JP4891539B2 - 高周波コイルアセンブリ及び磁気共鳴撮像装置 - Google Patents

Description

本発明は、被験者から磁気共鳴現象に基づく磁気共鳴信号を収集する高周波コイルアセンブリ及び当該高周波コイルアセンブリを備えた磁気共鳴撮像装置に関する。

磁気共鳴（ＭＲＩ）撮像装置によって行われる磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被験者の原子核スピンをそのラーモア周波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する磁気共鳴（ＭＲ）信号から画像を再構成する撮像法である。

この撮像法を実行するため、磁気共鳴撮像装置は、静磁場を生成する静磁場磁石と、所定のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場パルス及び高周波磁場パルスを被験者に加える機構を備えている。このうち、傾斜磁場パルスは静磁場磁石のボア内に配置され且つ傾斜磁場電源に接続された傾斜磁場コイルを介して被験者に送信される。また、高周波磁場パルスも同様に、静磁場磁石のボア内に配置され且つ送信機に接続された送信用高周波コイルを介して被験者に送信される。一方で、被験者から発生する高周波信号で成る磁気共鳴信号を受信するため、受信用高周波コイルが被験者の近傍に配置される。送信用高周波コイルと受信用高周波コイルを１つのコイルで兼用することもあるが、多くの場合、診断部位の違いに応じた専用の受信用高周波コイルが用いられる。

例えば、感度良く画像を得るために、受信用高周波コイルとして複数の表面コイル（アレイコイル）を被験者の関心領域に配置して撮像することが行われている。例えば、脊椎用コイルとしては、特許文献１に示すように、ＱＤ表面コイルを体軸方向に並べるアレイコイルが提案されている。このアレイコイルを図１７に示す。

ここで、ＱＤ表面コイルについて説明する。図１８に示すように、ＱＤコイル９０は、ループ型表面コイル９１と８字型表面コイル９２を重ねて配置したコイルである。互いに発生する高周波磁場のループ内での総和が０になるため、磁気的にデカップリングした状態で重ねて配置できる。Ａ−Ａ´線断面で２つのコイル９１，９２の発生する高周波磁場Ｂ１の方向を見ると、図１９のように、軸上で直交していることがわかる。この場合、互いのコイル９１，９２からのノイズは独立となり、信号を９０°ずらして和を演算すると、ＳＮＲは以下のようになる。

［数１］
ＳＮＲ＝√（B1（ループ）^２＋B1（８字型）^２）
図２０には、各コイル９１，９２の軸上のＳＮＲの特徴を示している。つまり、長い点線はループ型表面コイル９１のＳＮＲプロファイルを、短い点線は８字型表面コイル９２のプロファイルを、実線は９０°ずらして和をとったＱＤ表面コイル９０のＳＮＲプロファイルを夫々示している。ＱＤ表面コイル９０のＳＮＲは、ループ型表面コイル９１と８字型表面コイル９２のＳＮＲが等しいところで√２倍のＳＮＲになっているのをはじめとして、広い部分で２つのコイル９１，９２より高いＳＮＲになっていることがわかる。このようにＱＤ表面コイル９０は、ループ型表面コイルや８字型表面コイルを個別に使う場合よりも、高いＳＮＲを達成できる。

一方、腹部全体を撮像する場合には、特許文献２に示されるように、通常、被検者を取り囲むように複数の表面コイルを配置し、腹部全体から信号を受信するようにしている。この表面コイルとしては、図２１に示すように、ループコイルを体表に沿うように複数個、配列させたアレイコイルが用いられることが多い。

このように、複数の表面コイルを撮像部位に応じて配置することで、各部位で最も感度良く画像を取得できるようになってきた。しかし、一方で、部位毎にコイルを設定する必要があるため、コイルの数が増え、操作者は患者さんが変わるごとに、撮像部位に応じたコイルの入れ替えが必要となった。これは、コイルを多くそろえる必要があるとともに、現場の医師や技師にとって非常に煩わしい作業となっている。
特開平５−２６１０８１号公報 特開２００３−３３４１７７号公報

このように、従来の受信用高周波コイルの場合、撮像部位の種類毎に、異なる専用のアレイ構造を採用していたため、操作者（医師や技師）は撮像部位が変わる度にアレイコイルを入れ替える必要がある。この入替作業は、操作者にとって非常に煩雑で時間の掛かる作業になっていた。このため、操作者の準備作業上の負担が増えるとともに、患者スループットの低下の大きな要因の一つになっていた。

ところで、近年、複数のループコイルを互いにデカップリングさせて配置し、このうちの中心部に位置するループコイルに８の字状に交差する８の字型コイルを重ねて配置して、これにより、ＱＤ表面コイルのようにＳＮＲを向上させるものが開発されている。このコイルを複数組、ループコイル配列方向とは直交する方向に配列してアレイコイルを構成し、このアレイコイルを天板上に置くことで被験者の脊椎を撮像するようにしている。

しかしながら、被験者の個人差もあるが、被験者が天板上に仰向けになった場合、その脊椎は天板から、すなわちアレイコイルから比較的深い（遠い）位置になることも多い。例えば、その位置は１０ｃｍになることもある。そのような場合、上述した、中心部のループコイルのみに８の字型コイルを重ねて配置したコイルの場合、深めの脊椎からの信号収集には感度不足であり、ＳＮＲが低いという問題があった。

そこで、本発明は従来の受信用高周波コイルの使用法が直面している状況に鑑みてなされたもので、被験者の異なる部位（典型的には、脊椎と腹部）を撮像する場合でも、受信用高周波コイルを入れ替える手間が少なくなり、かつ、各々の部位に最適な感度で磁気共鳴信号を収集することができるようにすることを、その目的とする。

上記目的を達成するため、本発明に係る高周波コイルアセンブリは、その１つの態様によれば、静磁場に置かれた被験者に所定のシーケンスに従って印加される傾斜磁場パルス及び高周波磁場パルスに応じて当該被験者に生じる高周波の磁気共鳴信号を受信するようにしたコイルアセンブリであり、前記被験者の上下に対向して配置された第１のコイルアセンブリ及び第２のコイルアセンブリを有し、前記第１のコイルアセンブリと、前記第２のコイルアセンブリの夫々は、第１の方向に沿って隣接して配列された複数の第１の高周波コイルと、この複数の第１の高周波コイルの夫々から構造的にデカップリングされた第２の高周波コイルと、を少なくとも備え、前記被験者の腹部を撮像するときは、前記第１のコイルアセンブリと前記第２のコイルアセンブリの夫々から出力される前記磁気共鳴信号を選択し、前記被験者の脊椎を撮像するときは、前記第１のコイルアセンブリおよび前記第２のコイルアセンブリのいずれか一方から出力される前記磁気共鳴信号を選択する選択手段と、を備えたことを特徴とする。

さらに、本発明によれば、これらの構成を有する高周波コイルアセンブリを備えた磁気共鳴撮像装置も提供される。

本発明に係る磁気共鳴撮像装置及び受信用高周波コイルによれば、操作者（医師や技師）の準備作業上の負担を軽減するとともに、患者スループットを向上させることができる。

以下、本発明の磁気共鳴撮像装置に係る一実施形態を図１〜９を参照して説明する。

この実施形態にかかる磁気共鳴撮像（MRI:Magnetic Resonance Imaging）装置の概略構成を図１に示す。

この磁気共鳴撮像装置は、被験者Ｐを載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体のコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部とを備えている。

静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、被験者Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ_０を発生させる。なお、この磁石部にはシムコイル（図示せず）が設けられている。寝台部は、被験者Ｐを載せた天板Ｔを磁石１の開口部に退避可能に挿入できる。

傾斜磁場発生部は、磁石１に組み込まれた傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイルユニット３は、互いに直交するＸ軸方向、Ｙ軸方向及びＺ軸方向の傾斜磁場を発生させるための３組（種類）のｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はまた、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源４を備える。この傾斜磁場電源４は、後述するシーケンサ５の制御のもとで、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。

傾斜磁場電源４からｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに供給されるパルス電流を制御することにより、物理軸である３軸（Ｘ軸，Ｙ軸，Ｚ軸）方向の傾斜磁場を合成して、互いに直交するスライス方向傾斜磁場Ｇ_Ｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇ_Ｅ、および読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇ_Ｒから成る論理軸方向を任意に設定・変更することができる。スライス方向、位相エンコード方向、および読出し方向の各傾斜磁場は静磁場Ｈ_０に重畳される。

送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被験者Ｐの近傍に配設される送信用高周波コイル７Ｔ及び受信用高周波コイル７Ｒと、この高周波コイル７Ｔ，７Ｒにそれぞれ接続された送信器８Ｔ及び受信器８Ｒとを備える。この送信器８Ｔ及び受信器８Ｒは、後述するシーケンサ５の制御のもとで動作する。この動作により、送信器８Ｔは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスを送信用高周波コイル７Ｔに供給する。受信器８Ｒは、受信用高周波コイル７Ｒが受信した磁気共鳴（ＭＲ）信号（高周波信号）を取り込み、これに前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ変換してＭＲ信号のデジタルデータ（原データ）を生成する。

さらに、制御・演算部は、シーケンサ（シーケンスコントローラとも呼ばれる）５、ホスト計算機６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２、及び入力器１３を備える。この内、ホスト計算機６は、記憶したソフトウエア手順（図示せず）により、シーケンサ５にパルスシーケンス情報を指令するとともに、装置全体の動作を統括する機能を有する。

シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備えており、ホスト計算機６から送られてきたパルスシーケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔ、受信器８Ｒの動作を制御するとともに、受信器８Ｒが出力した磁気共鳴信号のデジタルデータを一旦入力し、これを演算ユニット１０に転送するように構成されている。ここで、パルスシーケンス情報とは、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔおよび受信器８Ｒを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミングなどに関する情報を含む。

また、演算ユニット１０は、受信器８Ｒが出力したデジタルデータ（原データ又は生データとも呼ばれる）を、シーケンサ５を通して入力し、その内部メモリによるｋ空間（フーリエ空間または周波数空間とも呼ばれる）にそのデジタルデータを配置し、このデータを１組毎に２次元または３次元のフーリエ変換に付して実空間の画像データに再構成する。また演算ユニット１０は、必要に応じて、画像に関するデータの合成処理や差分演算処理も実行可能になっている。この合成処理には、画素毎に加算する処理、最大値投影（ＭＩＰ）処理などが含まれる。

記憶ユニット１１は、再構成された画像データのみならず、上述の合成処理や差分処理が施された画像データを保管することができる。表示器１２は例えば再構成画像を表示するのに使用される。また入力器１３を介して、術者が希望するパラメータ情報、スキャン条件、パルスシーケンス、画像合成や差分の演算に関する情報などをホスト計算機６に入力できる。

上述した構成の中で、受信用高周波コイル７Ｒについて更に詳述する。

この受信用高周波コイル７Ｒは、本実施形態にあっては、被験者Ｐの脊椎及び腹部の双方からの磁気共鳴信号の受信に兼用でき、しかも、脊椎及び腹部をそれぞれに最適な感度で信号収集できる表面コイルとして構成されている。

具体的には、受信用高周波コイル７Ｒは、図１に模式的に示すように、被験者Ｐの所望領域の画像データを取得すべく配置された上部高周波コイルアセンブリ７Ｕ、及び、下部高周波コイルアセンブリ７Ｌ（７Ｌ１，７Ｌ２，７Ｌ３，７Ｌ４）を備える。このコイルアセンブリ７Ｕ及び７Ｌの夫々は、実際には、後述するように複数のエレメントコイルにより形成され、各エレメントコイルで受信された磁気共鳴信号は、夫々、受信器８Ｒに送られる。

受信器８Ｒは、上部高周波コイルアセンブリ７Ｕ及び下部高周波コイルアセンブリ７Ｌのコイル数に応じた受信チャネルを有し、それぞれの受信チャネルには各表面コイルから磁気共鳴信号が供給される。このため、受信チャンネルそれぞれから、磁気共鳴信号に応じたデジタル量のデータが出力される。

この受信チャンネルそれぞれにより収集されたデータは、シーケンサ５を介して、演算ユニット１０に送られる。演算ユニット１０は、受信した収集データを再構成して時間の画像データを生成する。この再構成において、受信用高周波コイル７Ｒの各コイルから収集されたデータは、例えば、受信チャンネル毎に独立して再構成処理され、２乗和平方根の演算に処することで一つの画像に合成される。

ここで、下部高周波コイルアセンブリ７Ｌは、仰向けの状態でスキャンに臨んでいる被験者Ｐの背中側（撮像領域下部）に設置されており、例えば、被験者Ｐの脊椎をスキャンする場合には、これらのコイルアセンブリ７Ｌのみが用いられる。この下部高周波コイルアセンブリ７Ｌは天板Ｔ上に常時設置されている。一方、被験者Ｐの体部としての腹部を撮像する場合は、上部高周波コイルアセンブリ７Ｕが被験者Ｐの体表に沿って設置され、この上部高周波コイルアセンブリ７Ｕと、下部高周波コイルアセンブリ７Ｌ：７Ｌ１〜７Ｌ４のうちの一部のコイルアセンブリ、例えばコイルアセンブリ７Ｌ１とを用いて、腹部のスキャンが行なわれる。つまり、本実施形態にあっては、下部高周波コイルアセンブリ７Ｌのうちの一部のコイルアセンブリ、すなわち、７Ｌ１が複数の体部（頸椎及び腹部）のスキャンに兼用されるように構成されている。

本実施形態では、上部高周波コイルアセンブリ７Ｕ、及び、下部高周波コイルアセンブリ７Ｌ１〜７Ｌ４は、夫々、複数のエレメントコイルで形成されている。この複数のエレメントコイルの組をコイルアセンブリと呼ぶことにする。

図２は、コイルアセンブリの例を示す。それぞれのコイルアセンブリは、アレイ状に配置した３つのループコイル（第１のエレメントコイル２０，２１，２２と、これらのループコイル２０〜２２と重ねて配置され且つ構造的に別体の交差コイル（第２のエレメントコイル）２３とからなる。これらのエレメントコイルは、一例としては、ＦＰＣで形成され、プラスチック材で成る所定形状の支持部材により保持されている。

これらのコイル２０〜２３で検出された信号は、それぞれのコイルの同調・整合回路を介して同軸ケーブルに至り、この同軸ケーブルを通して相互に独立に受信器８Ｒに接続されている。

ループコイル２０〜２２は、隣接するループコイルとの電気的カップリングを抑えるため、互いに発生する高周波磁場のループ内での総和が０になるように、互いに隣接するループコイル同士が一定方向において互いに適当な幅（図２中のＷ１を参照）だけ重なるように配置されている。

また、交差コイル２３は、一例として、１本のコイル導体を３回交差させることにより、２個の８の字状に連続したようなエレメントコイルを形成している。つまり、一定方向に３個のコイル線交差部を作って４個のコイル面を形成している。しかも、ループコイル群及び交差コイルの配列方向を互いに一致させ且つそれらの方向の中心位置Ｃを相互に合わせた状態で、交差コイル２３が作る４個のコイル面のうち、中央部の２個のコイル面Ｓ１，Ｓ２を、ループコイル２０〜２２に重ねている。このとき、中央の２個のコイル面Ｓ１，Ｓ２は、中央のループコイル２１を越えて、隣接するループコイル２０，２２にも渡るように形成されている。つまり、交差コイル２３の中心部の２つのコイル面とループコイル２０〜２２とが重なる範囲Ｗ２は、中央のループコイル２１よりも、大きくなるように設定されている。更に言えば、重なり範囲Ｗ２は、中央部のループコイル２１に止まらず、その隣接ループコイル２０，２２とも重なって、３つのループコイル２０〜２２と実質的に等しい撮像領域をカバーしている。

ここで、複数のループコイル２０〜２２の数をＮとすると、１本のコイル導体を複数回８の字状に交差させて形成する交差コイル２３の交差数は少なくともＮ回である。

図３（ａ），（ｂ）は、交差コイル２３の発生する高周波磁場の様子を詳しく示す図である。交差コイル２３に矢印のＡ方向に電流が流れた場合、図のように磁場Ｂ１が発生する。本実施形態のように、３つのループコイル２０〜２２との重なり領域Ｗ２を大きくとった（すなわち、３つのループコイル２０〜２２と実質的に等しい撮像領域を成す）交差コイル２３の場合は、アレイ方向の中央部のループコイル２１だけでなく、それに隣接したループコイル２０、２２の軸上においてもほぼ直交する磁場を生成するため、ループコイル２０〜２２それぞれの軸上のＳＮＲは、交差コイル２３からの信号と合成処理することで向上する。

また、交差コイル２３を８の字コイルが２つ連続するように形成している。このため、この交差コイル２３の交差形状を調整して、当該交差コイル２３から発生された磁束がループコイル２０〜２２それぞれに鎖交する量が零になるように設定できる。つまり、交差コイル２３とループコイル２０〜２２それぞれとの磁気的なデカップリングも達成できる。

上述の如く、交差コイル２３は、３つのループコイル２０〜２２それぞれの中心軸上でほぼ直交する高周波磁場を発生してＱＤ（Quadrature）効果を奏する。このため、ループコイル２０〜２２のそれぞれと交差コイル２３とにより検出されたデータを互いに合成すると、ＱＤ表面コイルと同様に、それぞれのループコイル２０〜２２の中心軸上のＳＮＲ（ＳＮ比）を上げることができる。このＳＮＲの上昇具合は、交差コイル２３が中央のループコイル２１に交差させただけの構造により得られるＳＮＲに比べて、改善される（高くなる）。したがって、ループコイル２０〜２２及び交差コイル２３で形成されるコイルアセンブリを被験者Ｐの脊椎のスキャンに用いる場合に都合が良くなる。すなわち、脊椎は、被験者Ｐが仰向けになっている場合、その脊椎はコイルよりも比較的深い（遠い）位置に在るため（被験者の個人差もある）、より高いＳＮＲが必要だからである。

コイルアセンブリを成す下部高周波コイルアセンブリ７Ｌ１（〜７Ｌ４）は、図４に示すように配置される。同図の配置例は、脊椎を中心とした人体背面の撮像に適用した場合の配置例をアキシャル断面で示す。被験者２の背面に下部高周波コイルアセンブリ７Ｌ１〜７Ｌ４が配置されており、ループコイル２０，２１，２２と交差コイル２３が示されている。図４において、コイル２０〜２３は例えば、片面実装のＦＰＣを２枚、又は、両面実装のＦＰＣを１枚用いて形成され、プラスチック製の支持部材ＳＰ内に固定・支持される。

この下部高周波コイルアセンブリ７Ｌ１〜７Ｌ４のそれぞれにおいて、図２，図３で説明したとおり、全ループコイル２０〜２２の軸上において、ループコイル２０〜２２それぞれの発生する高周波磁場と交差コイル２３の発生する高周波磁場とはほぼ直交している。このため、各コイルからの信号をそれぞれ画像化処理して合成することで、ループコイルだけで撮像する場合は勿論のこと、中央のループコイル２１だけをＱＤ化する場合に比べて、広い領域で優れたＳＮＲの画像が得られる。

上述した下部高周波コイルアセンブリ７Ｌ１〜７Ｌ４は、寝台の天板Ｔの長手方向（被験者Ｐの体軸方向；Ｚ軸方向）において、図５に示す如く、配置されている。すなわち、４つの下部高周波コイルアセンブリ７Ｌ１〜７Ｌ４が、ループコイル２０〜２２及び交差コイル２３の配列方向に直交する方向に並べられる。これにより、４つの下部高周波コイルアセンブリ７Ｌ１〜７Ｌ４は、その直交方向を天板Ｔの長手方向（被験者Ｐの体軸方向）に一致させて天板Ｔの上に載置される。

各表面コイルは、２次元両方向にて、隣接配列されたコイル間で磁気的にデカップリングするため、所定の幅だけ互いに重ねて配置されている。ループコイルの場合は、斜め方向に配列されたコイル間でカップリングを抑えるために重ねて配置するのは困難である。このため、図６に示すように、例えば、ループコイル５１とループコイル５２の間、および、ループコイル５０とループコイル５４の間にデカップリング回路５５がそれぞれ付加される。

図７は、図６のデカップリング回路の一つの例を示す図である。インダクタンス要素Ｌ１、Ｌ２は、それぞれ、例えばループコイル５２と５３に直列に接続しておき、インダクタンス要素Ｌ１、Ｌ２の一部を互いに重ねて配置することでループコイル間をデカップリングできる。

本実施形態では、上部高周波コイルアセンブリ７Ｕも、下部高周波コイルアセンブリ７Ｌ１〜７Ｌ４のそれぞれと略同じ構成を有している。この上部高周波コイルアセンブリ７Ｕを被験者Ｐの腹部に沿って配置した例を図８に示す。被験者Ｐの背面側には、常時、アレイ状の下部高周波コイルアセンブリ７Ｌ１〜７Ｌ４が配置されている。このため、この下部高周波コイルアセンブリ７Ｌ１〜７Ｌ４の一部のコイルアセンブリ、例えば７Ｌ１と上部高周波コイルアセンブリ７Ｕとで協働して腹部からの信号収集を行うことができる。この場合、残りの下部高周波コイルアセンブリ７Ｌ２〜７Ｌ４は信号収集から外される。

この信号収集からの除外は、残りの下部高周波コイル７アセンブリＬ２〜７Ｌ４から送られてきた磁気共鳴信号を採用しないようにマルチプレクサを受信器８Ｒに設けるか、又は、ソフトウエアによる選択・非選択処理を受信器８Ｒ又は演算ユニット１０において行なえばよい。

図９には、選択・非選択処理を受信器８Ｒ又は演算ユニット１０によりソフトウエアで実行させるときの手順の一例を示す。演算ユニット１０は、ホスト計算機６から撮像条件や撮像部位（脊椎か腹部か）などの条件に応じて決まる選択（又は非選択）の受信チャンネルを表す情報を読み込む（ステップＳ１）。次いで、演算ユニット１０は信号収集の開始か否かを判断し（ステップＳ２）、収集の開始が指令されると、受信チャンネルを初期チャンネルに切り換える（ステップＳ３）。

受信チャンネルは、ここでは、上部及び下部の高周波コイルアセンブリ７Ｕ、７Ｌ１〜７Ｌ４に属するコイルに設定されている。つまり、本実施形態の場合、例えば上部及び下部の高周波コイルアセンブリ７Ｕ、７Ｌ１〜７Ｌ４の各コイルアセンブリが図２の配置構成を採っているので、４チャンネル×５組＝２０チャンネルである。

演算ユニット１０は、切り換えられた受信チャンネルが非選択の受信チャンネルか否かを、ステップＳ１における読み込み情報に基づき判断し、非選択の受信チャンネルの場合には、そのまま次の受信チャンネルに切り換える（ステップＳ３，Ｓ４）。これに対し、切り換えられた受信チャンネルが選択の受信チャンネルである場合、そのチャンネルからの信号（収集データ）を受信し記憶する（ステップＳ５）。このステップＳ３〜Ｓ５の一連の処理は、データ収集が完了するまで繰り返される（ステップＳ６）。この結果、選択したい受信チャンネルからの収集データだけが選択的に受信処理され、画像再構成に供される。非選択の受信チャンネルからの収集データは、受信処理には至らず、廃棄される。

なお、かかる選択・非選択処理を応用すれば、上部高周波コイルアセンブリ７Ｕも最初から下部高周波コイルアセンブリ７Ｌ１〜７Ｌ４と伴に設置しておいて、脊椎を測定するときには、下部高周波コイルアセンブリ７Ｌ１〜７Ｌ４に通じた受信チャンネルの収集データだけを選択的に処理することもできる。

以上のように、本実施形態によれば、受信用高周波コイル７Ｒのうち、少なくとも下部高周波コイルアセンブリ７Ｌ１〜７Ｌ４のコイルアセンブリは常時、天板Ｔ上に配設した状態で複数の被験者Ｐの複数の所望部位を撮像することができる。すなわち、ある被験者Ｐについては脊椎を撮像する場合、そのまま下部高周波コイルアセンブリ７Ｌ１〜７Ｌ４を用いて被験者Ｐからの磁気共鳴信号を受信すればよい。このとき、下部高周波コイルアセンブリ７Ｌ１〜７Ｌ４それぞれは表面コイルとして構成されているとともに、図２，４に示すように、ループコイル２０〜２２が担う撮像領域と実質的に同等な領域をカバーする交差コイル２３が配置されている。このため、ループコイル２０〜２２の全てにおいてＱＤ効果を発揮することができるので、従来のように、中央のループコイル（図２の例ではループコイル２１）のみにＱＤ効果を持たせるように交差コイル２３を配置する場合に比べて、下部高周波コイルアセンブリ７Ｌ１〜７Ｌ４それぞれのＳＮＲは格段に向上し、感度が良くなる。これにより、被験者Ｐのより深い位置から信号を収集できるようになる。したがって、例えば肥満気味であって、脊椎の位置が天板Ｔから比較的遠い位置に在る被験者Ｐの場合でも、脊椎をＳＮＲ良く撮像することができる。

さらに、別の被験者Ｐに移行して腹部を撮像する場合、下部高周波コイルアセンブリ７Ｌ１〜７Ｌ４はそのままにした状態で、被験者Ｐの腹部側に上部高周波コイルアセンブリ７Ｕを設置すればよい。これにより、被験者Ｐの背面側には下部高周波コイルアセンブリ７Ｌ１〜７Ｌ４が位置し、腹部前側には上部高周波コイルアセンブリ７Ｕが位置することになる。この場合、前述した図９のソフトウエア処理によって、下部高周波コイルアセンブリ７Ｌ１〜７Ｌ４のうちの例えば最初のコイルアセンブリ７Ｌ１の収集信号を選択し、それ以外のコイルアセンブリ７Ｌ２〜７Ｌ４の収集信号は非選択とする。この結果、腹部の場合、上部高周波コイルアセンブリ７Ｕ及び下部高周波コイルアセンブリ７Ｌ１が腹部の前後を取り囲むように位置して、腹部をＳＮＲ良く撮像することができる。このとき、上部高周波コイルアセンブリ７Ｕはループコイルのみで構成したものを設置し、且つ、下部高周波コイルアセンブリ７Ｌ１のコイルアセンブリのうち、ループコイル２０〜２２の収集信号を採用するようにしてもよく、これにより、ループコイルのみで腹部を撮像することもできる。

このように被験者Ｐの撮像部位が変わっても、下部高周波コイルアセンブリ７Ｌ１〜７Ｌ４を常時設置の状態にしておくことができ、腹部に変わったときには、一部の下部高周波コイルアセンブリ７Ｌ１を兼用することができる。つまり、要約すれば、被験者Ｐの異なる部位（典型的には、脊椎と腹部）を撮像する場合に、複数の受信用高周波コイル７Ｒとしての表面コイルの構成を一部、互いに共通化し、かつ、各々の部位を最適な感度で信号収集できる。

このため、操作者にとって被験者毎或いは撮像部位毎に別の種類の受信用高周波コイル７Ｒに入れ替えるという手間が大幅に減ることになる。したがって、操作者の撮像準備に掛かる作業量を減らすことができ、患者スループットを上げることができる。要約すれば、被験者の異なる部位（典型的には、脊椎と腹部）を撮像する場合でも、受信用高周波コイルを入れ替える手間が少なくなり、かつ、各々の部位に最適な感度で磁気共鳴信号を収集することができ、患者スループットを改善することができる。

（変形例）
図１０は、既述した図８と同様に、被験者Ｐに対するコイルアセンブリの配置を変えた例を示す図である。被験者の体形に合うように支持部材ＳＰを湾曲させることで、コイルアセンブリが被験者Ｐの体表に密着し、よりＳＮＲの良い画像が得られる。

図１１は、ループコイルが４つある場合の例を示す。ループコイル３０，３１，３２，３３は、互いにデカップリングするために所定の幅だけ重ねて配置されている。この場合の交差コイル３４は、各ループコイルと電気的にデカップリングするため、各ループコイル上で電流パスがクロスするように構成される。これにより、やはり、各ループコイルそれぞれの軸上で、各ループコイルが発生する高周波磁場の向きと交差コイル３４の発生する高周波磁場の向きはほぼ９０°となり、交差コイル３４を追加することでループコイル３０，３１，３２，３３だけを使用した場合に比べて、ＳＮＲの高い画像を得ることができる。

図１２は、図６のデカップリング回路の別の例を示す図である。ループコイル５１と５２にそれぞれ直列にキャパシタ６３，６４を配し、このキャパシタ間にキャパシタネットワーク６２を取り付ける。キャパシタネットワーク６２のキャパシタの容量Ｃ１，Ｃ２を調整することにより、デカップリングをすることが可能になる。

図１３は、図５における交差コイル間のデカップリングをするための配置の例を示す図である。交差コイル７０と交差コイル７１を適当な面積だけ重ねることで、互いのコイルに鎖交する磁束を零にすることができ、デカップリングすることができる。

図１４は、図５における交差コイル間のデカップリングをするための配置の別の例を示す図である。ここでは、交差コイル７２，７３の体軸方向に直交する方向の両外側のループのみが体軸方向に適当な幅だけ重ね合わせられている。これにより、互いのコイルに鎖交する磁束を０にすることができ、デカップリングが可能となる。

図１５は、本発明に係るコイルアセンブリの配置の別の例を示す図である。被験者Ｐの背部に設置するコイルアセンブリは、脊椎撮像の機能も備えるため、交差コイル２３とループコイル２０，２１，２２とを備えた構成とし、腹部側に置く表面コイルは、交差コイルを使用しなくてもよい。その場合には、腹部側に置くコイルアセンブリは、図１５（ａ），（ｂ）に示すようにループコイル８０，８１，８２のみで構成してもよい。

なお、図８、１５で説明したコイル配置の例は、脊椎の撮像に用いたコイルアセンブリの一部を、腹部を撮像する場合にも兼用するように構成したものである。この中で、交差コイル２３は、先にも説明したように、特に脊椎領域をＳＮＲ良く撮像するために付加されたものである。よって、腹部撮像する場合には、交差コイルがある場合でも使用しなくてもよく、図８又は図１５に記載のコイル構成で採用したループコイル２０〜２２の収集データだけを選択的を採用するようにしてもよい。それは、腹部中心のＳＮＲは交差コイルを使っても向上するものではなく、被験者を取り囲むように覆ったループコイルがあれば有用だからである。処理すべき収集データの受信チャンネルを余分に増やすことは、データ量や計算時間の増大を招くので、適宜、これを回避することも需要である。この選択処理は、一例としては、前述した図９に記載の処理によって可能になる。

図１６は、本発明に係るコイルアセンブリの配置の別の例を示す。この変形例に係るコイルアセンブリは、同図に示すように、Ｎ個のループコイル１０１〜１０５と１個の交差コイル１０６とを備えるが、交差コイル１０６の交差回数はＮ個よりも少ない。このように、交差コイルの交差数がループコイルの数よりも少ない場合、感度を向上させる必要のある領域に合わせて交差コイルの大きさ（交差回数）を調整すればよい。

さらに、表面コイルからの信号処理法に関する変形も可能である。前述した実施形態にあっては、各表面コイルから出力される受信信号は、それぞれ、独立した受信チャンネルとしてデータサンプリングを受けるようになっているが、予め、いくつかの表面コイルからの信号を合成したり分配したりする合成・分配回路を設けてもよい。これにより、この合成・分配回路で合成・分配の処理を受けた後のデータをサンプリングするようにすることができ、信号処理の多様化を図ることができる。

本発明は、上述した実施形態及びその変形例に係る構成に限定されるものでは無く、当業者であれば、従来周知の構成と組み合わせて適宜、変形して実施可能である。

本発明の一つの実施形態に係る磁気共鳴撮像装置の概略構成を示すブロック。 実施形態で採用している表面コイルを成す１つのコイルアセンブリの模式的な配置図。 本実施形態に係るコイルアセンブリに組み込まれた交差コイルの模式的な配置を示す配置図（同図（ａ））及び当該交差コイルの発生する磁束の向きを説明する図（同図（ｂ））。 本実施形態に係るコイルアセンブリを、脊椎を中心とした人体背面の撮像に適用した場合の配置例を、磁束の発生の向きと伴に説明する図。 本実施形態に係るコイルアセンブリを複数配列させて下部高周波コイルアセンブリを形成したときの体軸方向に沿ったコイル配置図。 複数のコイルアセンブリの間のデカップリング回路の取り付けの様子を示す図。 デカップリング回路の一つの例を示す図。 本実施形態に係るコイルアセンブリを採用した上部高周波コイルアセンブリ及び下部高周波コイルアセンブリを被験者の体部に配置したアキシャル面を示す図。 収集データを受信チャンネル毎に選択・非選択するための処理を示す概略フローチャート。 下部高周波コイルアセンブリ（支持部材）を被験者の背中の丸みに応じて湾曲させた配置例を示す図。 本発明の変形例に係るコイルアセンブリの別のコイル配置例を示す模式図。 本発明の別の変形例に係るコイルアセンブリのデカップリング回路の別の例を示す図。 本発明の更に別の変形例に係る隣接する複数のコイルアセンブリ間の交差コイル同士のデカップリングをするためのコイル配置の例を示す図。 本発明の更に別の変形例に係る隣接する複数のコイルアセンブリ間の交差コイル同士のデカップリングをするためのコイル配置の例を示す図。 本発明の更に別の変形例に係る上部高周波コイルアセンブリ（同図（ａ））、及び、当該上部高周波コイルアセンブリと下部高周波コイルアセンブリとを被験者の体部に配置したアキシャル面（同図（ｂ））を示す図。 本発明の更に別の変形例に係るコイルアセンブリを示す図。 従来のＱＤ表面コイルを体軸方向に並べてアレイコイルを形成する例を示す図。 従来のＱＤ表面コイルを示す図。 従来のＱＤ表面コイルの発生する高周波磁場を説明する図。 ＱＤ表面コイルのＳＮＲを説明する図。 被検者の例えば腹部を取り囲むように複数個配置した表面コイルの配置例を説明する図。

符号の説明

１ 静磁場磁石
３ 傾斜磁場コイルユニット
５ シーケンスコントローラ
６ ホスト計算機
７Ｔ 送信用高周波コイル
７Ｒ 受信用高周波コイル
７Ｕ 上部高周波コイル
７Ｌ１〜７Ｌ４ 下部高周波コイル
８Ｔ 送信器
８Ｒ 受信器
１０ 演算ユニット
１１ 記憶ユニット
２０〜２２ ループコイル（それぞれコイルアセンブリを成す：第１の高周波コイル）
２３ 交差コイル（コイルアセンブリを成す：第２の高周波コイル）
３０〜３３、８０〜８２ ループコイル（第１の高周波コイル）
３４ 交差コイル（第２の高周波コイル）
５０〜５４ ループコイル（第１の高周波コイル）
５５ デカップリング回路
７０，７１，７２，７３ 交差回路（第２の高周波コイル）

Claims (13)

1. 静磁場に置かれた被験者に所定のシーケンスに従って印加される傾斜磁場パルス及び高周波磁場パルスに応じて当該被験者に生じる高周波の磁気共鳴信号を受信する高周波コイルアセンブリにおいて、
   前記被験者の上下に対向して配置された第１のコイルアセンブリ及び第２のコイルアセンブリを有し、
   前記第１のコイルアセンブリと、前記第２のコイルアセンブリの夫々は、
   第１の方向に沿って隣接して配列された複数の第１の高周波コイルと、
   この複数の第１の高周波コイルの夫々から構造的にデカップリングされた第２の高周波コイルと、を少なくとも備え、
   前記被験者の腹部を撮像するときは、前記第１のコイルアセンブリと前記第２のコイルアセンブリの夫々から出力される前記磁気共鳴信号を選択し、前記被験者の脊椎を撮像するときは、前記第１のコイルアセンブリおよび前記第２のコイルアセンブリのいずれか一方から出力される前記磁気共鳴信号を選択する選択手段と、を備えたことを特徴とする高周波コイルアセンブリ。
2. 前記第２の高周波コイルは、前記複数の第１の高周波コイルが担う撮像領域と実質的に同等な撮像領域をカバーするように前記第１の方向に沿って配置されていることを特徴とする請求項１に記載の高周波コイルアセンブリ。
3. 前記第２の高周波コイルは、前記第１の高周波コイルの数Ｎに対して、少なくともＮ回前記第１の方向において交差する形状を有した１つの交差コイルであることを特徴とする請求項２に記載の高周波コイルアセンブリ。
4. 前記複数の第１の高周波コイルは、互いに磁気的にデカップリングされるように前記第１の方向に沿って配置された複数のループコイルであることを特徴とする請求項２に記載の高周波コイルアセンブリ。
5. 前記第２の高周波コイルは、前記第１の高周波コイルの数Ｎに対して、少なくともＮ回前記第１の方向において交差する形状を有した１つの交差コイルであることを特徴とする請求項４に記載の高周波コイルアセンブリ。
6. 前記第２のコイルアセンブリは、前記第１の方向に直交し且つ前記被験者が横たわる天板の長手方向と一致する第２の方向に沿って複数配置されることを特徴とする請求項１に記載の高周波コイルアセンブリ。
7. 前記第２のコイルアセンブリが備える前記第１の高周波コイルはループコイルであり、前記第２の高周波コイルは前記ループコイルの数Ｎに対して、少なくともＮ回前記第１の方向において交差する形状を有した１つの交差コイルであり、
   前記第２の方向において互いに隣接する前記交差コイルのうちの少なくとも２つの交差コイルを、互いに一部だけオーバーラップさせて配置したことを特徴とする請求項６に記載の高周波コイルアセンブリ。
8. 複数の前記ループコイルにおいて、前記第１または第２の方向に対して互いに斜め方向に隣接して配置されるループコイル間には、デカップリング回路が設けられる、
   ことを特徴とする請求項７に記載の高周波コイルアセンブリ。
9. 前記デカップリング回路は、インダクタンス要素を重ねて構成される、
   ことを特徴とする請求項８に記載の高周波コイルアセンブリ。
10. 前記デカップリング回路は、キャパシタネットワークによって構成される、
    ことを特徴とする請求項８に記載の高周波コイルアセンブリ。
11. 静磁場に置かれた被験者に所定のシーケンスに従って印加される傾斜磁場パルス及び高周波磁場パルスに応じて当該被験者に生じる高周波の磁気共鳴信号を受信し、受信した磁気共鳴信号に基づいて画像を再構成する磁気共鳴撮像装置において、
    前記被験者の上下に対向して配置された第１のコイルアセンブリ及び第２のコイルアセンブリを有し、
    前記第１のコイルアセンブリと、前記第２のコイルアセンブリの夫々は、
    第１の方向に沿って隣接して配列された複数の第１の高周波コイルと、
    この複数の第１の高周波コイルの夫々から構造的にデカップリングされた第２の高周波コイルと、を少なくとも備え、
    前記被験者の腹部を撮像するときは、前記第１のコイルアセンブリと前記第２のコイルアセンブリの夫々から出力される前記磁気共鳴信号を選択し、前記被験者の脊椎を撮像するときは、前記第１のコイルアセンブリおよび前記第２のコイルアセンブリのいずれか一方から出力される前記磁気共鳴信号を選択する選択手段と、を備えたことを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
12. 前記選択手段は、前記第１のコイルアセンブリ前記第２のコイルアセンブリから出力される前記磁気共鳴信号の一部を信号収集から除外することを特徴とする請求項１１記載の磁気共鳴撮像装置。
13. 前記選択手段は、前記磁気共鳴信号を受信処理する受信器に設けられることを特徴とする請求項１１記載の磁気共鳴撮像装置。

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