JP6430107B2 - 磁気共鳴イメージング装置、及び寝台 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置、受信コイル、寝台、及び中継ユニットに関する。

従来、磁気共鳴イメージング装置は、被検体から放射された磁気共鳴信号を受信する受信コイルと、受信コイルから出力された磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して磁気共鳴信号データを生成する受信ユニットと、磁気共鳴信号データを収集する収集ユニットとを備える。近年、このような構成において、磁気共鳴信号へのノイズの混入を抑えるため、受信コイルによって受信された磁気共鳴信号をできるだけ早い段階でデジタル信号に変換することが検討されている。

特開２０１２−８１０１３号公報

本発明が解決しようとする課題は、簡易な装置構成で磁気共鳴信号へのノイズの混入を抑えることができる磁気共鳴イメージング装置、受信コイル、寝台、及び中継ユニットを提供することである。

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、寝台と、架台部と、受信コイルと、変換ユニットと、収集ユニットとを備える。寝台は、被検体が置かれる。架台部は、静磁場磁石及び傾斜磁場コイルを支持する。受信コイルは、前記被検体から放射される磁気共鳴信号を受信する。変換ユニットは、前記受信コイルから出力される磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して磁気共鳴信号データを生成する。収集ユニットは、前記磁気共鳴信号データを収集する。そして、寝台又は架台部は、前記受信コイルと前記収集ユニットとを接続するコイルポートを有し、変換ユニットは、前記コイルポートに設けられる。

図１は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）装置の構成例を示すブロック図である。 図２は、第１の実施形態に係るコイルポートの配置例を示す図である。 図３は、第１の実施形態に係る寝台が移動式の寝台である場合の例を示す図である。 図４は、第１の実施形態に係るＡ（Analog）／Ｄ（Digital）変換ユニットの構成例を示すブロック図である。 図５は、従来のＡＤＣ（Analog Digital Converter）を用いた受信回路の一例を示す図である。 図６は、第１の実施形態に係るダイレクトサンプリング用のＡＤＣを用いた受信回路の構成を示す図である。 図７は、第２の実施形態に係る中継ユニットを示す図である。 図８は、第２の実施形態に係るコイルポートの入力コネクタの一例を示す図である。 図９は、第２の実施形態に係るスキップ回路４０の一例を示す図である。 図１０は、第３の実施形態に係る分配基板の構成及び接続関係を示す図である。 図１１は、第３の実施形態に係る分配基板の構成及び接続関係を示す図である。 図１２は、第３の実施形態に係るデジタル・マトリックススイッチの構成を示す図である。 図１３は、第３の実施形態に係るデジタル・マトリックススイッチの構成を示す図である。

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００の構成例を示すブロック図である。

静磁場磁石１は、中空の円筒形状に形成され、内部の空間に一様な静磁場を発生する。静磁場磁石１は、例えば、永久磁石、超伝導磁石などである。傾斜磁場コイル２は、中空の円筒形状に形成され、内部の空間に傾斜磁場を発生する。具体的には、傾斜磁場コイル２は、静磁場磁石１の内側に配置され、傾斜磁場電源３から電流の供給を受けて傾斜磁場を発生する。傾斜磁場電源３は、リアルタイムシーケンサ９から送られるパルスシーケンス実行データに従って、傾斜磁場コイル２に電流を供給する。なお、静磁場磁石１及び傾斜磁場コイル２は、架台部１２によって支持される。

寝台４は、被検体Ｐが置かれる天板４ａを備え、天板４ａを、被検体Ｐが置かれた状態で傾斜磁場コイル２の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、寝台４は、長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように設置される。また、寝台４は、受信コイル６と収集ユニット１０とを接続するコイルポート１３を有する。

図２は、第１の実施形態に係るコイルポート１３の配置例を示す図である。図２に示すように、例えば、コイルポート１３は、寝台４が備える天板４ａの長手方向の端部付近に配設される。なお、図２では、天板４ａの一方の端部付近に２つのコイルポート１３が設けられ、他方の端部付近に３つのコイルポート１３が設けられた場合を示しているが、コイルポート１３の位置や数はこれに限られない。

また、第１の実施形態では、各コイルポート１３には、受信コイル６から出力される磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して磁気共鳴信号データを生成するＡ／Ｄ変換ユニットが設けられる。そして、各コイルポート１３は、それぞれ、対応する収集ユニット１０に磁気共鳴信号データを送信する。ここで、Ａ／Ｄ変換ユニットは、生成した磁気共鳴信号データを光信号に変換して出力する。そして、Ａ／Ｄ変換ユニットから出力された光信号の磁気共鳴信号データは、例えば、寝台４内に設けられた光多重化器によって多重化され、光ケーブル１４を介して収集ユニット１０に送信される。なお、各コイルポート１３に設けられるＡ／Ｄ変換ユニットについては、後に詳細に説明する。

なお、寝台４は、架台１２に固定された固定式の寝台であってもよいし、架台１２に着脱可能な移動式の寝台（ドッカブル寝台ともいう）であってもよい。例えば、移動式の寝台は、車輪などの移動手段を有しており、ＭＲＩ装置１００が置かれた撮影室の外から中へ、又は、撮影室の中から外へ被検体を運ぶことができる。

図３は、第１の実施形態に係る寝台４が移動式の寝台である場合の例を示す図である。例えば、図３に示すように、移動式の寝台４は、移動用の車輪４ｂを有する。また、寝台４は、架台１２に設けられた固定部１２ａに嵌合する被固定部４ｃを有する。例えば、寝台４の被固定部４ｃは、リアルタイムシーケンサ用のケーブル４ｄ及び収集ユニット用のケーブル４ｅを介してコイルポート１３と接続される。また、架台１２の固定部１２ａは、リアルタイムシーケンサ用のケーブル１２ｄを介してリアルタイムシーケンサ９と接続され、収集ユニット用のケーブル１２ｅを介して収集ユニット１０と接続される。ここで、例えば、収集ユニット用のケーブル４ｅ及び１２ｅは、それぞれ光ケーブルである。

そして、図３に破線で示すように、寝台４の被固定部４ｃが架台１２の固定部１２ａに嵌合すると、寝台４が架台１２に機械的に固定されるとともに、寝台４のケーブル４ｄと架台１２のケーブル１２ｄとが電気的に接続され、寝台４のケーブル４ｅと架台１２のケーブル１２ｅとが電気的に接続される。これにより、コイルポート１３に接続された受信コイル６と、リアルタイムシーケンサ９及び収集ユニット１０とが電気的に接続される。

図１にもどって、送信コイル５は、高周波磁場を発生する。具体的には、送信コイル５は、傾斜磁場コイル２の内側に配置され、送信ユニット７から高周波パルスの供給を受けて、高周波磁場を発生する。送信ユニット７は、リアルタイムシーケンサ９から送られるパルスシーケンス実行データに従って、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信コイル５に送信する。

受信コイル６は、被検体Ｐから放射される磁気共鳴信号を受信する。具体的には、受信コイル６は、高周波磁場の影響によって被検体Ｐから放射される磁気共鳴信号を受信する。また、受信コイル６は、受信した磁気共鳴信号を内部のプリアンプによって増幅し、増幅後の磁気共鳴信号を寝台４の天板４ａに設けられたコイルポート１３のＡ／Ｄ変換ユニットに出力する。なお、例えば、受信コイル６は、頭部用の受信コイル、脊椎用の受信コイル、腹部用の受信コイルなどである。また、第１の実施形態では、受信コイル６は、複数のコイルエレメントを含んだアレイコイルであり、各コイルエレメントで受信した磁気共鳴信号を複数のチャネルで出力することとする。

リアルタイムマネージャー８は、操作者によって指示された撮像条件に応じて、リアルタイムシーケンサ９を制御する。具体的には、リアルタイムマネージャー８は、ホストコンピュータ１５から送信された撮像条件を解析し、パルスシーケンス実行データを生成し、生成したパルスシーケンス実行データをリアルタイムシーケンサ９に送信する。

リアルタイムシーケンサ９は、傾斜磁場電源３、送信ユニット７及びコイルポート１３の変換ユニットに接続され、接続された各ユニットとホストコンピュータ１５との間で送受信されるデータの入出力を制御する。具体的には、リアルタイムシーケンサ９は、リアルタイムマネージャー８から送信されたパルスシーケンス実行データに基づいて、撮像条件に応じて定義されたパルスシーケンスを実行するように、傾斜磁場電源３、送信ユニット７及びコイルポート１３のＡ／Ｄ変換ユニットを制御する。

収集ユニット１０は、コイルポート１３に設けられたＡ／Ｄ変換ユニットによって生成された磁気共鳴信号データを収集する。収集ユニット１０は、磁気共鳴信号データを収集すると、収集した磁気共鳴信号データに対してアベレージング処理、位相補正処理などの補正処理を行い、補正後の磁気共鳴信号データを画像再構成ユニット１１に送信する。ＭＲＩ装置１００は、寝台４に設けられたコイルポート１３それぞれに対応して、複数の収集ユニット１０を備える。

画像再構成ユニット１１は、収集ユニット１０から送信された磁気共鳴信号データに対して、フィルタ処理や再構成処理等の画像処理を行って画像データを生成する。具体的には、画像再構成ユニット１１は、ｋ空間変換フィルタ処理、２次元ＦＦＴ（Fast Fourier Transform）又は３次元ＦＦＴ、画像フィルタ等の画像処理を行って２次元又は３次元の画像データを再構成し、再構成した画像データをホストコンピュータ１５に送信する。

ホストコンピュータ１５は、記憶部１５ａと、制御部１５ｂと、入力部１５ｃと、表示部１５ｄとを備える。ホストコンピュータ１５は、入力部１５ｃで操作者が選択した受信コイルに応じて、選択された受信コイルの各チャネルがどの収集ユニットのバッファメモリに格納されるかを示す情報と、選択された受信コイルの各チャネルのうち撮像に使用するものとして選択されたチャネルを示す選択信号とを、リアルタイムマネージャー８を介してリアルタイムシーケンサ９に送信する。

制御部１５ｂは、上記各ユニットを制御することによってＭＲＩ装置１００を総括的に制御する。例えば、制御部１５ｂは、ＣＰＵ（Central Processing Unit）などを含む。入力部１５ｃは、撮像指示などを操作者から受け付ける。表示部１５ｄは、画像データなどを表示する。

このような構成のもと、第１の実施形態では、前述したように、コイルポート１３が、受信コイル６から出力される磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して磁気共鳴信号データを生成するＡ／Ｄ変換ユニットを有する。

図４は、第１の実施形態に係るＡ／Ｄ変換ユニット２０の構成例を示すブロック図である。図４に示すように、Ａ／Ｄ変換ユニット２０は、コイルポート１３に設けられ、受信コイル６から出力される磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して磁気共鳴信号データを生成し、生成した磁気共鳴信号データを収集ユニット１０へ送信する。

具体的には、Ａ／Ｄ変換ユニット２０は、ダイレクトサンプリング方式で磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して磁気共鳴信号データを生成する機能を有する。また、Ａ／Ｄ変換ユニット２０は、受信コイル６のチャネルごとに磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して磁気共鳴信号データを生成する。

例えば、図４に示すように、Ａ／Ｄ変換ユニット２０は、複数のＡＤＣ２１と、選択部２２と、パラレル／シリアル（Parallel／Serial：Ｐ／Ｓ）変換部２３と、多重化部（Multiplexer：ＭＵＸ）２４と、電気／光（Electrical／Optical：Ｅ／Ｏ）変換部２５とを有する。なお、図４に示す例では、受信コイル６から８つのチャネルで磁気共鳴信号が出力される場合を示している。

ＡＤＣ２１は、受信コイル６から出力されるアナログの磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して磁気共鳴信号データを生成する。具体的には、ＡＤＣ２１は、ダイレクトサンプリング方式用のＡＤＣであり、受信コイル６から出力されるアナログの磁気共鳴信号を直接サンプリングして、デジタル信号に変換する。そして、ＡＤＣ２１は、デジタル化した磁気共鳴信号を磁気共鳴信号データとして選択部２２に送る。

ここで、ＡＤＣ２１は、受信コイル６のチャネルと同じ数だけ設けられる。一般的に、ダイレクトサンプリング方式用のＡＤＣは構成が簡素化されているため、容易に集積度を高めることができ、コイルポート１３内に多数のＡＤＣを内蔵させることが可能である。図４に示す例では、受信コイル６のチャネル数が８つであるため、８つのＡＤＣ２１が設けられる。これにより、選択部２２には、受信コイル６の８つのチャネルごとに磁気共鳴信号データが送られることになる。なお、ＡＤＣ２１の数は８つに限られるものではなく、受信コイルのチャネル数に合わせて、単数又は複数のＡＤＣ２１が設けられる。

選択部２２は、チャネルごとに生成された磁気共鳴信号データの中から少なくとも１つのチャネルの磁気共鳴信号データを選択する。具体的には、選択部２２は、撮像に使用するものとして選択されたチャネルを示す選択信号をリアルタイムシーケンサ９から取得し、取得した選択信号に基づいて、選択されたチャネルを特定し、特定したチャネルの磁気共鳴信号データをＰ／Ｓ変換部２３に送る。

Ｐ／Ｓ変換部２３は、磁気共鳴信号データをパラレル信号からシリアル信号に変換する。具体的には、Ｐ／Ｓ変換部２３は、選択部２２から送られた磁気共鳴信号データをチャネルごとにパラレル信号からシリアル信号に変換し、変換後の磁気共鳴信号データをＭＵＸ２４に送る。

ＭＵＸ２４は、チャネルごとに生成された磁気共鳴信号データを多重化する。具体的には、ＭＵＸ２４は、Ｐ／Ｓ変換部２３から送られたチャネルごとの磁気共鳴信号データを多重化し、多重化された磁気共鳴信号データをＥ／Ｏ変換部２５に送る。

Ｅ／Ｏ変換部２５は、磁気共鳴信号データを光信号に変換する。具体的には、Ｅ／Ｏ変換部２５は、ＭＵＸ２４から送られた磁気共鳴信号データを電気信号から光信号に変換し、変換後の磁気共鳴信号データを収集ユニット１０へ送信する。

上述したように、第１の実施形態によれば、受信コイル６から出力される磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して磁気共鳴信号データを生成するＡ／Ｄ変換ユニット２０が、寝台４のコイルポート１３に設けられる。このように、寝台４のコイルポート１３にＡ／Ｄ変換ユニット２０を設けることで、受信コイル６から出力された磁気共鳴信号がコイルポート１３に入力された時点でＡ／Ｄ変換が行われるので、受信コイル６から収集ユニット１０までの経路の早い段階で磁気共鳴信号がデジタル化されることになる。これにより、磁気共鳴信号へのノイズの混入を抑えることができる。

従来、後段の受信ユニットで最低必要なチャネル数分のＡＤＣを備え、磁気共鳴信号データを収集するＭＲＩ装置があった。しかし、このようなＭＲＩ装置では、一般的に受信ユニットは高価であるため、同時に接続できる受信コイルの数、及び、受信コイルのチャネル数よりも少ない数のチャネル数しか装備することができなかった。そのため、例えば、受信ユニットの前段に、１２８チャネルから３２チャネルを選択するような選択回路が設けられるのが一般的であった。この選択回路は、磁場の強さに応じて定数の異なるものを用意したり、チャネル間の信号のアイソレーションに配慮したりする必要があり、設計上の制限が大きかった。また、選択回路に対する設定も複雑になっており、操作者が、受信可能なポートを容易に選択することができなかった。

このような課題に対し、従来、受信コイル内にＡＤＣを設ける方式があった。しかし、この方式では、ハードウェア的な制限からコンパクトにＡＤＣを実装することが難しく、受信コイルそのものが大きくなったり、設計上、受信コイルの接続状態のバラエティに応じて受信コイル間の干渉を考慮する必要があったりして、受信コイル自身が高価になる場合があった。

これに対し、第１の実施形態によれば、コイルポート内で磁気共鳴信号のＡ／Ｄ変換を行うため、後段の受信ユニットが不要になる。したがって、簡易な構成で磁気共鳴信号へのノイズの混入を抑えることができる。また、後段の受信ユニットが不要になることにともなって、選択回路も不要となるので、同時に接続できる全ての受信コイル、及び、各受信コイルの全てのチャネルから出力される磁気共鳴信号を収集ユニットへ送信することが可能になり、より効率よく磁気共鳴信号を収集できるようになる。

また、第１の実施形態では、安価なダイレクトサンプリング方式用のＡＤＣを用いることで、装置の製造コストを削減することができる。前述したように、一般的に、ダイレクトサンプリング方式用のＡＤＣは構成が簡素化されているため、容易に集積度を高めることができ、コイルポート１３内に多数のＡＤＣを内蔵させることが可能である。

図５は、従来のＡＤＣを用いた受信回路の一例を示す図である。図５に示すように、例えば、従来のＡＤＣを用いた構成では、受信コイルによって受信された磁気共鳴（ＭＲ）信号を高周波増幅器（AMP）で増幅した後に、局部発信器（Local Oscillator）及び混合器（Mixer）で周波数を落とし、その後、ＡＤＣでＡ／Ｄ変換を行っていた。このため、回路規模が大きく、寝台に実装することは困難であった。

図６は、第１の実施形態に係るダイレクトサンプリング用のＡＤＣを用いた受信回路の構成を示す図である。図６に示すように、例えば、第１の実施形態では、受信コイルによって受信された磁気共鳴（ＭＲ）信号を高周波増幅器（AMP）で増幅した後に、ダイレクトサンプリング方式用のＡＤＣを用いて、磁気共鳴信号を直接サンプリングしてＡ／Ｄ変換する。このように、ダイレクトサンプリング方式用のＡＤＣを用いた構成は、従来のＡＤＣを用いた構成と比べて回路規模が小さいため、複数のチャネル分のＡＤＣを容易に実装することができる。なお、図６に示す例では、ＡＤＣで磁気共鳴信号をデジタル化した後に、デジタル発信器（Digital Oscillator）及び混合器（Mixer）で間引き処理を行っている。デジタル化した後であれば、磁気共鳴信号に対して間引き処理やデシメーションを容易に行うことができる。

（第２の実施形態）
次に、第２の実施形態について説明する。第１の実施形態では、Ａ／Ｄ変換ユニット２０が寝台４のコイルポート１３に設けられる場合について説明した。これに対し、第２の実施形態では、受信コイル６からコイルポート１３までの経路上にＡ／Ｄ変換ユニットが設けられる場合について説明する。

なお、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置は、基本的には図１に示したＭＲＩ装置１００と同じ構成を有するが、寝台４のコイルポート１３にＡ／Ｄ変換ユニット２０が設けらない。また、第２の実施形態では、ＭＲＩ装置１００が、受信コイル６と寝台４のコイルポート１３とを中継する中継ユニットを備え、この中継ユニットに、Ａ／Ｄ変換ユニットが設けられる場合の例を説明する。また、第２の実施形態では、第１の実施形態で説明した各部と同じ機能を有する構成要素については、同じ符号を付して説明を省略する。

図７は、第２の実施形態に係る中継ユニット３０を示す図である。図７に示すように、中継ユニット３０は、Ａ／Ｄ変換ユニット１２０を含む。このＡ／Ｄ変換ユニット１２０は、第１の実施形態で説明したＡ／Ｄ変換ユニット２０と同じ機能を有するが、多重化された磁気共鳴信号データを電気信号で出力する点でＡ／Ｄ変換ユニット２０とは異なる。

また、中継ユニット３０は、入力コネクタ３１と、出力コネクタ３２とを有する。入力コネクタ３１は、受信コイル６から磁気共鳴信号を入力する。具体的には、入力コネクタ３１は、受信コイル６の出力コネクタ６ａと接続され、受信コイル６から入力した磁気共鳴信号をＡ／Ｄ変換ユニット１２０に出力する。出力コネクタ３２は、Ａ／Ｄ変換ユニット１２０によって生成された磁気共鳴信号データを寝台４の天板４ａに設けられたコイルポート１３に出力する。具体的には、出力コネクタ３２は、コイルポート１３の入力コネクタ１３ａと接続され、Ａ／Ｄ変換ユニット１２０から出力された磁気共鳴信号データをコイルポート１３に出力する。

ここで、中継ユニット３０の入力コネクタ３１は、寝台４のコイルポート１３の入力コネクタ１３ａと同じ形状を有する。また、中継ユニット３０の出力コネクタ３２は、受信コイル６の出力コネクタ６ａと同じ形状を有する。

図８は、第２の実施形態に係るコイルポート１３の入力コネクタ１３ａの一例を示す図である。図８に示すように、例えば、コイルポート１３の入力コネクタ１３ａは、４行×４列に配置された複数のＭＲＩ信号部１３ｂと、５行×６列に配置された複数のコイル情報部１３ｃとを有する。ＭＲＩ信号部１３ｂは、磁気共鳴信号データをコイルポート１３に入力するための端子である。例えば、ＭＲＩ信号部１３ｂは、ＢＮＣ（Bayonet Neill Concelman）コネクタや、Ｃｏａｘコネクタなどである。また、コイル情報部１３ｃは、受信コイル６を一意に識別するためのコイルＩＤをコイルポート１３に入力するための端子である。第２の実施形態では、中継ユニット３０の入力コネクタ３１も、図８に示す入力コネクタ１３ａと同様に、４行×４列に配置された複数のＭＲＩ信号部と、５行×６列に配置された複数のコイル情報部とを有する。

このように、第２の実施形態では、中継ユニット３０の入力コネクタ３１が寝台４のコイルポート１３の入力コネクタ１３ａと同じ形状を有し、中継ユニット３０の出力コネクタ３２が受信コイル６の出力コネクタ６ａと同じ形状を有する。つまり、中継ユニット３０は、従来から用いられている受信コイル６とコイルポート１３との間に挿入することができる。

したがって、第２の実施形態によれば、中継ユニット３０を用いることによって、コイルポート１３にＡ／Ｄ変換ユニットが設けられていない場合でも、受信コイル６からコイルポート１３までの経路上で、アナログの磁気共鳴信号をデジタル信号に変換することができる。つまり、従来の受信コイルと従来の寝台の仕様を変更することなく、受信コイル６からコイルポート１３までの経路上で、アナログの磁気共鳴信号をデジタル信号に変換することができる。また、全てのコイルポート１３に対して、中継ユニット３０を介して受信コイル６を接続すれば、前述した従来の高価な受信ユニットが不要になるので、従来の寝台を用いたまま、装置の製造コストを削減することができる。

なお、ここでは、中継ユニット３０の入力コネクタ３１が寝台４のコイルポート１３の入力コネクタ１３ａと同じ形状を有し、中継ユニット３０の出力コネクタ３２が受信コイル６の出力コネクタ６ａと同じ形状を有する場合の例を説明した。この構成によれば、病院などに既に設置されて利用されている受信コイル及び寝台を変えずに、中継ユニット３０を導入することができる。しかし、中継ユニットの入力コネクタ及び出力コネクタの形状は、必ずしもこの例に限られない。

例えば、寝台は既に利用されているものを変えずに、受信コイルと中継ユニットとを新たに導入する場合もあり得る。この場合には、中継ユニットにおいて、出力コネクタは、既に利用されている寝台のコイルポートの入力コネクタに接続可能な形状とし、入力コネクタは、新しい受信コイルの出力コネクタに接続可能な形状とすればよい。また、逆に、受信コイルは既に利用されているものを変えずに、寝台と中継ユニットとを新たに導入する場合もあり得る。この場合には、中継ユニットにおいて、入力コネクタは、既に利用されている受信コイルのコイルポートの出力コネクタに接続可能な形状とし、出力コネクタは、新しい寝台のコイルポートの入力コネクタに接続可能な形状とすればよい。

また、例えば、中継ユニット３０を用いる場合と中継ユニット３０を用いない場合の両方に対応することができるように、寝台４のコイルポート１３ごとに、Ａ／Ｄ変換のスキップ回路を設けてもよい。このスキップ回路は、例えば、寝台４に設けられてもよいし、架台部１２に設けられてもよい。

図９は、第２の実施形態に係るスキップ回路４０の一例を示す図である。図９に示すように、例えば、スキップ回路４０は、ＡＤＣ４１と、Ｐ／Ｓ変換器４２と、データ選択回路（ＭＵＸ）４３とを有する。このスキップ回路４０は、コイルポート１３から磁気共鳴信号又は磁気共鳴信号データを入力する。つまり、スキップ回路４０は、Ａ／Ｄ変換機能を有さない従来の受信コイルがコイルポート１３に直接接続された場合には、コイルポート１３からアナログの磁気共鳴信号を入力することになる。また、スキップ回路４０は、受信コイルが中継ユニット３０を介してコイルポート１３に接続された場合には、コイルポート１３からデジタルの磁気共鳴信号データを入力することになる。

スキップ回路４０に入力された磁気共鳴信号又は磁気共鳴信号データは、データ選択回路４３の入力Ａ及びＡＤＣ４１の入力に供給される。ＡＤＣ４１は、入力された磁気共鳴信号をデジタル信号に変換してＰ／Ｓ変換器４２に出力する。Ｐ／Ｓ変換器４２は、入力したデジタル信号をシリアル信号に変換してデータ選択回路４３の入力Ｂに供給する。データ選択回路４３は、選択制御信号ＳＥに基づいて、入力Ａ又は入力Ｂのいずれか一方から入力された信号を出力Ｙから出力する。このデータ選択回路４３から出力される信号は、スキップ回路４０の出力信号となって収集ユニット１０に送信される。

例えば、データ選択回路４３には、受信コイルがコイルポート１３に直接接続された場合には信号「０」が入力され、受信コイルが中継ユニット３０を介してコイルポート１３に接続された場合には、信号「１」が入力される。そして、データ選択回路４３は、選択制御信号ＳＥが信号「０」であった場合には、入力Ｂから入力された信号を出力Ｙから出力する。この場合には、出力Ｙからは、ＡＤＣ４１によってデジタル信号に変換された磁気共鳴信号、すなわち磁気共鳴信号データが出力されることになる。一方、選択制御信号ＳＥが信号「１」であった場合には、データ選択回路４３は、入力Ａから入力された信号を出力Ｙから出力する。この場合には、出力Ｙからは、コイルポート１３から入力されたデジタルの磁気共鳴信号データが出力されることになる。つまり、このような制御によって、いずれの場合でも、スキップ回路４０からはデジタルの磁気共鳴信号データが出力されることになる。なお、選択制御信号ＳＥの入力は、操作者によって手動で行われてもよいし、受信コイル及び中継ユニット３０に付与されたＩＤに基づいて自動で行われてもよい。

このように、スキップ回路４０を用いることによって、中継ユニット３０を用いる場合と中継ユニット３０を用いない場合の両方に対応することができるようになる。さらに、コイルポート１３ごとにスキップ回路４０を設けることによって、中継ユニット３０を介して受信コイル６が接続されたコイルポート１３と、中継ユニット３０を介さずに受信コイル６が接続されたコイルポート１３とが混在する場合でも、各コイルポート１３に対応した収集ユニット１０にデジタルの磁気共鳴信号データを送信することができるようになる。

（第３の実施形態）
次に、第３の実施形態について説明する。第１の実施形態では、寝台４のコイルポート１３ごとに、対応する収集ユニット１０に磁気共鳴信号データを送信する場合について説明した。これに対し、第３の実施形態では、１つのコイルポート１３から出力される磁気共鳴信号データを複数の収集ユニットに振り分ける場合について説明する。

なお、第３の実施形態に係るＭＲＩ装置は、基本的には図１に示したＭＲＩ装置１００と同じ構成を有するが、コイルポート１３と収集ユニット１０との間に分配基板をさらに備える。また、第３の実施形態では、コイルポート１３に設けられるＡ／Ｄ変換ユニットは、磁気共鳴信号データを多重化せずに、チャネルごとに出力する。また、第２の実施形態では、第１の実施形態で説明した各部と同じ機能を有する構成要素については、同じ符号を付して説明を省略する。

図１０及び１１は、第３の実施形態に係る分配基板５２の構成及び接続関係を示す図である。分配基板５２は、コイルポート１３と収集ユニット１０との間に配置され、コイルポート１３に設けられたＡ／Ｄ変換ユニットによってチャネルごとに生成された磁気共鳴信号データを複数の収集ユニット１０それぞれに分配する。なお、分配基板５２は、寝台４に設けられてもよいし、架台部１２に設けられてもよい。

図１０に示すように、例えば、分配基板５２は、デジタル・マトリックススイッチ５１を有する。デジタル・マトリックススイッチ５１は、ホストコンピュータ１５により制御される。分配基板５２は、受信コイルの各チャネルがどの収集ユニットのバッファメモリに格納されるかを示す情報をリアルタイムシーケンサ９から取得し、各受信コイルが接続されたコイルポート１３（図１０に示すコイルポート１〜４）の出力端子ｉ１〜ｉ３２と、各収集ユニット１０（収集ユニット＃１〜＃４）の入力端子ｏ１〜ｏ３２との接続関係を切り替える。なお、分配基板５２は、例えば、寝台４や架台部１２に設けられる。

例えば、コイルポート１の８ｃｈ分の出力端子だけが用いられて、コイルポート２〜コイルポート４の出力端子は用いられない場合を考える。この場合であっても、図１１に示すように、デジタル・マトリックススイッチ５１は、コイルポート１の出力端子ｉ１〜ｉ８を、収集ユニット＃１〜収集ユニット＃４の入力端子に分散して接続することが出来る。例えば、コイルポート１の出力端子ｉ１とｉ２は、収集ユニット＃１の入力端子ｏ１、ｏ２に接続され、コイルポート１の出力端子ｉ３とｉ４は、収集ユニット＃２の入力端子ｏ９、ｏ１０に接続され、コイルポート１の出力端子ｉ５とｉ６は、収集ユニット＃３の入力端子ｏ１７、ｏ１８に接続され、コイルポート１の出力端子ｉ７とｉ８は、収集ユニット＃４の入力端子ｏ２５、ｏ２６に接続される。収集ユニット１０のバッファメモリが、例えば２Ｇバイトとすると、各収集ユニット＃１〜４のバッファメモリ１〜４には、それぞれ２ｃｈが割り当てられるため、１ｃｈ当たり１Ｇバイトのメモリが割り当てられることとなる。結果として、コイルポート１３の出力端子ｉ１〜ｉ３２と収集ユニット１０の入力端子ｏ１〜ｏ３２との接続関係が固定された場合に比べて、４倍の生データが収集可能であり、同じメモリ量でも４倍の撮像時間を実現できる。

図１２及び１３は、第３の実施形態に係るデジタル・マトリックススイッチ５１の構成を示す図である。デジタル・マトリックススイッチ５１は、コイルポート１３の出力端子ｉ１〜ｉ３２から出力された生データをメモリ５３に格納する。デジタル・マトリックススイッチ５１は、コイルポート１３の出力端子ｉ１〜ｉ３２がメモリ５３のどのメモリ領域に割り当てられるかを、ポインタで指定することができる。

また、図１２及び１３は、デジタル・マトリックススイッチ５１内のメモリ５３のメモリ領域にコイルポート１３のどの出力端子及び収集ユニット１０のどの入力端子が割り当てられているかを示している。図１２は、図１０に対応する図であり、コイルポート１３の出力端子ｉ１〜ｉ１０及び収集ユニット１０の入力端子ｏ１〜ｏ１０に割り当てられている様子を示す。図１３は、図１１に対応する図であり、コイルポート１３の出力端子ｉ３、ｉ４に割り当てられたメモリ領域が、収集ユニット１０の入力端子ｏ３、ｏ４に割り当てられたメモリ領域から収集ユニット１０の入力端子ｏ９、ｏ１０に割り当てられたメモリ領域に変更された状態を示す。この構成では、コイルポート１３の出力端子ｉ１〜ｉ３２と収集ユニット１０の入力端子ｏ１〜ｏ３２との接続関係が固定された場合に比べ、多くの生データが収集可能であり、同じメモリ量でもより大きな撮像時間を実現できる。

上述したように、第３の実施形態によれば、受信コイルの各チャネルの使用状況に応じて、コイルポートの出力端子と収集ユニットの入力端子の接続関係を変更することにより、収集した磁気共鳴信号データをどの収集ユニットのバッファメモリに格納するかを制御することができ、収集ユニットのバッファメモリを有効に活用することができる。

以上、第１〜第３の実施形態について説明した。また、第１〜第３の実施形態によれば、受信コイル６の内部にプリアンプが設けられ、早い段階でＡ／Ｄ変換が行われるため、磁気共鳴信号へのノイズの混入を抑えるとともに、Ｓ／Ｎ比の性能劣化を抑えることができる。

また、第１〜第３の実施形態によれば、寝台内で磁気共鳴信号をデジタル化するため、デジタル化された磁気共鳴信号データを寝台から出力する前に、磁気共鳴信号データに対して間引き処理やシリアル信号の束ね処理を行うことができる。これにより、寝台と収集ユニットとを接続するケーブルの本数を少なくすることが可能になり、被検体を寝たままで移動することが可能な着脱式の寝台（ドッカブル寝台ともいう）を容易に構成することができる。

なお、第１〜第３の実施形態では、ダイレクトサンプリング方式用のＡＤＣを用いた場合について説明したが、このようなＡＤＣには、データ幅やサンプリングピッチなどの性能を調整することが可能なものもある。そこで、例えば、操作者から指示された撮像条件に基づいて、撮像に使用される受信コイルを判別し、判別した受信コイルに応じて、ＡＤＣの性能や後段でのゲインを使い分けるようにしてもよい。例えば、撮像に使用される受信コイルが頭部用の受信コイルなどのように、狭い範囲から磁気共鳴信号を受信する受信コイルが使用される場合には、脊椎用の受信コイルや腹部用の受信コイルなどのように広い範囲から磁気共鳴信号を受信する受信コイルと比べて、後段でのゲインを小さくするように制御してもよい。

また、第１〜第３の実施形態では、Ａ／Ｄ変換ユニットが、寝台のコイルポート又は受信コイルから寝台のコイルポートまでの経路上に設けられる場合について説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、架台部にコイルポートが設けられている場合には、架台部のコイルポートにＡ／Ｄ変換ユニットが設けられてもよい。また、Ａ／Ｄ変換ユニットは、コイルポートではなく、寝台内に設けられてもよいが、その場合には、ノイズの影響が少なくなるように、コイルポートとＡ／Ｄ変換ユニットとを接続するケーブルはできるだけ短くするのが望ましい。

以上説明した少なくともひとつの実施形態によれば、Ａ／Ｄ変換ユニットがコイルポート又は受信コイルからコイルポートまでの経路上に設けられることにより、簡易な装置構成で磁気共鳴信号へのノイズの混入を抑えることができる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１００ 磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置
４ 寝台
６ 受信コイル
１０ 収集ユニット
１２ 架台部
１３ コイルポート
２０ Ａ／Ｄ変換ユニット
３０ 中継ユニット

Claims (9)

1. 被検体が置かれる寝台と、
   静磁場磁石及び傾斜磁場コイルを支持する架台部と、
   前記被検体から放射される磁気共鳴信号を受信する受信コイルと、
   前記受信コイルから出力される磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して磁気共鳴信号データを生成する変換ユニットと、
   前記磁気共鳴信号データを収集する収集ユニットと、
   を備え、
   前記寝台又は前記架台部は、前記受信コイルと前記収集ユニットとを接続するコイルポートを有し、
   前記変換ユニットは、前記コイルポートに設けられる、
   磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記変換ユニットは、ダイレクトサンプリング方式で前記磁気共鳴信号を前記デジタル信号に変換して前記磁気共鳴信号データを生成する機能を有する、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記受信コイルは、前記磁気共鳴信号を複数のチャネルで出力し、
   前記変換ユニットは、前記チャネルごとに磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して磁気共鳴信号データを生成する、
   請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記変換ユニットは、前記チャネルごとに生成された磁気共鳴信号データの中から少なくとも１つのチャネルの磁気共鳴信号データを選択する選択部を有する、
   請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記変換ユニットは、前記チャネルごとに生成された磁気共鳴信号データを多重化する多重化部を有する、
   請求項３又は４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記変換ユニットは、前記磁気共鳴信号データを光信号に変換する光変換部を有する、
   請求項３、４又は５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 複数の収集ユニットを備え、
   前記変換ユニットによって前記チャネルごとに生成された磁気共鳴信号データを前記複数の収集ユニットそれぞれに分配する分配基板をさらに備える、
   請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記寝台は、前記架台に着脱可能な移動式の寝台である、
   請求項１〜７のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 磁気共鳴イメージング装置に設けられる寝台であって、
   被検体から放射される磁気共鳴信号を受信する受信コイルが接続されるコイルポートと、
   前記受信コイルから出力される磁気共鳴信号をデジタル信号に変換する変換ユニットと、
   を備え、
   前記変換ユニットは、前記コイルポートに設けられる、
   寝台。

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