JP5547724B2 - 誘導式電力伝送システム - Google Patents

Description

本発明は、核磁気共鳴撮像装置、核磁気共鳴撮像受信コイル、対象物の核磁気共鳴撮像を実行する方法、磁気共鳴画像信号を収集する方法、及びコンピュータプログラムに関する。

磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）は、前例のない組織コントラストで人体のような対象物の断面表示を可能にする最新の撮像技術である。ＭＲＩは、分子に関する微視的な化学的方法及び物理的情報を取得するために科学者によって使用される分光技術である核磁気共鳴（ＮＭＲ）の原理に基づく。ＮＭＲ及びＭＲＩの何れの基礎も、非ゼロスピンを持つ原子核が磁気モーメントを有するという事実である。医療撮像においては通常、水素原子の核が調査される。何故なら、水素原子の核は、例えば水のように、体内に高濃度で存在するからである。素粒子の核スピンは、強いＤＣ磁場が印加される場合に、共鳴周波数で共鳴することができる。この磁気共鳴（ＭＲ）周波数は、磁束のレベルによって決定される。ＭＲＩスキャナにおいては、磁場は、空間内の１つの位置でのみ、選択された共鳴周波数と合致する。この位置でのみ、これらの粒子の存在を検出することができる。この位置を段階的に変化させることによって画像を測定することができる。実際には、例えば調査ボリュームの‘断面（スライス）群’から、妥当な時間内に画像を得るために、より洗練されたアルゴリズムが使用される。典型的な共鳴周波数は、１Ｔから３Ｔの範囲内の磁束レベルに対応する４０ＭＨｚから１２０ＭＨｚの範囲内である。

必要とされる強いＤＣ磁場（Ｂ_０磁場）は典型的に超電導磁石によって生成される。この磁場を１つの位置でのみ所与の無線周波数に合致するように変化させるために、傾斜コイルを用いて磁場勾配が生成される。この磁場勾配は、スキャンを達成するように時間とともに変化することができる。傾斜コイルの周波数範囲は低く、最大で１０ｋＨｚに達する程度である。

核共鳴を励起するため、核共鳴にある高周波磁場がＲＦコイルによって生成される。この磁場は、ＭＲＩスキャナの軸に対して放射方向を向かなければならない。全ての方向の放射状の磁場を得るため、１周期の間に如何なる放射方向をも１つの時点で向く回転磁場が用いられる。これは、所謂‘バードケージ’構成を用いることによって達成される。バードケージの対向し合うスラブの電流が反対方向に流れることで、放射状の磁場を生成する。隣接し合うスラブの電流は、磁場が回転するように位相ずれ（位相シフト）を有する。

核共鳴を測定するため、例えば患者上に、関心領域の付近に“センサ”又は“受信器”コイルが配置される。これらのコイルは、その軸がＭＲＩスキャナの軸に対してほぼ放射方向に向くように方向付けられなければならない。しばしば、多数のセンサコイルが１つの完全なモジュールに接続される。例えば、そのようなモジュールは４×４の個別のセンサコイルからなる。このモジュールはまた、測定信号を処理するための更なる電子装置を含む。

センサコイルモジュールは典型的にケーブルによってＭＲＩシステムに接続される。しかしながら、コイルモジュールをＭＲＩシステムに接続するためにケーブルを使用することは様々な欠点を有する。例えば、比較的堅いケーブルは、患者の動作中にモジュールの望ましくない変位の原因となり得る。また、場合により、画像品質を低下させ且つ更には患者に危害を加え得るコモンモード（同相）電流がケーブル内に誘起され得る。故に、ケーブルを排除すると有利である。

例えば、特許文献１には、センサコイルに電力がワイヤレス供給される人体の磁気共鳴撮像を行う装置が開示されている。電力は磁気誘導によって伝送される。ＭＲＩチューブに一体化された伝送コイルが交番磁場を生成する。電力受信コイルがセンサコイルモジュールに一体化される。交番磁場が電力受信コイル内に電圧を誘起し、モジュールに電力供給するために該電圧が使用される。

しかしながら、センサコイルはＭＲ周波数付近のＲＦ（無線周波数）レンジ内の如何なる擾乱に対しても極めて敏感であるため、センサコイルの不所望な乱れが発生し得るという問題が生じ得る。

国際公開第２００６／０６７６８２号パンフレット

故に、上述の問題を解決するような、改善された核磁気共鳴撮像装置、改善された核磁気共鳴撮像受信コイル、核磁気共鳴撮像を実行する改善された方法、受信コイルにて磁気共鳴画像信号を収集する改善された方法、及び改善されたコンピュータプログラムが望まれる。

本発明は、核磁気共鳴撮像装置であって、主磁場を生成するように適応された主磁石と、被検体からの受信コイル無線周波数帯域内の磁気共鳴信号を収集する少なくとも１つの無線周波数受信コイルユニットと、当該装置の電気部品に電力を誘導的に供給する手段とを有し、前記電気部品が、誘導的に供給された電力によって電力供給されるように適応されており、電力を誘導的に供給するための電力伝送周波数及び該電力伝送周波数の高調波の周波数が、受信コイル無線周波数帯域の外側に位置付けられる装置を提供する。

換言すれば、電力伝送周波数は、高調波ピーク群の周波数間隔が受信コイルの無線周波数帯域の周波数帯域幅より大きくなるように、且つ電力伝送周波数の如何なる倍数も受信コイルの無線周波数帯域に入らないように、十分に高くなるよう選定される。

これは、磁気共鳴撮像信号の収集のために使用される周波数帯域内で、誘導的に供給される電力に起因する擾乱が発生しないという利点を有する。これは、電力伝送周波数の高調波の過度のフィルタリングを回避することを可能にする。従って、誘導式電力伝送システムの動作周波数の不適切な選定による擾乱が回避される。

本発明の一実施形態によれば、前記電気部品は無線周波数受信コイルユニットそれ自体である。しかしながら、本発明は、電気部品がＲＦコイルユニット自体であることに限定されない。電気部品は、ＭＲスキャナの近傍で動作させられる如何なる種類の電子デバイスであってもよい。

ＭＲ受信コイルがＲＦコイル周波数帯域内の外部擾乱に敏感である受信領域に応じて、電気部品は空間的に、主磁石の磁石ボア内に配置されてもよいし、磁石ボアの外側に配置されてもよい。しかしながら、これは、ＲＦコイルの感度と、電気部品に電力を誘導的に供給するために使用されるＲＦパワーとに強く依存する。

故に、電力を誘導的に供給するために使用される電力伝送周波数及び該電力伝送周波数の高調波の周波数が受信コイル無線周波数帯域の外側に位置するようにして、ほぼ如何なる種類の電気デバイスも誘導的に電力供給されることができる。これには、例えば患者モニタリングに用いられるＥＣＧ／ＶＣＧセンサ、ＳｐＯ_２、呼吸及びその他の生理機能センサなどの何らかの種類のセンサのような電子デバイスや、スキャントリガー装置のセンサが含まれる。その他の電気部品として、ボアの近傍又は磁石ボア自体の内部に配置されるボア内カメラ及びヘッドアップ・ディスプレイもあり得る。

なお、好ましくは、前記電気部品は低電力装置、すなわち、総消費電力が３００Ｗ未満の装置である。

本発明の一実施形態によれば、核磁気共鳴撮像装置は更に、電力伝送周波数の受信コイル無線周波数帯域に隣接して位置する実際に供給されている高調波の少なくとも１つの隣接周波数を決定する手段と、決定された隣接周波数を用いて電力伝送周波数を調整する手段とを有する。受信コイル無線周波数帯域に隣接する高調波の相対位置を決定するために校正手順が適用されるか、あるいは例えば位相ロックループ（ＰＬＬ）回路を用いて動作周波数を継続的に制御するフィードバックループが用いられるかの何れかが行われ得る。ＰＬＬ回路によって検出された制御信号に従って、電力伝送周波数は、検出された電力伝送周波数の高調波が常に受信コイル無線周波数帯域の外側に位置するように然るべく変化され得る。

本発明の更なる一実施形態によれば、電力を誘導的に供給する手段は、無線周波数ユニットによる磁気共鳴信号の収集に使用されないタイムスライスにて、無線周波数受信コイルユニットに電力を供給するように適応される。

これは更に、画像品質への誘導式電力伝送の悪影響を回避することを可能にする。このような時分割多重化手法は、多くの場合にＭＲＩシステムは核共鳴の測定を常に実行しているわけではないという洞察に基づく。完全なＭＲスキャンの最中に、勾配磁場が新たな分布に変化してそこで落ち着く時間が常に存在する。それらの時間においては、ＭＲ測定は実行されないため、画像品質への影響なく、誘導電力を伝送することができる。故に、誘導式電力システムは傾斜磁場の遷移中にオンに切り換えられる。従って、誘導式電力伝送は、ＭＲ共鳴の測定中にはオフに切り換えられる。更に磁気共鳴信号の収集に使用されるタイムスライスにある電気部品内に連続的に電力を供給するために、傾斜磁場の遷移中に誘導式電力システムがオンに切り換えられたときに充電されることが可能な、例えば充電式電池やキャパシタなどによる、付加的なエネルギー貯蔵庫を使用することができる。

なお、時分割多重化手法はまた、高調波周波数の選定に関する特別な要求のない独立型の手法として用いることも可能である。何故なら、電気部品に電力を誘導的に供給する時に、無線周波数ユニットによる磁気共鳴信号の収集は実行されないからである。

本発明の更なる一実施形態によれば、核磁気共鳴撮像装置は更に、好ましくは受信コイルユニットが誘導的に電力供給されるという特徴と組み合わせて、収集された磁気共鳴信号を受信コイルユニットから無線で受信する手段を有する。これは、受信コイルユニットをＭＲＩ装置に接続するための如何なる種類のケーブルも排除され得るという利点を有する。例えば、受信コイルユニットとＭＲＩシステムとの間での通信に、超広帯域（ウルトラワイドバンド）通信チャネルを使用することができる。

他の一態様において、本発明は、核磁気共鳴撮像装置の電気部品であって、前記装置が、被検体からの受信コイル無線周波数帯域内の磁気共鳴信号を収集する核磁気共鳴撮像用の受信コイルユニットを有し、当該電気部品が、電力を誘導的に受信する手段を有し、電力伝送周波数及び該電力伝送周波数の高調波が受信コイル無線周波数帯域の外側に位置付けられる電気部品に関する。

本発明の一実施形態によれば、電力を誘導的に受信する手段は、電力を誘導的に受信するように適応された第１のコイルを有し、受信コイルユニットは更に、磁気共鳴信号を受信するように適応された第２のコイルを有し、第１及び第２のコイルは、当該第１及び第２のコイルの相互の電磁デカップリングのために重なり合う。

これらのコイルが重なり合っていない場合、閉じた磁力線の循環経路に起因して、一方のコイルに対して、他方のコイルによって生成される磁力線が常に所与の１つの向きのみを向くようにして、一方のコイルが常に他方のコイルによって生成される磁力線によって貫かれることになる。故に、磁力線によって電流が継続的に誘起され、該電流がコイルを乱すことになり得る。対照的に、第１のコイルと第２のコイルとを重ねることにより、重なり領域内では、第１のコイルによって誘起される磁力線は第２のコイルを第１の向きに貫き、重なり領域の外側では、第１のコイルによって生成される磁力線は第２のコイルを上述の貫き向きとは反対の向きに貫くようになる。故に、第２のコイル内で誘起電流が相殺される。これは、第１のコイルと第２のコイルとの実効的なデカップリングを可能にし、ひいては、何れのコイルにおいても不所望な信号が誘起されることを抑制する。

本発明の一実施形態によれば、電力を誘導的に受信する手段は、電力を誘導的に受信するように適応されたコイルの組を有し、該コイルの組の各コイルは、異なる数のコイル巻線を有する。これは、受信コイルユニットにおいて異なる出力電圧を得ることができ、それにより、受信コイルユニットに更なる擾乱を誘起し得る電力変換に必要な電気部品の数を削減し得るという利点を有する。

例えば、一次側の誘導電源が最大３００Ｗの電力を供給することができる一方で、二次側では、電力を誘導的に受信するための手段当たりの電力取出し量が３０Ｗのみである。この場合、単一の電源とともに複数の二次コイル（理論的には、１０×３０Ｗ）を使用することができる。

本発明の一実施形態によれば、受信コイルユニットは更に、収集された磁気共鳴信号を無線送信する手段を有する。

他の一態様において、本発明は、核磁気共鳴撮像装置であって、主磁場を生成するように適応された主磁石と、被検体からの受信コイル無線周波数帯域内の磁気共鳴信号を収集する少なくとも１つの無線周波数受信コイルユニットと、当該装置の電気部品に電力を誘導的に供給する手段とを有し、前記電気部品は、誘導的に供給された電力によって電力供給される装置に関する。電力を誘導的に供給する手段は、磁場を回転させることによって電力を供給するように適応され、回転磁場の回転軸は主磁石の円筒軸と平行にされる。例えば、電力を誘導的に供給する手段は、送信コイルの組を有し、送信コイルの組の各送信コイルの巻線は１つの平面に及び、送信コイルの組によって及ばれる全ての平面が、主磁石の円筒軸と平行な共通の軸と交差する。

これは、回転軸がＭＲＩチューブの軸と一致する回転する放射状磁場を生成することができるという効果を有する。故に、受信コイルユニットの電力を誘導的に受信するために使用されるコイル巻線によって規定される平面を、ＭＲＩチューブの軸と平行に向けながら、ＭＲＩチューブの半径方向に関する上記平面の角度を任意に選択可能にすることができる。これは特に、電気部品がＲＦコイルユニット自体で構成される場合に好ましい。しかしながら、上述のように、電気部品は、何らかの種類のセンサや表示ユニットなどによって構成されることが可能である。

例えば、磁気共鳴信号を収集する受信コイルユニットは、該受信コイルユニットにおいて最大の電力誘起を得るために受信コイルユニット及びＭＲＩチューブの最も好適な相対向きを正確に見出す必要なく、ＭＲＩチューブ内で、撮像対象物上に配置されることが可能である。受信コイルユニットに電力を供給するために使用される交番磁場が静止磁場であって、故に回転磁場でない場合には、受信コイルユニットの誘導受信コイルは必ず、その平面を該磁場方向に垂直にして方向付けられる必要がある。この方向からの如何なる逸脱も、誘導受信コイルを貫く磁力線の数を少なくし、ひいては、このコイル内の誘起電流を低減させてしまう。回転する放射状磁場を電力誘導に用いることにより、ＭＲＩチューブの任意の半径方向で誘導受信コイルに垂直な軸の向きを任意にして最大の誘導を得ることができる。

このコイルの特別な配置は、特には受信コイルユニットである電気部品がＭＲＩチューブの断面全体で誘導的に電力供給され得るという更なる利点をもたらす。受信コイルユニットは、撮像対象の位置や撮像対象の大きさなどに応じて、大抵は任意の空間位置でＭＲＩチューブ内に位置付けられるので、これは重要な観点である。送信コイルの組の各送信コイルの巻線が１つの平面に及び、送信コイルの組によって及ばれる全ての平面が主磁石の円筒軸と平行な共通の軸と交差するようにして、回転磁場及び送信コイルの組の特徴を組み合わせ、送信コイルの組の各送信コイルの巻線が１つの平面に及び、送信コイルの組によって及ばれる全ての平面が主磁石の円筒軸と平行な共通の軸と交差するようにすることにより、ＭＲＩシステムの操作者は、完全に自由に、ＭＲボア内の撮像対象上で任意の位置及び向きで受信コイルユニットを位置付け得る。

他の一態様において、本発明は、核磁気共鳴撮像装置によって行われる、対象物の核磁気共鳴撮像を実行する方法であって、対象物内に核磁化を励起するステップと、前記装置の電気部品に電力を誘導的に供給するステップであり、前記電気部品は、誘導的に供給された電力によって電力供給され、前記装置は無線周波数受信コイルユニットを有し、無線周波数受信コイルユニットは、対象物の励起を受けて、対象物からの受信コイル無線周波数帯域内の磁気共鳴信号を収集するように適応され、電力を誘導的に供給するための電力伝送周波数及び該電力伝送周波数の高調波が、受信コイル無線周波数帯域の外側に位置付けられる、電力を誘導的に供給するステップと、を有する方法に関する。当該方法は更に、受信コイルユニットから、収集された磁気共鳴信号を受信するステップを有する。

本発明の一実施形態によれば、当該方法は更に、電力伝送周波数の受信コイル無線周波数帯域に隣接して位置する実際に供給されている高調波の少なくとも１つの隣接周波数を決定するステップと、決定された隣接周波数を用いて電力伝送周波数を調整するステップとを有する。

他の一態様において、本発明は、被検体からの受信コイル無線周波数帯域内の磁気共鳴撮像信号を収集する方法であって、電力を誘導的に受信するステップであり、電力伝送周波数及び該電力伝送周波数の高調波が受信コイル無線周波数帯域の外側に位置付けられる、ステップを有する方法に関する。当該方法は更に、被検体からの磁気共鳴信号を収集するステップと、収集された磁気共鳴信号を核磁気共鳴撮像装置に送信するステップとを有する。

他の一態様において、本発明は、本発明に従った対象物の核磁気共鳴撮像を実行する方法を実行し、且つ／或いは本発明に従った被検体からの磁気共鳴撮像信号を収集する方法を実行するためのコンピュータ実行可能命令を有するコンピュータプログラム製品に関する。

以下、単に例として図面を参照しながら、本発明の好適な実施形態を更に詳細に説明する。
本発明に従ったＭＲＩシステムを例示する模式図である。 電力伝送周波数に使用される動作周波数の選択手法を例示する図である。 核磁気共鳴撮像スキャンを実行する方法を例示するフローチャートである。 電力伝送コイルの構成を例示する図である。 電力伝送コイルの構成を例示する図である。 本発明に従ったＭＲＩシステムを例示する模式図である。

以下において、同様の要素は同一の参照符号によって指し示す。

図１は、本発明に従ったＭＲＩシステムを例示する模式図である。図１には、本発明を組み込んだ好適なＭＲＩシステムの主要な構成要素のみが示されている。磁気共鳴撮像装置はデータ処理システム１００を有しており、データ処理システム１００は典型的にコンピュータスクリーン１０２及び入力装置１０４を有している。この入力装置は、例えば、キーボード又はマウスとし得る。ＭＲＩシステムは更に、メモリ１０６及びインタフェース１０８を有している。インタフェース１０８は、典型的なハードウェアＭＲＩ要素との通信及びデータ交換に適応されている。

典型的なハードウェアＭＲＩ要素は、例えば、磁石１２２の主磁場を制御するように適応された主磁場制御ユニット１３０である。インタフェース１０８はまた、傾斜コイルユニット１３２と通信するように適応され、それぞれの傾斜コイル１２４は好ましくは、３つの共有軸ｘ、ｙ及びｚに沿った勾配を作り出す自己遮蔽型傾斜コイルである。ＭＲＩシステムは更に、ＲＦコイルユニット１３４に電気的に接続されたＲＦ送信コイル１２８を有している。一般的に、ＲＦコイル１２８はＲＦパルスの送信に適応される。

データ処理システム１００の制御下で、ＲＦ発生器によってＲＦパルスシーケンスが生成され、例えば、ヒトの体１２６内の陽子^１Ｈが所定の手法で励起される。そして、得られた磁気共鳴撮像信号が、例えば表面コイルユニット１４４によって検出される。表面コイルユニット１４４は、磁気共鳴撮像信号を収集する受信コイルと、収集されたＲＦ信号をデータ処理システム１００に接続された受信ユニット１４６に無線伝送する送信器１４８とを有している。一般的に、収集されたＲＦ信号の処理は、技術的に周知であってここでは図示していない検出器やミキサ等のような特別なハードウェア要素によって実行され得る。そのようなハードウェア要素は、付加的な外部ハードウェアユニットとして適応されることができ、あるいは、データ処理システム１００に実装されたり、表面コイルユニット１４４に少なくとも部分的に実装されたりすることも可能である。

コイルユニット１４４は、当該コイルユニット１４４に電力を誘導的に供給するように適応されたコイルユニット１４０によって電力供給される。この目的のため、コイルユニット１４４は更に、誘導（インダクション）受信コイル１５２を有している。さらに、コイルユニット１４４は、例えば時分割多重化が用いられる場合に使用され得るエネルギー貯蔵手段１５０を有している。時分割多重化は、上述のように、傾斜磁場の遷移中にのみ誘導電力システムがオンに切り換えられることを意味する。

図１には更に、コイルユニット１４４に電力を誘導的に供給するための使用される電力伝送周波数の高調波の検出を可能にするセンサ１４２が示されている。従って、センサ１４２はコイルユニット１４４による磁気共鳴信号の収集に使用される無線周波数帯域のレンジ内で動作する。例えば、動作周波数の如何なる倍数も受信コイルが動作している周波数範囲、すなわち、実際に検出される核スピンの共鳴の周りの周波数範囲に入らないように電力伝送周波数を調整するために、電力伝送周波数の、受信コイルの無線周波数帯域に隣接して位置する実際に供給されている高調波が、センサ１４２によって検出され、送信器モジュール１４０、又はデータ処理システム１００のコンピュータプログラム製品モジュール１２０の何れかによって分析される。

なお、ハードウェアＭＲＩ要素は更に、誘導的に電力供給され得る数多くの電気部品を有していてもよく、そのとき、電力を誘導的に供給するために使用される電力伝送周波数、及びその高調波の周波数は、受信コイルユニット１４４の無線周波数帯域の外側に位置付けられる。例えば、ＥＣＧ／ＶＣＧセンサ、ＳｐＯ_２、呼吸及びその他の生理機能センサが磁石ボア内の患者１２６上に配置され得る。それらのセンサも、受信コイルユニット１４４と同様に、情報をデータ処理システム１００に無線で提供するように適応され得る。さらに、それらのセンサは、例えば時分割多重を用いる場合に使用することが可能な、エネルギー貯蔵手段を有していてもよい。

さらに、磁石ボア自体の内側に配置されたボア内カメラ及びヘッドアップ・ディスプレイが誘導的に電力供給されてもよく、また、データ処理システム１００との間でのデータ交換も好ましくは無線で実行される。これは、安定した患者モニタリングを可能にするとともに、患者の心地良さを高めることになる。なお、現状では最新式のＭＲシステムにおいても、例えばヘッドフォンによって、聴覚的な娯楽が患者に提供されているだけである。ヘッドアップ・ディスプレイにより、患者が一層心地良く感じるように、短い映画なども患者に表示され得る。また、ヘッドアップ・ディスプレイは、例えばＭＲＩのための息止め法の指示や残りの検査時間の表示など、幾つかの身体検査手順を患者に指示するために使用されることも可能である。

データ処理システム１００は更に、コンピュータプログラム製品１１２のコンピュータ実行可能命令を実行するように適応されたプロセッサ１１０を有している。本実施形態において、データ処理システム１００は、データ収集モジュール１１４によって上述のハードウェアユニット群を制御するように適応されたコンピュータプログラム製品１１２を有している。データ収集が実行され、収集されたＭＲデータがデータ分析モジュール１１６によって分析される。上述のように、コンピュータプログラム製品１１２は更に、例えば受信コイルユニット１４４に電力を誘導的に供給するための電力伝送周波数を制御するモジュールのような、様々なモジュール１２０を有している。

図２は、例えば無線周波数受信コイルユニットといった電気部品に電力を誘導的に供給するための電力伝送周波数が選択される様子を模式的に示している。図２ａには、周波数位置２００にある電力伝送周波数の振幅と、周波数的に更に高い位置にある高調波群２０６の振幅とが示されている。高調波群は、連続したスペクトルではなく、不連続な複数のピークを有している。ピーク群の周波数間隔は、位置２００の基本動作周波数に等しい。図２ａに示すように、任意の電力伝送周波数を用いると、高調波ピーク群のうちのレンジ２０４内の１つがまさに受信コイルの無線周波数帯域内に入ることがあり、この周波数レンジ２０４内の高調波によって不所望の乱れが発生し得る。

この状況を回避するため、図２ｂに示すように、電力伝送周波数２００は、この周波数の如何なる倍数も、すなわち、如何なる高調波２０６も、受信コイルの無線周波数帯域２０２によって定められる禁止レンジ２０８内に入らないように選定される。この例において、電力伝送周波数は、高調波ピーク群２０６の周波数間隔が禁止帯域の周波数帯域幅２０２より大きくなるように、十分に高く選定されている。

図３は、対象物の核磁気共鳴撮像スキャンを実行する方法を例示するフローチャートである。ステップ３００にて、受信コイルユニットに、あるいは一般的に、ＭＲＩ磁石のボアとともに好ましく含まれる電気部品に、電力が誘導的に供給される。単純化した場合として、以下では、普遍性を損なうことなく、上記電気部品は受信コイルユニットそのものであると仮定する。ステップ３０２にてスピン系が励起され、それを受けてステップ３０４にて、受信コイルユニットによってＭＲ信号が収集される。そして、ステップ３０６にて、収集されたＭＲ信号が無線伝送され、ＭＲＩシステムによって受信される。

好ましくは、ステップ３００とステップ３０２又は３０４とが同時に行われる必要がないように、無線周波数受信コイルユニットはエネルギー貯蔵手段を有する。ステップ３００がスピン系の励起前且つＭＲ信号の収集前に行われる場合、画像品質への誘導式電力伝送の悪影響を回避することができる。これは、多くの場合にＭＲＩシステムは核共鳴の測定を常に実行しているわけではないという洞察に基づく。上述のように、完全なスキャンの最中に、勾配磁場が新たな分布に変化する時間が存在し、そのような時間スロットにおいてＭＲ共鳴測定は実行されない。これらの時間スロットは、核磁気共鳴撮像装置によって無線周波数受信コイルユニットに電力を誘導的に供給するために使用されることができる。

図４は、無線周波数受信コイルユニットに電力を誘導的に供給するためのコイル構成を例示している。図４ａに示すように、スラブ４００、４０２と、４０４、４０６とで構成される２つの送信コイルが互いに直交するように配置される。各コイルは、ＭＲＩシステムの軸に平行に配置された２つのスラブ（参照符号４００及び４０４により示されたスラブ１と、参照符号４０２及び４０６により示されたスラブ２）で構成される。これらのスラブは、破線によって指し示すように、閉ループを実現するように電気的に相互接続される。

なお、互いに直交配置された２つのコイルのみを用いることに代えて、例えば３つ、４つ又は５つのコイルといったように、任意の数のコイルを用いてもよい。しかしながら、概して、複数の送信コイルの組の各送信コイルの巻線は１つの平面に及び、複数の送信コイルの組によって及ばれる全ての平面が、主磁石の円柱軸と平行な共通の軸と交差する。

図４ｂには、スラブ４０４と４０６とを有する送信コイルの動作が示されている。電流４１２が流れることにより、磁力線４０８が生成される。この例において、受信コイル４１７が自身の平面を、スラブ４０４と４０６とを有するコイルによって規定される平面に平行にして配置されており、磁力線は受信コイル４１７を貫通することができる。

同じ原理が、図４ｃに示すように、スラブ４００と４０２とを有するコイルに関しても成り立つ。この例においては、電流４１６が流れることにより、受信コイル４１８を貫通することができる磁力線４１４が生成される。受信コイル４１８は、やはり、自身の平面を、スラブ４００と４０２とを有するコイルによって規定される平面に平行にして配置されている。

図５に、スラブ４００、４０２、４０４及び４０６を有するコイル構成をより詳細に示す。正面側で、スラブ４００及び４０２がリング型のコネクタ５０２によって相互接続されている。同じことが、リング型コネクタ５００によって相互接続されたスラブ４０４及び４０６にも当てはまる。好ましくは、矢印によって指し示される電流は交流であり、スラブ内を反対方向に流れる。さらに、一方の送信コイル内の交流電流は、他方の送信コイルに対して、９０°の位相角だけシフトされる。電流１の振幅が最大である場合に電流２が最小値を有し、この逆もまた然りである。電流１が最大である場合、生成される磁場は、放射方向且つ実質的に鉛直方向を向く。それにより受信コイル４１７内に電圧が誘起される。これが図４ｂに示した状況である。後の時点にて、第２の電流が最大となり、生成される磁場が放射方向且つ実質的に水平方向を向く図４ｃに示した状況が発生する。それにより、受信コイル４１８内に電圧を誘起することができる。

これらの図は、一方の電流が最大であり且つ他方の電流がゼロである特定の時点を示している。しかしながら、一般には、好ましくはこれらの印加電流は９０°の位相角だけシフトされ且つこれらの印加電流は正弦波形状を有するので、得られる磁場は一周期中に如何なる放射方向をも向くことになり、図５に示したコイル構成内で任意に方向付けられた受信コイルが、その方向とは無関係に、電力を受信することができる。

なお、図５に関して言及しておくに、インダクタスラブを接続するリング型の相互接続５００及び５０２の、上側の半分内の電流及び下側の半分内の電流は、同一方向に流れるため、或る程度互いに相殺し合う。故に、得られる磁場は、図４ｂ及び４ｃに示した理想的な構成のうちの１つと多かれ少なかれ似たものとなる。

図６は、本発明に従ったＭＲＩ装置の更なる模式図を示している。図６には、主磁石システム１２２、傾斜コイル１２４及びＲＦ送信コイル１２８が示されている。ＲＦ送信コイル１２８と傾斜コイル１２４との間に、遮蔽管６００が設けられている。遮蔽管６００は、例えば、複数のスリット６０２を有する銅管とし得る。スリット群６０２は、ここでは図示しないキャパシタによって橋渡し（ブリッジング）される。技術的に周知のように、遮蔽管の目的は、ＲＦ送信コイル１２８によって生成されるＲＦ磁場を、遮蔽管６００によって画成される管状領域内に閉じ込めることである。そうはいうものの、スリット群６０２の存在により、傾斜コイル１２４によって生成される磁場勾配は遮蔽管６００のスリット群を突き抜けて、磁気共鳴撮像の目的に使用されることができる。

遮蔽管自体、或るＲＦ共振周波数を示す。それは、ギャップを橋渡しする上記キャパシタによって生じる。誘起された遮蔽電流にとって、ギャップのない遮蔽体そのものは誘導性として現れる。ブリッジングキャパシタと遮蔽誘導体との組み合わせが、誘導電流に対する共振回路として現れる。電力伝送システムの動作周波数がこの共振周波数に近い場合、損失を生じさせて電力効率を著しく低下させる極めて高い誘起電流が現れ得る。故に、動作周波数は、この共振周波数とは異なるように選定される。好ましくは、動作周波数はこの共振周波数より高く選定される。この周波数体系において、上記キャパシタは低いインピーダンスとして現れるので、上述の遮蔽機能は電力伝送にも有効である。これは、遮蔽管の外側の如何なる装備も電力磁場による影響を受けないことになるため有利である。

１００ データ処理システム
１０２ スクリーン
１０４ 入力装置
１０６ メモリ
１０８ インタフェース
１１０ プロセッサ
１１２ コンピュータプログラム製品
１１４、１１６、１２０ モジュール
１２２ 主磁石
１２４ 傾斜コイル
１２６ 人体
１２８ ＲＦコイル
１３０ 主磁場制御ユニット
１３２ 傾斜コイル制御ユニット
１３４ ＲＦ制御ユニット
１４０ 誘導式電力結合コイル
１４２ センサ
１４４ ＲＦコイルユニット
１４６ 無線受信ユニット
１４８ 無線送信ユニット
１５０ エネルギー貯蔵手段
１５２ コイル
２００電力伝送周波数
２０２ 受信コイル無線周波数帯域
２０４、２０８ レンジ（範囲）
２０６ 高調波ピーク
４００、４０２、４０４、４０６ スラブ
４０８、４１４ 磁力線
４１２、４１６ 電流
４１７、４１８ コイル
５００、５０２ 相互接続
６００ 遮蔽管
６０２ スリット

Claims (15)

1. 核磁気共鳴撮像装置であって：
   主磁場を生成するように適応された主磁石；
   被検体からの受信コイル無線周波数帯域内の磁気共鳴信号を収集する少なくとも１つの無線周波数受信コイルユニット；
   当該装置の電気部品に電力を誘導的に供給する手段；
   を有し、
   前記電気部品は、誘導的に供給された電力によって電力供給されるように適応されており、前記電力を誘導的に供給するための電力伝送周波数及び該電力伝送周波数の高調波が、前記受信コイル無線周波数帯域の外側に位置付けられる、
   装置。
2. 前記電気部品は前記無線周波数受信コイルユニットである、請求項１に記載の装置。
3. 前記主磁石は磁石ボアを有し、前記電気部品は空間的に前記磁石ボア内に配置される、請求項１に記載の装置。
4. 前記電力伝送周波数の、前記受信コイル無線周波数帯域に隣接して位置する実際に供給されている高調波、の周波数である少なくとも１つの隣接周波数を決定する手段と、決定された前記隣接周波数を用いて前記電力伝送周波数を調整する手段とを更に有する請求項１に記載の装置。
5. 前記電力を誘導的に供給する手段は、前記無線周波数受信コイルユニットによる磁気共鳴信号の収集に使用されない期間に、前記無線周波数受信コイルユニットに前記電力を供給するように適応されている、請求項１に記載の装置。
6. 少なくとも１つの無線周波数送信コイルユニットによって生成される磁気共鳴無線周波数励起場を、前記被検体を受け入れるように適応された検査領域に閉じ込める遮蔽管を更に有し、前記遮蔽管は更に、当該遮蔽管の外側に位置する磁場傾斜コイルにより生成される磁場勾配が突き抜け可能であり、前記遮蔽管は電気的な共振周波数を特徴付け、前記電力伝送周波数及びその前記高調波は更に、前記遮蔽管の共振周波数の外側に配置される、請求項１に記載の装置。
7. 前記主磁石は磁石ボアを有し、前記電気部品は空間的に前記磁石ボア内に配置され、前記電力を誘導的に供給する手段は、磁場を回転させることによって前記電力を供給するように適応され、回転磁場の回転軸は前記主磁石の円筒軸と平行である、請求項１に記載の装置。
8. 前記電力を誘導的に供給する手段は送信コイルの組を有し、前記送信コイルの組の各送信コイルの巻線は１つの平面に及び、前記送信コイルの組によって及ばれる全ての平面が、前記主磁石の前記円筒軸と平行な共通の軸と交差する、請求項７に記載の装置。
9. 核磁気共鳴撮像装置の電気部品であって、前記装置は、被検体からの受信コイル無線周波数帯域内の磁気共鳴信号を収集する核磁気共鳴撮像用の受信コイルユニットを有し、当該電気部品は、電力を誘導的に受信する手段を有し、電力伝送周波数及び該電力伝送周波数の高調波が、前記受信コイル無線周波数帯域の外側に位置付けられる、電気部品。
10. 前記電力を誘導的に受信する手段は、前記電力を誘導的に受信するように適応された第１のコイルを有し、前記受信コイルユニットは更に、前記磁気共鳴信号を受信するように適応された第２のコイルを有し、前記第１及び第２のコイルは、当該第１及び第２のコイルの相互の電磁デカップリングのために重なり合う、請求項９に記載の電気部品。
11. 前記電力を誘導的に受信する手段は、前記電力を誘導的に受信するように適応されたコイルの組を有し、前記コイルの組の各コイルは、異なる数のコイル巻線を有する、請求項９に記載の電気部品。
12. 核磁気共鳴撮像装置によって行われる、対象物の核磁気共鳴撮像を実行する方法であって：
    前記対象物内に核磁化を励起するステップ；
    前記装置の電気部品に電力を誘導的に供給するステップであり、前記電気部品は、誘導的に供給された電力によって電力供給され、前記装置は無線周波数受信コイルユニットを有し、前記無線周波数受信コイルユニットは、前記対象物の励起を受けて、前記対象物からの受信コイル無線周波数帯域内の磁気共鳴信号を収集するように適応され、前記電力を誘導的に供給するための電力伝送周波数及び該電力伝送周波数の高調波が、前記受信コイル無線周波数帯域の外側に位置付けられる、電力を誘導的に供給するステップ；
    前記受信コイルユニットから、収集された磁気共鳴信号を受信するステップ；
    を有する方法。
13. 前記電力伝送周波数の、前記受信コイル無線周波数帯域に隣接して位置する実際に供給されている高調波、の周波数である少なくとも１つの隣接周波数を決定するステップと、決定された前記隣接周波数を用いて前記電力伝送周波数を調整するステップとを更に有する請求項１２に記載の方法。
14. 被検体からの受信コイル無線周波数帯域内の磁気共鳴信号を収集する方法であって：
    電力を誘導的に受信するステップであり、電力伝送周波数及び該電力伝送周波数の高調波が、前記受信コイル無線周波数帯域の外側に位置付けられる、ステップ；
    前記被検体からの前記磁気共鳴信号を収集するステップ；
    収集された前記磁気共鳴信号を核磁気共鳴撮像装置に送信するステップ；
    を有する方法。
15. 請求項１２乃至１４の何れかに記載の方法のステップ群の何れかを実行するためのコンピュータ実行可能命令を有するコンピュータプログラム。

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