JP2015003030A - 磁気共鳴断層撮影システム用送信ユニット - Google Patents

Abstract

【課題】唯１つの増幅器を用いて複数のローカルコイルを使用できる高い融通性が可能な、磁気共鳴断層撮影システム用の送信ユニットを提供する。
【解決手段】磁気共鳴断層撮影システム用の送信ユニット１において、パワースプリッタ８と、複数の送信コイル４の少なくとも１つとの間に、接続可能な位相シフタ１０を配設する。
【選択図】図１

Description

本発明は、信号発生ユニットと、前記信号発生ユニットの下流側に接続された増幅器と、前記増幅器の下流側に接続されたパワースプリッタと、前記パワースプリッタの下流側に接続され電気的に分離された複数の送信コイルとを備えた、磁気共鳴断層撮影システム用の送信ユニットに関している。

磁気共鳴断層撮影（ＭＲＩ）を用いることで、人体（若しくは動物）の複数のスライス画像が生成可能である。これらのスライス画像は、健康な器官の評価や様々な病巣に起因する器官の変化の評価を可能にする。それらは、磁気共鳴断層撮影システム（ＭＲＩシステム）内部で生成される無線周波数領域の非常に強力な磁場ないし交番磁場に基づくものであり、それらは体内で特定の原子核（通常は水素原子核／プロトン）を共鳴励起し、その結果として受信器電流回路内で電気的な信号が誘起される。

ＭＲＩシステムは、通常は、核スピンを励起するための実質的に均質な高周波磁場を発生するように構成された送信部を有している。この場合の関連する送信コイルは、しばしば「ボディコイル」として設計されており、通常は磁石と傾斜磁場コイルに固定的に組み込まれている。信号の局所分解能のために、周波数および位相符号化が、送信コイルを介して送信されるパルスシーケンスにおいてマッピングされる。それ故に、送信コイルの上流側に接続される相応の信号発生ユニット内には、周波数変化および位相変化を生成するための相応のモジュールが設けられており、このモジュールは、デジタル制御された発振器を駆動し、相応の振動を発生している。生成された変調信号は、増幅器（高周波パワーアンプ；ＲＦＰＡ）に送信される。この高周波パワーアンプＲＦＰＡは、信号を増幅して送信コイルに出力する。

今日の医療現場では、通常は、１.５Ｔ（テスラ）ＭＲＩシステムあるいは３Ｔ（テスラ）ＭＲＩシステムが使用されている。しかしながら例えば７テスラよりも高い磁場強度も試みられている。なぜなら取り込まれるＭＲＩ信号が著しく大きくなるからである。そのような高い磁場強度（＞３Ｔ）の環境においては、できるだけ均質な励起磁場を生成するために、ボディコイルに代えて複数のいわゆるローカルコイルが送信に使用される。これらは、本体の上、下、又は本体内に直接近接して配置されるアンテナシステムである。誘電体共振によって引き起こされる障害的な不均一性は、全身共振による励起に比べて低減される。

しかしながら多くのＭＲＩシステムは、唯１つの高周波パワーアンプＲＦＰＡしか有していない。マルチチャネルローカルコイルを動作させることができるようにするためには、高周波パワーアンプＲＦＰＡの電力を個別の送信チャネルに分割する、複数のパワースプリッタが下流側に接続される。但しこの種のシステムはあまり融通がきかない。なぜなら個々のチャネル上の送信信号のさらなる設定や微調整は不可能だからである。

本発明の課題は、唯１つの増幅器と共に複数のローカルコイルを使用する場合に、高い融通性が可能となる、磁気共鳴断層撮影システム用の送信ユニットを提供することである。

前記課題は本発明により、パワースプリッタと、前記複数の送信コイルの少なくとも１つとの間に、接続可能な位相シフタが配設される構成によって解決される。

パワースプリッタを備えた磁気共鳴断層撮影システムの送信ユニットの概略図 バトラーマトリックス回路を備えた磁気共鳴断層撮影システムの送信ユニットの概略図 送信と受信のためのパーツを備えた磁気共鳴断層撮影システムの概略図

本発明は、パワースプリッタを用いて接続されているローカルコイルの比較的低い柔軟性が次のことによって引き起こされているという考察に基づいている。すなわちパワースプリッタ内の各チャネルに、１つの固定の位相と、通常の同じ振幅とが割り当てられていることである。このことの救済策は、高周波パワーアンプＲＦＰＡと各個別チャネル毎の信号発生ユニットとを備えた純正のマルチチャネルシステムを用いれば得ることが可能である。しかしながら、これはハードウェア側に比較的高いコストを必要とする。また、既存のシングルチャネルシステムを改良することも不可能である。唯一つの高周波パワーアンプＲＦＰＡにもかかわらず、パワースプリッタから派生する複数のチャネルの個々の調整を達成するためには、これらのチャネルに対して、理想的には全ての各チャネルに対して、１つの位相シフタを対応付ける。その際個別に接続することができるように構成すべきである。それにより、磁場の均一性の最適化が可能になる。

有利な実施形態によれば、各位相シフタが、ディスクリートな位相シフタとして設計されており、即ち、各位相シフタは、予め定められた周波数値だけ位相をシフトさせるのに用いられている。このことは、例えば接続可能な遅延線路を用いることで可能となる。また複数のディスクリートな位相シフタを前後に相互接続することによって、複数の異なった（ディスクリートな）値分の位相シフトを実現するようにしてもよい。

さらに有利な実施形態によれば、各位相シフタは、可変容量ダイオードとして設計されている。このバラクタ、同調ダイオードとも称される可変容量ダイオードないしバリキャップは、電子半導体素子であり、印加電圧を変化させることにより１０：１の容量変化を達成させることが可能である。このようにして、連続的な可変の位相シフタとして使用される電気的に制御可能なキャパシタンスが得られる。

さらに、有利には、パワースプリッタと送信コイルの少なくとも１つとの間に、切替可能な減衰器が配置される。それにより、位相変化の他に個々のローカルコイルに対する信号の振幅変化も可能となる。

有利な実施形態によれば、１つ若しくは複数の位相シフタ、及び／又は、１つ若しくは複数の減衰器が、ＰＩＮダイオードを用いて接続可能である。これらのＰＩＮダイオードは、高周波スイッチとして使用でき、出現した負荷を比較的迅速に接続することができる。このことは自動化されて行われてもよいし、ユーザーインターフェイスの中で相応のマニュアル設定手段を介して行われてもよい。

別の有利な実施形態によれば、送信ユニットは、各位相シフタ及び／又は各減衰器が、それぞれ接続された送信コイルの動作パラメータに基づいて駆動されるように構成されている。コイルの送信及び受信モードのためのこれらの動作パラメータは、しばしば、コイルの中のいわゆるコイルファイルに格納され、当該ＭＲＩシステムの中央制御ユニットによって読み出すことができる。これらの動作パラメータに依存して、送信信号の位相と振幅がそれぞれのローカルコイル毎に設定され、それによって磁場の均一性の最適化が達成される。

代替的若しくは付加的に有利な実施形態によれば、送信ユニットは、各位相シフタ及び／又は各減衰器が、磁気共鳴断層撮影システムの磁場の試験測定に基づいて駆動されるように構成されている。ここでは、検査されるべき被検体が実際の測定前にＭＲＩシステム内にもたらされ、不均一性が検出され、この検出された不均一性に基づいて、均一性のための位相シフタ及び／又は減衰器の最適な接続が求められる。

有利には、送信ユニットは、さらにバトラーマトリックス回路を含む。このバトラーマトリックス回路を用いることによって、磁場の均一化を達成するために、付加的なモードを励起し、接続することが可能になる。このような構成は、ＭＲＩシステムを例えば８つの仮想チャネルへ拡張する際に、システムとコイルとの間のアダプタのような独立装置としての実施も可能にする。複数のＰＩＮダイオードは、システムの制御線路を介して接続可能である。

本発明による磁気共鳴断層撮影システムの改良方法によれば、磁気共鳴断層撮影システムが、前述したような送信ユニットの具備により、既存の増幅器よりも多い数の電気的に分離された送信コイルを使用するために有利にグレードアップされる。

この磁気共鳴断層撮影システムは、有利には前述したような送信ユニットを含んでいる。

本発明によって得られる利点は、特に、ＭＲＩシステム内で接続可能な複数の位相シフタ及び／又は減衰器をパワースプリッタの出力チャネル内に導入することによって、個々の送信コイル毎のチャネルの位相と振幅に関する個別の設定調整が、送信コイルの数よりも少ない増幅器しかシステム内に存在しないにも係わらず可能になることである。これにより、測定結果を向上させる磁場の均一化の最適化が達成される。

以下では本発明の実施例を図面に基づき詳細に説明する。

図１には、以下の明細書で図３に基づいて詳細に説明する磁気共鳴断層撮影システム２４の送信ユニット１が概略的に示されている。この図では、信号発生ユニット２と、ローカルコイルとして構成され、電気的に分離された４つの送信コイル４が示されている。

この磁気共鳴断層撮影システム２４のさらなる部材は図３の断面図に概略的に描写されている。円筒状のトンネル２６内に載置されている患者／被検体２８は、強力なマグネット３０によって取り囲まれており、このマグネット３０は、例えば７テスラの磁場を発生させる。さらに複数の傾斜磁場コイル３２が設けられており、これらの傾斜磁場コイル３２も様々な軸方向領域において前記患者２８を取り囲み、傾斜磁場を重ねている。これらの傾斜磁場コイル３２も送信ユニット１によって駆動制御されているが、このことは図面を見やすくするためにここでは描写していない。さらに前記患者２８には４つの送信コイル４が配置されている。ＭＲＩ測定の原理は以下で手短に説明する。

実際の測定は、いわゆる“スピンエコーシーケンス”の原理に従って行われる。「シーケンス」（若しくは「パルスシーケンス」）とは、この原理との関係において、複数の送信コイル４を用いて放射される高周波パルスと、傾斜磁場コイル３２にて生成された所定の周波数ないし強度の傾斜磁場との組み合わせであり、それらは毎秒、所定の順序でオンオフされる。開始時点では、適切な周波数（ラーモア周波数）の高周波パルス、いわゆる９０°励起パルスが形成される。このパルスにより、磁化が、外部磁界に対して横方向に９０°偏向される。磁化は、もとの軸周りで回転を開始する（歳差運動）。

その場合に発生する高周波信号は、身体外部で測定することができる。それは指数関数的に減少する。なぜなら水素原子核スピンはステップから外れ（「位相ずれ」）、ますます破壊的に重畳されるからである。信号の６３％が崩壊した後の時間は、緩和時間と称される（スピン-スピン緩和）。この時間は、水素の化学的環境に依存し、各組織の種類ごとに異なる。例えば、腫瘍組織は、通常は、正常な筋肉組織よりも長い時間を有する。それ故に重み付け測定は、腫瘍組織をその周辺よりも明るく描写する。

測定信号を個々のボリューム要素（ボクセル）に対応付けできるようにするために、位置依存性の線形の磁場（傾斜磁場）を用いて位置コードが生成される。その際には、所定の粒子毎に、ラーモア周波数が磁束密度に依存する（粒子位相ずれの方向に垂直な磁場成分が強ければ強いほど、ラーモア周波数も高くなる）。勾配は励起中に存在し、身体の１つの単層のみが、適切なラーモア周波数を有する。つまりこの層のスピンのみが偏向される（スライス選択勾配）を有する。第１の勾配に対して横方向の第２の勾配は、励起後に短時間だけスイッチオンされ、制御されたスピンの位相ずれが次のように生じる。すなわち各画像ラインにおいて、スピンの歳差運動が異なる位相位置を有するように生じる（位相符号化勾配）。第３の勾配は、測定中に他の２つに対して直角に切り替えられ、各画像列のスピンが別の歳差運動速度を持つように、すなわち、別のラーモア周波数が送信されるようになる（読み出し勾配、周波数符号化勾配）。３つの全ての勾配は、一緒に作用し、３つの空間平面内で複数の信号の符号化が引き起こされる。

信号の受信は、図３の磁気共鳴断層撮影システム２４においても送信コイル４を介して行われる。これに対しては（図１及び図２に示されていない）スイッチ３４が設けられ、このスイッチ３４は、送信パルスの間送信コイル４からの出力信号を評価ユニット３６に転送し、そこで複合化されて、画像の形態で表示ユニット３８に表示される。この評価ユニット３６は、例えばパーソナルコンピュータであってもよい。

図３の磁気共鳴断層撮影システム２４は、最大７テスラまでの高い磁場強度用に設計されており、従って、できるだけ均一な磁場を達成するために、ここでは複数のローカルコイルが使用されている。いずれにせよ送信ユニット１は、高周波パワーアンプＲＦＰＡとして設計された唯一つの増幅器６しか持たず、この増幅器６に信号発生ユニット２からの信号が伝送される。高周波パワーアンプＲＦＰＡは、信号を増幅して、それをパワースプリッタ８に送出する。このパワースプリッタの４つの出力チャネルは、複数の送信コイル４に給電している。

その際に磁場の均一性をさらに最適化できるようにするために、働くことができるように、４つのチャネルのうちの３つのチャネル内に、それぞれ位相シフタ１０と減衰器１２とが、パワースプリッタ８と各送信コイル４との間で接続可能に配置されている。これらの位相シフタ１０と減衰器１２は、ＰＩＮダイオードを用いて接続可能である。前記位相シフタ１０は、離散的位相シフトのために設計されている。代替的な実施形態によれば、前記位相シフタ１０はバリキャップを備え、それによって連続的な位相シフトが可能である。

前記位相シフタ１０及び減衰器１２の駆動制御は、制御ユニット１４を介して行われる。ここではいくつかの可能性がある。まず第１に、前記位相シフタ１０と減衰器１２の設定が、前記送信コイル４の動作パラメータに基づいて行うことが可能である。これらの動作パラメータは、いわゆるコイルファイルとして当該送信コイル４内に格納され、制御ユニット１４によって読み出される。また代替的に、テスト測定を行い、該測定のもとで、磁場の均一性に対する障害を検出し、できるだけ均一な磁場が達成されるように前記位相シフタ１０と減衰器１２とを駆動制御するようにしてもよい。さらにこのことは自動化されてもよいし、ユーザーインターフェイスの中の相応のスイッチによって手動で行ってもよい。

代替的に、図２に示されている実施形態において、バトラーマトリックス回路１６が設けられ、この回路を用いてさらに別のモードが励起されるようにしてもよい。これらのモードは、相応の選択によって磁場の均一化のために用いることが可能である。図１の実施形態に比べ、この図２の実施形態では、パワースプリッタ８のみが、バトラーマトリックス回路１６に置き換えられている。

前記バトラーマトリックス回路１６は、８×８のマトリックスとして設計されており、そのため、８つの入力側１８と、８つの出力側２０を有する。唯一の入力信号が、入力側１８の１つに給電され、残りの入力側１８は、５０Ωの抵抗２２を介して終端している。それに伴って前記出力側２０には、異なるモードが存在しており、これらのモードは、当該出力側の相応の選択により、前記送信コイル４との接続のために使用することができる。

これまでは唯１つの全身用送信コイルを駆動制御するように構成されていた送信ユニット１は、本発明によるパワースプリッタ８、複数の位相シフタ１０、及び複数の減衰器１２を用いた改良により、複数のローカルコイルを使用するためのアップグレードが低コストで可能になる。

１ 送信ユニット
２ 信号発生ユニット
４ 送信コイル
６ 増幅器
８ パワースプリッタ
１０ 位相シフタ
１２ 減衰器
１４ 制御ユニット
１６ バトラーマトリックス回路
１８ 入力側
２０ 出力側
２２ 抵抗
２４ 磁気共鳴断層撮影システム
２６ トンネル
２８ 被検体
３０ マグネット
３２ 傾斜磁場コイル
３４ スイッチ
３６ 評価ユニット
３８ 表示ユニット

Claims (10)

1. 信号発生ユニット（２）と、
   前記信号発生ユニット（２）の下流側に接続された増幅器（６）と、
   前記増幅器（６）の下流側に接続されたパワースプリッタ（８）と、
   前記パワースプリッタ（８）の下流側に接続され電気的に分離された複数の送信コイル（４）とを備えた、磁気共鳴断層撮影システム（２４）用の送信ユニット（１）において、
   前記パワースプリッタ（８）と、前記複数の送信コイル（４）の少なくとも１つとの間に、接続可能な位相シフタ（１０）が配設されていることを特徴とする、送信ユニット（１）。
2. 前記各位相シフタ（１０）は、ディスクリートな位相シフタ（１０）として構成されている、請求項１記載の送信ユニット（１）。
3. 前記各位相シフタ（１０）は、可変容量ダイオードとして構成されている、請求項１または２記載の送信ユニット（１）。
4. 前記パワースプリッタ（８）と、前記複数の送信コイル（４）の少なくとも１つとの間に、接続可能な減衰器（１２）が配設されている、請求項１から３いずれか１項記載の送信ユニット（１）。
5. 前記各位相シフタ（１０）及び／又は前記各減衰器（１２）は、ＰＩＮダイオードを用いて接続可能である、請求項１から４いずれか１項記載の送信ユニット（１）。
6. 前記送信ユニット（１）は、前記各位相シフタ（１０）及び／又は前記各減衰器（１２）を、それぞれ接続された前記送信コイル（４）の動作パラメータに基づいて駆動するように構成されている、請求項１から５いずれか１項記載の送信ユニット（１）。
7. 前記送信ユニット（１）は、前記各位相シフタ（１０）及び／又は前記各減衰器（１２）を、前記磁気共鳴断層撮影システム（２４）の磁場のテスト測定に基づいて駆動するように構成されている、請求項１から６いずれか１項記載の送信ユニット（１）。
8. 前記送信ユニット（１）は、バトラーマトリックス回路（１６）を有している、請求項１から７いずれか１項記載の送信ユニット（１）。
9. 請求項１から８いずれか１項記載の送信ユニット（１）の具備により、前記磁気共鳴断層撮影システム（２４）を、既存の増幅器（６）よりも多い数の電気的に分離された送信コイル（４）が使用できるようにグレードアップさせたことを特徴とする、磁気共鳴断層撮影システム（２４）の改良方法。
10. 請求項１から８いずれか１項記載の送信ユニット（１）を備えていることを特徴とする磁気共鳴断層撮影システム（２４）。

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