CN101297755B - 磁共振摄像装置及磁共振摄像方法 - Google Patents

磁共振摄像装置及磁共振摄像方法 Download PDF

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Abstract

本发明提供一种磁共振摄像装置，根据通过对静磁场中的被检测体施加梯度磁场及高频磁场而从所述被检测体放射的磁共振信号，对所述被检测体进行摄像，该磁共振摄像装置包括：发生单元，分别发生K个用于发生所述高频磁场的发送高频脉冲信号；分送单元，将K个所述发送高频脉冲信号分送给M个发送信号路径中的K个；连接单元，最多可安装M个高频线圈，并且将M个所述发送信号路径及M个接收信号路径选择性地连接于所述高频线圈；选择单元，从分别由最多M个所述高频线圈接收的、通过最多M个所述接收信号路径而传送的磁共振信号中，选择N个；以及接收处理单元，对所选择的N个所述磁共振信号分别进行接收处理。

Description

磁共振摄像装置及磁共振摄像方法
相关申请的交叉引用
本申请基于2007年5月1日提交的日本在先专利申请2007-121061，并要求享受其优先权，后一份申请以引用方式全部并入本申请。
技术领域
本发明涉及一种磁共振摄像装置(以下，称MRI装置)及磁共振摄像方法，该磁共振摄像装置根据通过对静磁场中的被检测体施加梯度磁场和高频脉冲而在所述的被检测体上发生的磁共振信号，对所述的被检测体进行摄像，并且在高频脉冲的发送及磁共振信号的接收中使用多个发送接收兼用高频线圈。
背景技术
近年来，随着并行成像的发展，逐渐可以进行基于MRI装置的高速且变形少的摄像。并且，可以在MRI装置中使用的线圈的数量和MRI装置所具备的接收信道的数量正处于增加的趋势。
另一方面，近年来的另一个趋势是磁场强度的增大。静磁场强度越高，磁共振频率越大。例如当静磁场强度为3T时，磁共振频率涉及128MHz以上。由于这种磁共振频率的上升，高频脉冲的波长变短，这就是产生活体内的高频磁场分布的不均匀化、进一步图像的灵敏度不稳的原因。例如，以往，作为发送用高频线圈使用了具有均匀的高频磁场分布的鸟笼型线圈。在该鸟笼型线圈中，由于频率上升而存在发送高频磁场变得不均匀，图像对比或均匀性不充分的问题。
为了克服该问题，使用阵列线圈作为发送线圈的方法受人注目(参照Katscher U et al：Transmit SENSE.Magn Reson Med 49：144-150(2003))。这是利用从各个配置成包围被检测体的阵列线圈施加振幅及相位不同的高频磁场，实现对被检测体的均匀的激发的方法。
另一方面，已经使用阵列线圈作为接收线圈。如果与这种接收用阵列线圈一起另外使用发送用阵列线圈，必须将这些发送用阵列线圈及接收用阵列线圈两者安装于门架(Gantry)内或被检测体的周围或床上。
并且，在作为发送用及接收用，分别使用各自的阵列线圈时，要准备将被检测体及接收用阵列线圈覆盖那样大的发送用阵列线圈。而且此时，因耗用大量的电力而不经济，并且由于在被检测体的宽区域中施加高频而有可能导致被检测体的高频吸收(SAR：specific absorption rate)增大。即，希望只在要摄像的区域中施加高频磁场，但用上述的结构很难实现。
如上所述，分别使用发送用阵列线圈和接收用阵列线圈会产生各种问题。
另外，为了可以在宽区域内的各处进行摄像而使用将所述大区域覆盖那样大的发送用线圈会产生各种问题。
因此，必然希望将一个阵列线圈共用于发送用及接收用，但是还没有用于实现它的磁共振摄像装置。
并且，希望可以改变发送用线圈的高频磁场的施加区域，但是还没有用于实现它的磁共振摄像装置。
发明内容
本发明的第一技术方案的磁共振摄像装置是根据通过对静磁场中的被检测体施加梯度磁场及高频磁场而从所述被检测体放射的磁共振信号，对所述被检测体进行摄像的磁共振摄像装置，其包括：发生单元，分别发生K个用于发生所述高频磁场的发送高频脉冲信号，其中，K为2以上的自然数；分送单元，将K个所述发送高频脉冲信号分送给M个发送信号路径中的K个，其中，M为2以上的自然数，M≥K；连接单元，最多可安装M个高频线圈，并且将M个所述发送信号路径及M个接收信号路径选择性地连接于所述高频线圈；选择单元，从分别由最多M个所述高频线圈接收并通过最多M个所述接收信号路径而传送的磁共振信号中选择N个，其中，N为2以上的自然数，N≤M且N＞K；以及接收处理单元，对所选择的N个所述磁共振信号分别进行接收处理。
本发明的第二技术方案的磁共振摄像装置是根据通过对静磁场中的被检测体施加梯度磁场及高频磁场而从所述被检测体放射的磁共振信号，对所述被检测体进行摄像，该磁共振摄像装置包括：发生单元，分别发生K个用于发生所述高频磁场的发送高频脉冲信号，其中，K为2以上的自然数；分送单元，将K个所述发送高频脉冲信号分送给M个发送信号路径中的K个，其中，M为2以上的自然数，M≥K；确定单元，根据摄像条件，将最多M个所述高频线圈中的一个或多个确定为发送用；以及控制单元，控制所述分送单元，以便将所述发送高频脉冲信号提供给确定为发送用的一个所述高频线圈或多个高频线圈；
本发明的第3技术方案的磁共振摄像方法是使用磁共振摄像装置，该磁共振摄像装置根据通过对静磁场中的被检测体施加梯度磁场及高频磁场而从所述被检测体放射的磁共振信号，对所述被检测体进行摄像，并且包括连接单元，该连接单元最多可安装M个高频线圈，并且将M个所述发送信号路径及M个接收信号路径选择性地连接于所述高频线圈，其中，M为2以上的自然数，该磁共振摄像方法的特征在于，分别发生K个用于发生所述高频磁场的发送高频脉冲信号，其中，K为2以上的自然数，M≥K；将K个所述发送高频脉冲信号分送给M个所述发送信号路径中的K个；从分别由最多M个所述高频线圈接收的、通过最多M个所述接收信号路径而传送的磁共振信号中选择N个，其中，N为2以上的自然数，N≤M且N＞K；对所选择的N个所述磁共振信号分别进行接收处理。
本发明的其它目的和优点将在下面的详细说明部分中列出，并且，它们根据说明部分也将是显而易见的，或者可以通过实施本发明来获悉。本发明的目的和优点可以借助于下面具体给出的手段和组合方式来实现和获得。
附图说明
附图是说明书的一部分，它们示出了本发明当前的优选实施例，并且，与上面给出的概要说明和下面给出的优选实施例详细说明一起，阐明本发明的原理。
图1是表示本发明的一个实施方式的MRI装置的要部的结构的框图。
图2是表示图1中的阵列线圈7的使用状况的一个例子的斜视图。
图3是表示图1中的阵列线圈7的使用状况的一个例子的斜视图。
图4是表示图1中的阵列线圈7的结构的图。
图5是表示图1所示的MRI装置的发送系统的详细结构的图。
图6是表示图1中的发送接收切换单元6的详细结构的图。
图7是表示图1所示的MRI装置的接收系统的详细结构的图。
图8是图6中的发送接收切换器61的电路图。
图9是图6中的发送接收切换器61的电路图。
图10是表示FOV的设定状况的一个例子的图。
图11是表示FOV的设定状况的一个例子的图。
图12是表示FOV的设定状况的一个例子的图。
图13是表示FOV与RF线圈71a的位置关系的一个例子的图。
图14是表示用于得到3维的FOV的基本的脉冲序列的一个例子的图。
图15是表示用于得到3维的FOV的、使用多个RF线圈71a时的脉冲序列的一个例子的图。
图16是表示本发明的一个实施方式的MRI装置的要部的变形结构例的框图。
图17是表示本发明的一个实施方式的MRI装置的要部的变形结构例的框图。
具体实施方式
下面，参照附图说明本发明的实施方式。
这里，在进入实施方式的具体的说明之前，说明在本实施方式中应考虑的技术背景。
关于接收，根据所期待的SNR(signal-to-noise-ratio)和并行成像的高速化率的请求，需要8个到32个或其以上的信道数。另一方面，关于发送，为了实现对被检测体的均匀的激发就不需要接收中所需要的信道数那么多的信道数，由于发送RF放大器价格高，因此使用比接收信道数少的信道数。即，如果发送信道数为K、所安装的高频线圈数为M、接收信道数为N，则存在N≤M、M≥K、K＜N这样的关系。
图1是表示本实施方式的MRI装置的要部的结构的框图。
图1所示的MRI装置包括主计算机1、序列控制单元2、发送单元3、分配单元4、发送用分送单元5、发送接收切换单元6、阵列线圈7、合成单元8、接收用分送单元9、接收单元10以及数据收集处理单元11。该MRI装置还包括如众所周知地具有静磁场磁石和梯度磁场线圈等的门架、和用于载置被检测体的床等，但这些结构由于众所周知而在此省略图示。
主计算机1综合控制MRI装置的各部，以便实现现有的MRI装置所具有的各种周知的功能。
序列控制单元2控制MRI装置的各部，以便进行用于以预定的序列进行摄像的动作。序列控制单元2将表示K信道的发送高频脉冲信号(以下，称发送脉冲信号)的波形和频率的脉冲信息提供给发送单元3。该脉冲信息可以作为模拟信号及数字数据的任意一种提供到发送单元3。
发送单元3根据脉冲信号发生K信道的发送脉冲信号，并将该发送脉冲信号并行地提供给分配单元4。
分配单元4将K信道的发送脉冲信号分别分配成L个，得到K×L个发送脉冲信号。分配单元4将K×L个发送脉冲信号并行地提供给发送用分送单元5。
发送用分送单元5经由M个信号线与发送接收切换单元6相连接。发送用分送单元5将K×L个发送脉冲信号中的一部分分别分送给任意M个信号线并向其信号线输出。
发送接收切换单元6对使用阵列线圈7发送的状态、和使用阵列线圈7接收的状态进行切换。
一个或多个阵列线圈7安装在被检测体或床上。一个或多个阵列线圈7各自内置有多个高频线圈(RF线圈)。并且阵列线圈7所具有的RF线圈中的最多M个能够与发送接收切换单元6相连接。阵列线圈7的RF线圈在从发送接收切换单元6供应的M个发送脉冲信号被提供了时，放射高频脉冲。另外阵列线圈7将由被检测体放射的电磁波状态的磁共振信号变换为电信号状态的磁共振信号。阵列线圈7将由与发送接收切换单元6相连接的RF线圈得到的磁共振信号提供给发送接收切换单元6。
合成单元8将对每Q个磁共振信号进行合成而得到的P个合成信号提供给接收用分送单元9。并且，P≥N。而且，合成的Q个磁共振信号可以是由同一个RF线圈组71所包含的Q个RF线圈71a接收的，也可以是由在与体轴方向交叉的方向上排列的Q个RF线圈71a接收的。
接收用分送单元9经由N个信号线与接收单元10相连接。接收用分送单元9选择P个合成信号中的N个。接收用分送单元9将N个合成信号分别分送给N个信号线，并向其信号线输出。另外，通常多数情况下使发送脉冲信号的照射范围和摄像范围相同，此时N＝K×L。
接收单元10并列进行对N个合成信号的每一个的接收处理，并将处理后的N个合成信号并行地提供给数据收集处理单元11。
数据收集处理单元11收集N个合成信号，并根据它们重构图像。
另外，上述的参数K、L、M、N、P、Q均表示最多数量，各单元可以选择使比那些数量少的信号有效的动作状态。
图2及图3是表示阵列线圈7的使用状况的一个例子的斜视图。
在图2及图3所示的例子中，将2个阵列线圈7分别配置于被检测体100的腹侧和背侧。阵列线圈7如图3所示可以弯曲，并配置成跟随被检测体100的体表面。
图4是表示阵列线圈7的结构的图。
如图4所示，阵列线圈7是将每16个RF线圈71a分别排列成4×4的矩阵状而构成的。阵列线圈7在使图4中的箭头200的方向与被检测体的体轴方向一致后使用。通常，被检测体的体轴方向与静磁场方向(Z轴方向)一致。即通常，箭头200的方向与Z轴方向一致。下面，将在箭头200的方向上排列的多个RF线圈71a的集合称为RF线圈组71。另外，有时多个阵列线圈7并列配置在箭头200的方向上，此时不管属于哪个阵列线圈7，都认为并列在箭头200的方向上的所有的RF线圈71a都属于同一个RF线圈组71。
图5是表示图1所示的MRI装置的发送系统的详细结构的图。图6是表示发送接收切换单元6的详细结构的图。
发送单元3包含K个振幅/相位控制单元31及K个发送放大器32。分配单元4包含K个功率分配器44。发送用分送单元5包含K个分送器51。
振幅/相位控制单元31、发送放大器32、功率分配器41以及分送器51如图5所示，分别一个一个串联连接，构成了K信道的发送处理系统。
在K个振幅/相位控制单元31中，分别输入从序列控制单元2提供的K信道的脉冲信息。振幅/相位控制单元31发生控制了振幅及相位的发送脉冲信号，以便具有所输入的脉冲信息所表示的波形及频率。
发送放大器32将由振幅/相位控制单元31发生的各个高频脉冲放大至适合激发被检测体内的旋转的强度，从而获得发送脉冲信号。
功率分配器41将由发送放大器32放大的发送脉冲信号分配成多个。另外，在此，在功率分配器41的分配数为4个。功率分配器41不用分配发送脉冲信号就可以作为4个输出中的一个直接输出。在这2个中的哪个状态下进行动作是由主计算机1指示的。
如图6所示，分送器51将由功率分配器41分配的四个发送脉冲信号最多输出到发送接收切换单元6所包含的多个发送接收切换器61中的4个。作为分送器51，例如可以使用矩阵式开关。与一个分送器51相连接的发送接收切换器61的数量与一个RF线圈组71所允许包含的RF线圈71a的数量相同。在图6中，表示允许在体轴方向上将最多3个阵列线圈7并列起来使用，R＝12时的结构。因此在图6中，12个发送接收切换器61与一个分送器51相连接。
另外，图6只对一个系统的发送系统进行了图示，其他发送系统也同样地结构但省略了其图示。因此，发送接收切换单元6总共包含R×K个发送接收切换器61。并且，R×K＝M。
与同一分送器51相连接的R个发送接收切换器61分别与属于同一RF线圈组71的、最多R个RF线圈71a相连接。另外所有的发送接收切换器61与合成单元8相连接。这样在发送接收切换器61上连接有分别与分送器51、合成单元8以及RF线圈71a相连接的三个信号线。并且发送接收切换器61在发送期间使与分送器51相连接的信号线和与RF线圈71a相连接的信号线电导通，而在接收期间使与合成单元8相连接的信号线和与RF线圈71a相连接的信号线电导通。
图7是表示图1所示的MRI装置的接收系统的详细结构的图。
如图6所示，最多K组RF线圈组71所包含的所有的RF线圈71a经由发送接收切换器61可以与合成单元8相连接。即合成单元8与M个信号线相连接。对通过M个信号线分别传送的磁共振信号的一部分，每Q个进行一次合成，并作为P个合成信号传送给接收用分送单元9。另外合成单元8输入实际的磁共振信号作为Q个磁共振信号中的一部分(包括只有1个的情况)，并将其他的作为无信号进行合成处理，由此可以输出对少于Q个的磁共振信号进行合成而得到的合成信号，或将一个磁共振信号作为合成信号直接输出。
接收用分送单元9将P个合成信号中的N个并行地提供给接收单元10。作为接收用分送单元9，例如可以使用矩阵式开关。
接收单元10包含N个接收处理部101。从接收用分送单元9提供的N个合成信号分别输入到N个接收处理部101。接收处理部101对所输入的合成信号进行接收处理，并将处理后的N个合成信号并行地提供给收集处理单元11。
图8是发送接收切换器61的电路图。
图8所示的发送接收切换器61包含PIN型二极管61a、电容器61b、线圈61c、61d、PIN型二极管61e、电容器61f、线圈61g、61h以及前置放大器61i。
图8所示的结构的发送接收切换器61适合于RF线圈71a的阻抗通过调整用电容器C1与匹配用电容器C2被调整的情况。另外，RF线圈71a的阻抗例如调整为50Ω。并且匹配用电容器C2与前置放大器61i通过电缆61j相连接。作为电缆，例如使用50Ω的同轴线。
PIN型二极管61a，其阳极与分送器51相连接，阴极与电容器61b的一端相连接。电容器61b的另一端与电缆61j连接于P点。线圈61c的一端与PIN型二极管61a的阳极相连接。线圈61d的一端与PIN型二极管61a的阴极相连接。
PIN型二极管61e的阳极被接地，阴极与电容器61f的一端相连接。电容器61f的另一端与电缆61j连接于O点。线圈61g的一端与PIN型二极管61e的阳极相连接。线圈61h的一端与PIN型二极管61e的阴极相连接。
前置放大器61i的输入端与电缆61j相连接，并且输出端与合成单元8相连接。前置放大器61i在将由RF线圈71a接收并经由电缆61j输入的磁共振信号放大之后提供给合成单元8。此时前置放大器61i的输入阻抗几乎为零，或为极值Ω。
电缆61j的P点与O点之间的长度为[λ/4+(λ/2)×(n-1)]。其中λ为磁共振频率的波长，n为整数。
另外，调整l及m，以使电缆长[l+m+λ/4+(λ/2)×(n-1)]与电容器C1、C2以所希望的频率共振。
再有，如图9所示，有时RF线圈71a的阻抗根据电容器C与电感L而被调整，此时发送接收切换器61也可以如图9所示通过与图8相同的电路来实现。与图8同样，调整l及m，以使电缆长与电容器C1和电感L以所希望的频率共振。
下面说明如上结构的MRI装置的动作。
(1)发送及接收的切换
首先，在发送期间，通过线圈61c、61d，使电流流过PIN型二极管61a，并且通过线圈61g、61h，使电流流过PIN型二极管61e。则PIN型二极管61a导通，由此分送器51与电缆61j电连接。另一方面，由于PIN型二极管61e导通而O点被短路。因此，从离O点λ/4的P点看的前置放大器侧的阻抗变大。其结果，从分送器51提供的发送脉冲信号的功率几乎都传送到线圈71a侧。
在接收期间，通过线圈61c、61d以及线圈61g、61h分别给PIN型二极管61a、PIN型二极管61e加上逆电压。则PIN型二极管61a、PIN型二极管61e截止，由此分送器51与电缆61j电分离。其结果，由RF线圈71a接收的磁共振信号的功率几乎都输入到前置放大器61i。
(2)发送动作
通常，当FOV(field of view)为阵列线圈7的灵敏度区域内的限定的区域时，希望只使用将FOV的内部及周围作为灵敏度区域的RF线圈71a，用于降低SAR(specific absorption rate)。
因此主计算机1考虑FOV与RF线圈71a的位置关系，自动确定在发送高频脉冲信号的发送中应该使用的RF线圈71a。或主计算机1根据用户的指定，确定在发送高频脉冲信号的发送中应该使用的RF线圈71a。
例如设定，分别在弧面、轴面以及冠状面中设定了在图10、图11以及图12中用虚线表示的3维FOV。并且，如果FOV与RF线圈71a处于图13所示的位置关系，则图13中的中央的四个RF线圈71a被确定为在发送高频脉冲信号的发送中要使用的线圈。
并且主计算机1控制发送单元3、分配单元4以及发送用分送单元5，以向这样选择的RF线圈71a提供发送脉冲信号。
如本实施方式，在发送用上使用多个RF线圈71a时，例如使用在“Katscher U et al：Transmit SENSE.Magn Reson Med 49：144-150(2003)”中那样的2维激发方法。例如，使用旋转共鸣法时的2维激发序列如图14所示，使用激发2维区域的90度脉冲和剩余的、激发1维的180度脉冲。在本实施方式中，例如图15所示，将根据激发区域对每个RF线圈71a设定的发送脉冲信号施加给各RF线圈71a。
此时，有时将1信道的发送脉冲信号提供给多个RF线圈71a，有时将不同信道的发送脉冲信号分别提供给多个RF线圈71a。以下，说明发送脉冲信号的供给的两个具体例。
(2-1)使用一个RF线圈71a发送1信道的发送脉冲信号的情况。
1信道份的发送脉冲信号不被功率分配器41分配，而是直接被提供给分送器51。由分送器51选择该1个发送脉冲信号，并通过发送接收切换器61提供给所要的RF线圈71a。分送器51对于一个RF线圈组71所包含的任一个RF线圈71a都可以提供发送脉冲信号。
(2-2)使用4个RF线圈71a发送1信道的发送脉冲信号的情况。
通过发送接收切换器61将由一个功率分配器41分配的4个发送脉冲信号提供给例如图6所示的用虚线围住的相邻的4个RF线圈71a。
(3)接收动作
合成单元8对于P组的每一组，合成属于各组的Q个磁共振信号。此时，只使用由覆盖摄像区域所需要的RF线圈71a接收的磁共振信号，而有关其他RF线圈71a的信号不用于合成处理。此时，属于一个组的Q个磁共振信号没必要是由属于同一个RF线圈组71的RF线圈71a得到的。例如，可以对分别由沿与体轴方向正交的方向排列的4个RF线圈71a得到的4个磁共振信号进行合成。
发送接收用分送单元9在从合成单元8提供的P个磁共振信号中最多选择N个合成了由覆盖摄像区域所需的RF线圈71a接收的磁共振信号的信号，并提供给接收处理部101。
如上所述，根据本实施方式，可以变更提供个数少于RF线圈71a数目的发送脉冲信号的RF线圈71a。因此，可以用较少的信道的发送脉冲信号对应各种摄像状态。
另外根据本实施方式，能够改变发送1信道的发送脉冲信号所使用的RF线圈71a的位置及数量。即，能够改变1信道的发送脉冲信号的照射区域的位置及大小。
并且，可以将2个或3个发送脉冲信号提供给2个或3个RF线圈71a。
再有，若增加功率分配器41的分配数，则可以对更广的范围照射发送脉冲信号，并且可以更好地控制发送脉冲信号的照射区域。
然而，照射区域通过所述的动作而能够变更的是体轴方向的位置和大小。但是，用其他信道的其他RF线圈组71分别可以进行与所述同样的动作，并且可以对每个信道设定是否进行发送脉冲信号的发送，因此在与体轴方向交叉的方向上也能够变更发送脉冲信号的发送区域的位置及大小。
另外根据本实施方式，能够将由多个RF线圈71a中的覆盖摄像区域所需要的RF线圈71a接收的磁共振信号提供给接收处理部101。并且通过较少的信道数的接收系统，可以对应各种摄像状态。
并且根据本实施方式，在发送接收切换单元6的发送接收切换之前向RF线圈71a分送发送脉冲信号。另外在发送接收切换之后向接收处理部101分送磁共振信号。因此，尽管发送系统的信道数K与接收系统的信道数N不同，也能够将多个RF线圈71a适当地共用于发送用及接收用上。
该实施方式可以有如下的各种变形实施。
(1)如图16所示，可以省略分配单元4及合成单元8。然而此时，取代发送用分送单元5而具备发送用分送单元12，并且取代接收用分送单元9而具备接收用分送单元13。发送用分送单元12将在发送单元3发生的K信道的发送脉冲信号分别向M个信号线中的任意K个输出。接收用分送单元9选择P个磁共振信号中的N个并输出，而接收用分送单元13选择M个磁共振信号中的N个并输出。
这样，导致不能变更发送脉冲信号的照射区域的大小、或可利用于图像重构的磁共振信号的数量减少，但可以以简单的结构实现。
(2)如图17所示，省略合成单元8，并且取代接收用分送单元9而具备接收用切换单元13，但可以具备分配单元4。即，由于很难增加发送单元3的信道数，因此通过分配单元4的所述效果来对应发送单元3的信道数的变少。并且接收单元10比发送单元3容易增加信道数，因此通过增加信道数N来抑制可利用于图像重构的磁共振信号数的减少。
(3)分配单元4可以只分配K信道的发送脉冲信号中的一部分。
(4)发送用分送单元5可以将1信道的发送脉冲信号分送给属于多个RF线圈71的RF线圈71a。
(5)可以连接与阵列线圈7所包含的RF线圈71a不同的RF线圈。
(6)在合成单元8中，对于P/T组(T是2以上的自然数)的每一组，可以用不同的T种方法分别合成属于各组的Q个磁共振信号，从而得到P个合成信号。例如，可以根据每4个磁共振信号，分别通过同相合成、反相合成、QD(quadrature)合成、AntiQD合成得到每4个的合成信号。在该具体例中由于Q＝T，因此P＝M，但可以通过令Q＞T来使P＜M，也可以通过令Q＜T来使P＞M。此时，属于一个组的Q个磁共振信号没必要是由属于同一个RF线圈组71的RF线圈71a得到的。例如，可以根据分别由沿与体轴方向正交的方向排列的4个RF线圈71a得到的4个磁共振信号，合成4个合成信号。
(7)合成单元8不需要将所输入的M个磁共振信号的全部用于合成，一部分磁共振信号可以直接输出。另外，用于合成的磁共振信号也可以直接输出。
(8)在所示MRI装置中，可以利用并行成像法进行摄像。
在并行成像法中，使用多个RF线圈71a，并用各RF线圈71a执行相隔相位编码步骤的序列。并且例如，对由各RF线圈71a取得的磁共振信号，进行用各RF线圈71a的灵敏度分布对重叠图像进行矩阵运算而展开的图像重构。通常，在并行成像法中，通过事先扫描各RF线圈71a的灵敏度分布来取得。但是，很难直接计算各RF线圈71a的灵敏度分布，一般用灵敏度分布较均匀的全身用体线圈(霍尔体线圈)的灵敏度图像、分别对由各RF线圈71a取得的灵敏度图像进行除运算，从而求出线圈的近似的灵敏度分布并进行矩阵运算。
如所述实施方式，根据FOV选择用于发送的RF线圈71a时，不是通过全身用体线圈，而是通过所选择的RF线圈71a来预先进行扫描并生成灵敏度图像。该除运算对象的灵敏度图像最好使用合成了各RF线圈71a的灵敏度图像的图像。并且，利用合成图像对各RF线圈71a的灵敏度图像进行除运算，求出各RF线圈71a的灵敏度分布。在图13的例中，根据FOV的大小选择发送用及接收用共用的4个RF线圈71a，此时成为并行成像所需的基准的灵敏度图像，使用所选择的4个RF线圈71a的合成灵敏度图像。由此，与对所有RF线圈71a的各自的灵敏度图像进行合成的图像相比，能够得到阴影少的灵敏度图像。
对于本领域技术人员来说，其他优点和变通是很容易联想得到的。因此，本发明就其较宽方面而言，并不限于本申请给出和描述的具体细节和说明性实施例。因此，在不偏离所附权利要求及其等同物定义的总发明构思精神或保护范围的前提下，可以做出各种修改。

Claims (10)

1.一种磁共振摄像装置，根据通过对静磁场中的被检测体施加梯度磁场及高频磁场而从所述被检测体放射的磁共振信号，对所述被检测体进行摄像，该磁共振摄像装置的特征在于，包括：
发生单元，分别发生K个用于发生所述高频磁场的发送高频脉冲信号，其中，K为2以上的自然数；
分送单元，将K个所述发送高频脉冲信号分送给M个发送信号路径中的K个，其中，M为2以上的自然数，M＞K；
连接单元，最多可安装M个高频线圈，并且将M个所述发送信号路径及M个接收信号路径选择性地连接于所述高频线圈；
选择单元，从分别由最多M个所述高频线圈接收并通过最多M个所述接收信号路径而传送的磁共振信号中选择N个，其中，N为2以上的自然数，N＜M且N＞K；
接收处理单元，对所选择的N个所述磁共振信号分别进行接收处理；以及
分配单元，为了使所述发送高频脉冲信号的个数为S，将K个所述发送高频脉冲信号的至少一个分配成多个，其中，S＞K且S≤M；
所述分送单元将由所述分配单元得到的S个所述发送高频脉冲信号的每一个分送给M个所述发送信号路径中的S个。
2.如权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于，
所述分送单元将所述发送高频脉冲信号分送给所述发送信号路径，以便将从一个发送高频脉冲信号分配的多个所述发送高频脉冲信号提供给沿所述静磁场的磁场方向排列的多个高频线圈。
3.如权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于，
还包括合成单元，通过对经由M个所述接收信号路径中的多个而传送的多个所述磁共振信号进行合成，得到P个合成信号，其中，P＜M且P≥N；
所述选择单元选择P个所述合成信号中的N个。
4.如权利要求3所述的磁共振摄像装置，其特征在于，
所述分送单元将所述发送高频脉冲信号分送给所述发送信号路径，以便将从一个发送高频脉冲信号分配的多个所述发送高频脉冲信号提供给沿第一方向排列的多个高频线圈；
所述合成单元对分别由沿与所述第一方向不同的第二方向排列的多个高频线圈得到的多个所述磁共振信号进行合成。
5.如权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于，
还包括合成单元，通过分别用不同的多种方法对经由M个所述接收信号路径中的多个而传送的多个所述磁共振信号进行合成，得到P个合成信号，其中，P≥N；
所述选择单元选择P个所述合成信号中的N个。
6.如权利要求5所述的磁共振摄像装置，其特征在于，
所述分送单元将所述发送高频脉冲信号分送给所述发送信号路径，以便将从一个发送高频脉冲信号分配的多个所述发送高频脉冲信号提供给沿第一方向排列的多个高频线圈；
所述合成单元对分别由沿与所述第一方向不同的第二方向排列的多个高频线圈得到的多个所述磁共振信号进行合成。
7.如权利要求1所述的磁共振摄像装置，其特征在于，
所述连接单元具有M个将所述高频线圈的连接目标在一个所述发送信号路径或一个所述接收信号路径之间切换的切换器，并且该切换器包括：
第一开关单元，对所述发送信号路径与所述高频线圈间的电结合进行导通/截止；
放大单元，对输入端与所述高频线圈相连接的低输入阻抗进行放大；以及
第二开关单元，在向所述放大单元侧距离交点电气长度的点上对接地的状态和未接地的状态进行切换，所述交点是从所述第一开关单元到所述高频线圈的信号路径与从所述高频线圈到所述放大单元的信号路径之间的交点，其中，电气长度为λ/4+(λ/2)×(n-1)，λ为磁共振频率的波长，n为整数；
并且将从所述高频线圈到所述放大单元的输入端的信号线的长度决定为，在所述第一开关单元为截止、并且所述第二开关单元为所述放大单元的输入端未接地的状态下，在所述高频线圈的阻抗匹配部与所述信号线共振。
8.一种磁共振摄像装置，根据通过对静磁场中的被检测体施加梯度磁场及高频磁场而从所述被检测体放射的磁共振信号，对所述被检测体进行摄像，该磁共振摄像装置包括：
发生单元，分别发生K个用于发生所述高频磁场的发送高频脉冲信号，其中，K为2以上的自然数；
分送单元，将K个所述发送高频脉冲信号分送给M个发送信号路径中的K个，其中，M为2以上的自然数，M≥K；
连接单元，最多可安装M个高频线圈，并且将M个所述发送信号路径及M个接收信号路径选择性地连接于所述高频线圈；
确定单元，根据摄像条件，将最多M个的所述高频线圈中的一个或多个确定为发送用；
控制单元，控制所述分送单元，以便将所述发送高频脉冲信号提供给确定为发送用的一个所述高频线圈或多个高频线圈；以及
分配单元，为了使所述发送高频脉冲信号的个数为S，将K个所述发送高频脉冲信号的至少一个分配成多个，其中，S＞K且S≤M；
所述分送单元将由所述分配单元得到的S个所述发送高频脉冲信号的每一个分送给M个所述发送信号路径中的S个。
9.如权利要求8所述的磁共振摄像装置，其特征在于，
还包括求取单元，通过确定为发送用的多个高频线圈预先进行扫描并生成灵敏度图像，使用合成了各高频线圈的灵敏度图像的图像对各高频线圈的灵敏度图像进行除运算，求出上述多个高频线圈的灵敏度分布。
10.一种磁共振摄像方法，使用磁共振摄像装置，该磁共振摄像装置根据通过对静磁场中的被检测体施加梯度磁场及高频磁场而从所述被检测体放射的磁共振信号，对所述被检测体进行摄像，并且包括连接单元，该连接单元最多可安装M个高频线圈，并且将M个发送信号路径及M个接收信号路径选择性地连接于所述高频线圈，其中，M为2以上的自然数，该磁共振摄像方法的特征在于，
分别发生K个用于发生所述高频磁场的发送高频脉冲信号，其中，K为2以上的自然数，M＞K；
将K个所述发送高频脉冲信号分送给M个所述发送信号路径中的K个；
从分别由最多M个的所述高频线圈接收并通过最多M个的所述接收信号路径而传送的磁共振信号中选择N个，其中，N为2以上的自然数，N＜M且N＞K；
对所选择的N个所述磁共振信号分别进行接收处理；
为了使所述发送高频脉冲信号的个数为S，将K个所述发送高频脉冲信号的至少一个分配成多个，其中，S＞K且S≤M；
将S个所述发送高频脉冲信号的每一个分送给M个所述发送信号路径中的S个。
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Families Citing this family (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5379997B2 (ja) * 2007-05-01 2013-12-25 株式会社東芝 磁気共鳴撮像装置および磁気共鳴撮像方法
JP5342243B2 (ja) * 2009-01-06 2013-11-13 株式会社東芝 磁気共鳴装置
JP5868028B2 (ja) * 2010-05-27 2016-02-24 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
WO2012004728A2 (en) * 2010-07-08 2012-01-12 Koninklijke Philips Electronics N.V. Router and coil array for ultra high field mri
FR2978250B1 (fr) 2011-07-20 2014-11-21 Commissariat Energie Atomique Procede de realisation d’un module compact de pilotage d’une antenne haute frequence pour appareil d’imagerie par resonnance magnetique nucleaire
DE102011079564B4 (de) * 2011-07-21 2015-11-19 Siemens Ag MRT Lokalspule
CN104303069B (zh) * 2012-05-14 2017-08-15 皇家飞利浦有限公司 用于向磁共振线圈系统的多个线圈元件提供射频信号的馈送电路装置
CN103926545B (zh) 2013-01-10 2017-09-19 西门子(深圳)磁共振有限公司 一种发射天线选择器和磁共振成像系统
DE102013206325A1 (de) * 2013-04-10 2014-10-16 Siemens Aktiengesellschaft Magnetresonanzanlage mit gruppenweiser Ansteuerung von Sendeantennen
CN104459583B (zh) * 2013-09-16 2017-11-17 西门子(深圳)磁共振有限公司 一种磁共振装置的局部线圈的定位方法、装置和系统
DE102016213579A1 (de) * 2016-07-25 2018-01-25 Siemens Healthcare Gmbh Magnetresonanztomograph mit Sendeeinheit und Selektor sowie Verfahren zum Betrieb
JP6923400B2 (ja) * 2017-09-12 2021-08-18 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 高周波増幅器及び磁気共鳴イメージング装置
CN110794349B (zh) * 2018-08-02 2022-05-20 西门子(深圳)磁共振有限公司 头颈线圈、射频信号处理方法和磁共振成像装置
EP3644085A1 (de) * 2018-10-25 2020-04-29 Siemens Healthcare GmbH Auswahl von messspulen bei der magnetresonanz-bildgebung
CN112545485B (zh) * 2020-11-30 2023-08-15 上海联影医疗科技股份有限公司 一种磁共振扫描方法、装置、设备及存储介质
CN114062989B (zh) * 2021-11-11 2023-12-15 上海电气(集团)总公司智惠医疗装备分公司 磁共振波谱仪及磁共振成像系统

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5066914A (en) * 1990-03-26 1991-11-19 General Electric Company Gradient amplifier system with flexible amplifier allocation
US6969992B2 (en) * 2003-10-03 2005-11-29 Regents Of The University Of Minnesota Parallel transceiver for nuclear magnetic resonance system

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0435645A (ja) * 1990-05-31 1992-02-06 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
US6323648B1 (en) * 1997-11-26 2001-11-27 Medrad, Inc. Peripheral vascular array
JP3455530B1 (ja) * 2001-12-14 2003-10-14 株式会社東芝 Ｍｒ信号受信装置及び磁気共鳴イメージング装置
US7053618B2 (en) * 2003-11-26 2006-05-30 General Electric Company Method and apparatus to generate an RF excitation consistent with a desired excitation profile using a transmit coil array
US6982554B2 (en) * 2004-04-29 2006-01-03 General Electric Company System and method for operating transmit or transmit/receive elements in an MR system
JP5179019B2 (ja) * 2006-04-04 2013-04-10 株式会社日立製作所 コイル装置およびそれを用いた核磁気共鳴撮像装置
US7535230B2 (en) * 2007-03-08 2009-05-19 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
JP2008246192A (ja) * 2007-03-08 2008-10-16 Toshiba Corp 磁気共鳴撮像装置
JP5379997B2 (ja) * 2007-05-01 2013-12-25 株式会社東芝 磁気共鳴撮像装置および磁気共鳴撮像方法
US7508214B2 (en) * 2007-05-21 2009-03-24 Medrad, Inc. Transmit-mode phased array coils for reduced SAR and artifact issues

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5066914A (en) * 1990-03-26 1991-11-19 General Electric Company Gradient amplifier system with flexible amplifier allocation
US6969992B2 (en) * 2003-10-03 2005-11-29 Regents Of The University Of Minnesota Parallel transceiver for nuclear magnetic resonance system

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Publication number Publication date
JP5379997B2 (ja) 2013-12-25
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US7915892B2 (en) 2011-03-29
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