生じた信号に対し加算により得られた上記信号が最大ＳＮ比を有するように、選択されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴装置。
【発明の詳細な説明】
本発明は、静止磁界を発生する第１の磁気システム、傾斜磁界を発生する第２の磁気システム、ＲＦ送信器コイル、及び、検査される対象中に発生される磁気共鳴信号を検出するＲＦ測定コイルシステムにより構成され、上記測定コイルシステムは、隣接した表面コイル及び上記表面コイルをデカップリングする手段の少なくとも１次元の配列、並びに、上記表面コイルに接続され上記表面コイルにより発生されたＲＦ信号を処理する多数の処理チャネルを含む信号処理回路を有する、磁気共鳴装置に関する。
上記の種類の装置は、米国特許出願第４，８２５，１６２号により公知である。従来の装置における表面コイルは、例えば、表面コイルの１次元又は２次元配列により構成され、各表面コイルは信号処理回路の夫々の処理チャネルに接続されている。この構成は、かくして得られた信号のＳＮ比が、上記表面コイルの配列と同一の総表面積を有する単一の表面コイルのＳＮ比よりも実質的に高い点で有利である。これは大きい対象の検査の場合に特に重要である。その理由は、単一の大きい表面コイルを用いることにより、低いＳＮ比を有する信号からでも有用な情報を得るためには、必然的に非常に長期の測定時間を要するからである。上記引用文献から、各処理チャネルの構造はかなり複雑であることが分かる。従って、配列内の表面コイルの個数が、例えば、４乃至６よりも多くなる場合に、信号処理回路は、精巧かつ高価になる。その結果として、従来の装置は、非常に大きい対象、例えば、患者の胴全体の検査のためにあまり適当ではない。
本発明の目的は、比較的簡単な信号処理回路を利用し、それにも係わらず比較的大きい対象を検査し得る上記の種類の磁気共鳴装置を提供することである。
上記目的を達成するため、本発明による装置は、表面コイルと信号処理回路との間に、少なくとも２個の加算器ユニットを含む複合回路が設けられ、
各加算器ユニットは、少なくとも２個の入力及び１個の出力を有し、所定の相互位相シフトと共に入力に与えられた信号を加算し、加算によって得られた信号を出力で利用できるようにするため設けられ、
加算器ユニットの各入力は表面コイルの中の一つに接続され、
同一の加算器ユニットの入力に接続された表面コイルは、配列の中の隣接した部分を構成し、
各加算器ユニットの出力は信号処理回路の処理チャネルの中の一つに接続されていることを特徴とする。
本発明は、例えば、４乃至６個に個数制限された処理チャネルが大きい対象に対し使用されるならば、コイルの寸法が、対象の上側にあるコイルと、対象の下側にあるコイルとの間にかなり強いカップリングを生じさせるという事実の認識に基づく。コイルの間のカップリングは、相互影響がＫ．Ｑに依存するので、低磁界強度の場合に特に問題になる。ここで、Ｋは磁界強度とは無関係のカップリング係数であり、Ｑは患者により加えられたコイルの量である。低磁界強度の場合に、Ｑは即座に増加し、例えば、１．５Ｔでは約１５から３０まで増加し、０．５Ｔでは約４５から９０まで増加する。これは特に低磁界強度（０．５Ｔ付近）の場合に非常に問題になる。その理由は、上記カップリングが、あるチャネルから別のチャネルヘのノイズの結合に起因してＳＮ比の非常に著しい減少を生じさせるからである。上記カップリングは、コイルの重畳又は電子デカップリング回路のような公知の手段を用いても減少させることが不可能であり、或いは、殆ど減少させ得ない。その理由は、カップリングの程度がコイルシステムの（柔軟性のある）上部の（柔軟性のある）下部に関する相対位置に依存するため予測できないからである。かかるカップリングを減少させるため、小形のコイルを用いることが有利であると考えられるが、これは、処理チャネルの部材を拡大させ、長期の計算時間を必要とする非常に高価な解決法である。
本発明は、適切に選択された位相シフトを伴う小形のコイルからの信号の電気的な加算を提供するので、要求されるチャネル数は少なくなる。処理チャネルの個数は、例えば、表面コイルの個数の半分以下になる。かくして、コイルを適切にデカップリングさせるため欠くことのできないコイル間の弱い結合の利点は、処理チャネル数の制限の利点と組み合わされる。
また、位相シフトは、加算により得られた信号が最適なＳＮ比を有するよう選択される方が有利である。この可能性を利用する装置の一実施例は、加算により得られた信号が、検査される対象中の重要な領域内のポイントであって重要な領域内の他のポイントよりも当該表面コイルから遠くにあるポイントから生じた信号に対し最大ＳＮ比を有するように位相シフトが選択されることを特徴とする。このことは、特に、患者の体内のかなり深部にある対象を検査すべき場合に重要である。このとき、位相シフトは、ＳＮ比が関連する表面コイルから非常に離れている対象に対し最大になるように選択される。この比は表面コイルの近傍の最大値よりも僅かに小さいが、それが好ましくないということはない。その理由は、表面コイルの直ぐ近くからの信号がともかくノイズよりも本質的に著しく大きいからである。従って、ＳＮ比の僅かな劣化は容易に許容され得る。
本発明の上記及び他の面は、以下の実施例の説明から明らかになる。
図面において、
図１は、本発明による磁気共鳴装置の一実施例の概略図であり、
図２は、図１に示された装置用のＲＦ測定コイルシステムの一実施例の略斜視図であり、
図３は、図１に示された装置用の信号処理回路の一実施例のブロック図であり、
図４は、最適位相シフトの選択を説明する図である。
図１に概略的に示された磁気共鳴装置は、静止磁界Ｈを発生する第１の磁気システム１、傾斜磁界を発生する第２の磁気システム３、及び第２の磁気システム３の電源７を含む。ＲＦ送信器コイル９は、ＲＦ交番磁界を発生させるため動作し、この目的のため、ＲＦ源１１を備えたＲＦ送信器装置に接続される。ＲＦ送信器磁界によって（図示しない）検査される対象に発生されたスピン共鳴信号の検出のため、この目的のためＲＦ受信器装置に接続されたＲＦ測定コイルシステム１２が設けられ、ＲＦ受信器装置は、複合回路１３と、中央制御装置１７に接続された処理回路１５とを有する。中央制御装置１７は、更に、ＲＦ源１１用の変調器１９を制御する。冷却ダクト２７を備えた冷却装置２５は、第１の磁気システム１の磁気コイルを冷却するため設けられている。磁気システム１及び３内に配置されたＲＦ送信器コイル９及びＲＦ測定コイルシステム１２は、医療診断測定用装置の場合に、検査される患者、又は、検査される患者の体の一部、例えば、頭部及び頸部を収容するのに充分な広さのある測定空間２９を取り囲む。かくして、静止磁界Ｈ、対象スライス選択用の傾斜磁界、及び、空間的に均一なＲＦ交番磁界が測定空間２９内に発生され得る。ＲＦ送信器コイル及びＲＦ測定コイルシステムは、要求に応じて、ＲＦ磁界をシールドするファラデー遮蔽３１により囲ってもよい。ＲＦ測定コイルシステム及びＲＦ測定コイルシステムに接続された回路は、図２乃至４を参照して詳述される。
図２はＲＦ測定コイルシステム１２の一実施例の略斜視図である。図２には、定位の目的のため直交座標系が示され、直交座標系のＺ軸は、図１の静止磁界Ｈの方向と一致する。図示されたＲＦ測定コイルシステム１２は２本の直線（１次元）配列３３及び３５を含み、各配列は６個の隣接した表面コイルからなり、各配列の個々のコイルは、夫々、参照符号３３ａ乃至３３ｆ及び３５ａ乃至３５ｆにより示される。図２には、隣接するコイルが一定間隔で重なり合うことが明瞭に示されている。この手段は表面コイルを相互にデカップリングするため役立つことが、例えば、米国特許出願第４，８２５，１６２号及び米国特許出願第４，９４３，７７５号（整理番号ＰＨＮ１１．９３５）に記載されている。要求されるならば、コイルをデカップリングする他の従来の手段を使用してもよく、例えば、米国特許出願第５，３０２，９０１号（整理番号ＰＨＮ１３．８１２）に記載された手段を用いても構わない。表面コイルの２本の配列３３及び３５は、ＹＺ平面に対し対称的に在り、測定空間２９（図１）の一部を取り囲む。この構造は、特に、測定空間２９に収容された患者の体内、例えば、心臓の検査に適当である。例えば、米国特許出願第４，８２５，１６２号に記載されているように、コイルの２次元配列がある種の検査に用いられる。検査される対象により放出された磁気共鳴信号によって各コイル内に生成された電流の経路は、同図に矢印で示されている。コイルは概略的に示されていることに注意する必要がある。実際上、コイルは、以下、図３を参照して詳述されるように、キャパシタ及び接続導体のような調整手段を含み、これにより複合回路１３及び信号処理回路１５に接続されることが分かる。
図を明瞭にするため、図３には図２の表面コイルの配列の一方（配列３３）だけを示す。しかし、同図には、表面コイルの接続導体、例えば、第１の表面コイル３３ａの接続導体３７及び３９が示されている。接続導体３７及び３９は、第１の位相シフト増幅器４１ａの二つの入力端子に接続され、第１の位相シフト増幅器４１の出力端子は、本実施例では二つの入力を有する第１の加算回路４３ａの入力に接続されている。第１の加算回路４３ａのもう一方の入力は第２の位相シフト増幅器４１ｂに接続され、第２の位相シフト増幅器４１ｂの入力端子は第２の表面コイル３３ｂの接続導体に接続され、第２の表面コイル３３ｂは配列３３内の第１の表面コイル３３ａの直ぐ隣に在る。第１及び第２の位相シフト増幅器４１ａ及び４１ｂは、第１の加算回路４３ａと共に第１の加算器ユニット４５ａを構成し、第１の位相シフト増幅器４１ａの二つの入力端子は、一体として第１の加算器ユニットの第２の入力を構成する。第１の加算回路４３は、同時に、第１の加算器ユニット４５ａを構成する出力４７ａを含む。
各位相シフト増幅器４１ａ、４１ｂは、関連した増幅器に接続された表面コイル３３ａ、３３ｂから発生した信号に所定の位相シフトを与える。以下詳述するように、表面コイルを相接させる位相シフトは一般的に異なるので、位相シフトは上記コイルから発生した信号間に導入される。加算器ユニット４５ａは、その入力に与えられた信号を所定の相互位相シフトと共に加算するため設けられている。上記加算器ユニットは、相互位相シフトと共に信号を加算し得る別の構成をなす加算器ユニットによって置き換えてもよい。かかる加算器ユニットは本質的に公知であり、例えば、通例的に９０°の位相シフトがある直交コイルに使用される。また、第１の加算器ユニット４５ａと同様に構成された第２及び第３の加算器ユニット４５ｂ及び４５ｃが、それらの入力に与えられた信号を位相シフトと共に加算するため設けられている。第２及び第３の加算器ユニット４５ｂ及び４５ｃの出力は、夫々、４７ｂ及び４７ｃの参照符号が付けられている。３個の加算器ユニット４５ａ、４５ｂ及び４５ｃは、一体的に複合回路１３を構成する。
複合回路１３の後に信号処理回路１５が接続される。信号処理回路１５は、例えば、米国特許出願第４，８２５，１６２号に開示されているような本質的に公知の回路でもよい。信号処理回路１５は、３個の処理チャネル４９ａ、４９ｂ及び４９ｃを含み、３個の処理チャネルは、夫々、３個の加算器ユニット４５ａ、４５ｂ及び４５ｃの出力４７ａ、４７ｂ及び４７ｃに接続される。３個の処理チャネル４９ａ、４９ｂ及び４９ｃにより処理された信号は、出力段５１で結合され、出力端子５３を介して中央制御装置１７（図１）に供給される。
上記の説明から分かるように、処理チャネル４９ａ、４９ｂ．．．の個数は、実質的に表面コイル３３ａ、３３ｂ．．．の個数よりも少ない。従って、信号処理回路１５は、各表面コイルが固有の処理回路に直結された場合よりも、簡単かつ低価格である。図２に示された１２個の表面コイルを含むＲＦ測定コイルシステム１２に対し、図３に示された加算器ユニットを用いるならば、６個の処理チャネルしか必要とされない。この個数は、三つ以上の入力を有する加算器ユニットを用いることにより更に削減され得る。その場合に、例えば、表面コイル３３ａ、３３ｂ及び３３ｃは、共通の加算器ユニットに接続してもよく、同様に、表面コイル３３ｄ、３３ｅ及び３３ｆ、表面コイル３５ａ、３５ｂ及び３５ｃ、並びに、表面コイル３５ｄ、３５ｅ及び３５ｆを共通の加算器ユニットに接続しても構わない。３本のコイルの各グループに対し単一の信号処理チャネルだけが必要である。勿論、表面コイルと加算器ユニットとの別の組み合わせを実施してもよく、例えば、コイル３３ａ、３３ｂ及び３３ｃの組み合わせ、コイル３３ｂ、３３ｃ及び３３ｄの組み合わせ、以下同様の組み合わせでもよい。後者の場合、第１の配列３３の６個のコイルに対し、４個の処理チャネルだけが必要である。
図４には、測定空間２９（図１）に置かれた、例えば、患者の身体のような対象５５のＸＹ平面についての略断面図である。また、第１の配列３３の中の２個の表面コイル３３ａ及び３３ｂが図示され、これらのコイルは対象５５の表面に配置されている。対象の略中心にあるポイント５７を含む対象５５の領域５６が、実施されるべき検査に対し重要である場合を想定する。ポイント５７とコイル３３ａ及びポイント５７とコイル３３ｂとの間の接続先５９ａ及び５９ｂは、角度φを挟む。理論的に言うと、コイル３３ａ及び３３ｂに接続された位相シフト増幅器４１ａ及び４１ｂ（図３）が２個のコイルの信号に相対的にφと一致する位相シフトを与えるように調整されているならば、最大ＳＮ比が得られる。この理論的なケースは、２個のコイル３３ａ及び３３ｂから生じたノイズが全く無相関であることを前提としている。しかし、実際上、上記のノイズにはある程度の相関が在ることが分かる。最大ＳＮ比は、φよりも僅かに大きい位相シフト選択することにより得られることが分かる。最大ＳＮ比を与える位相シフトの正確な値は、測定空間２９に適当な模型を配置することにより実験的に容易に決定される。
上記説明したように、最大ＳＮ比は１個のポイント５７だけに対し調整可能であることが分かる。表面コイル３３ａ、３３ｂから見たときに対象内のより深い所又は浅い所に在るすべてのポイントに対し、ＳＮ比は理論最大値よりも低い。しかし、表面コイル３３ａ、３３ｂの近くに在るポイント（即ち、より浅い所に在るポイント）の場合、関連する表面コイルからの距離が短くなると共に有効な信号がより大きくなるので、ＳＮ比が低くなることは問題ではない。従って、対象５５の近傍のＳＮ比は最大ではないが、それにも係わらず非常に高い。検査される対象５５の重要な領域５６内の最深部のポイント５７から生じた信号に対しＳＮ比が最大になるように、２個の表面コイル３３ａ及び３３ｂから生じた信号の間の位相差を選択した場合に最適な状況が得られる。
【図１】
0003789482.tif 000002
【図２】
0003789482.tif 000003
【図４】
0003789482.tif 000004
【図３】
0003789482.tif 000005