CN116893375A - 接收线圈及磁共振成像装置 - Google Patents
接收线圈及磁共振成像装置 Download PDFInfo
- Publication number
- CN116893375A CN116893375A CN202310340990.2A CN202310340990A CN116893375A CN 116893375 A CN116893375 A CN 116893375A CN 202310340990 A CN202310340990 A CN 202310340990A CN 116893375 A CN116893375 A CN 116893375A
- Authority
- CN
- China
- Prior art keywords
- coil
- frequency
- coils
- annular
- receiving
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
- 238000002595 magnetic resonance imaging Methods 0.000 title claims description 37
- 230000003068 static effect Effects 0.000 claims description 60
- 239000004020 conductor Substances 0.000 claims description 32
- 230000005284 excitation Effects 0.000 claims description 10
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 claims description 6
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 38
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 24
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 24
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 14
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 9
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 7
- 206010009244 Claustrophobia Diseases 0.000 description 3
- 208000019899 phobic disease Diseases 0.000 description 3
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 1
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 1
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 1
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 1
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 1
- 238000001208 nuclear magnetic resonance pulse sequence Methods 0.000 description 1
- 230000000149 penetrating effect Effects 0.000 description 1
- 238000006467 substitution reaction Methods 0.000 description 1
- 239000013585 weight reducing agent Substances 0.000 description 1
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
- G01R33/34007—Manufacture of RF coils, e.g. using printed circuit board technology; additional hardware for providing mechanical support to the RF coil assembly or to part thereof, e.g. a support for moving the coil assembly relative to the remainder of the MR system
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
- G01R33/34046—Volume type coils, e.g. bird-cage coils; Quadrature bird-cage coils; Circularly polarised coils
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
- G01R33/341—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
- A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
- G01R33/341—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils
- G01R33/3415—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils comprising arrays of sub-coils, i.e. phased-array coils with flexible receiver channels
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
- G01R33/3628—Tuning/matching of the transmit/receive coil
- G01R33/3635—Multi-frequency operation
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
- G01R33/3642—Mutual coupling or decoupling of multiple coils, e.g. decoupling of a receive coil from a transmission coil, or intentional coupling of RF coils, e.g. for RF magnetic field amplification
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
- G01R33/3806—Open magnet assemblies for improved access to the sample, e.g. C-type or U-type magnets
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
- G01R33/5659—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of the RF magnetic field, e.g. spatial inhomogeneities of the RF magnetic field
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
一个实施方式的接收线圈,具有至少1个要素线圈,所述要素线圈能够同时接收不同的多个频率的磁共振信号,在单一面内配置对于所述多个频率的共振构造。
Description
本申请以日本专利申请2022-058945(申请日:2022年3月31日)为基础主张优先权,这里引用其全部内容。
技术领域
本发明涉及接收线圈及磁共振成像装置。
背景技术
磁共振成像装置是通过拉莫尔频率的高频(RF:Radio Frequency,射频)信号激励置于静磁场中的被检体的原子核自旋、将随着激励从被检体产生的磁共振信号(MR(Magnetic Resonance)信号)重建而生成图像的摄像装置。
很多磁共振成像(MRI:Magnetic Resonance Imaging)装置具有称作机架(gantry)的结构,在机架形成有圆筒形的空间(将该空间称作内膛)。在横卧于顶板的被检体(例如患者)已运入到圆筒形的空间内的状态下进行拍摄。在机架的内部,收纳有圆筒状的静磁场磁铁、圆筒状的倾斜磁场线圈及圆筒状的收发线圈(即,WB(Whole Body,全身)线圈)。在当前大量存在的这种磁共振成像装置,由于静磁场磁铁、倾斜磁场线圈及收发线圈是圆筒形,所以以下将这种磁共振成像装置称作圆筒型磁共振成像装置。
在圆筒型磁共振成像装置,由于在内膛内的封闭空间中进行拍摄,所以例如对于幽闭恐惧症等一部分的患者有时拍摄变得困难。
对此,提出并开发了将静磁场磁铁或倾斜磁场线圈设为平板状,构成为例如在由两个平板状的静磁场磁铁夹着的开放空间中对患者等被检体进行拍摄的磁共振成像装置。以下将这种磁共振成像装置称作平面开放型磁共振成像装置。在平面开放型的磁共振成像装置,由于在开放的空间中进行拍摄,所以也能够进行幽闭恐惧症的患者的拍摄。
另一方面,在圆筒型磁共振成像装置,以在内膛内的磁场均匀性高的窄区域中进行拍摄为前提,相对于此,在平面开放型磁共振成像装置,由于在比较大的开放空间中拍摄被检体,所以被检体相对于静磁场磁铁的位置不一定固定。即,取决于被检体相对于静磁场磁铁的位置,静磁场强度在某个范围内变化。因此,在平面开放型磁共振成像装置,如果通过以往那样的单一频率的接收线圈接收MR信号,则可拍摄区域即FOV(Field of View)成为非常窄的限定的范围。
另一方面,虽然也存在关于安装匹配电路而频率变得可变的MR信号的接收线圈的提案,但由于不能够同时接收多个频率,所以FOV自身依然狭窄。
发明内容
所以,要求能够同时接收多个磁共振频率的RF信号或接收宽频带的RF信号而确保宽的FOV的接收线圈。
本发明要解决的课题之一是使得在接收磁共振频率的RF信号的接收线圈处,能够同时接收多个磁共振频率的RF信号或接收宽频带的RF信号而确保宽的FOV。但是,本发明要解决的课题并不限于上述课题。还可以将与由后述的各实施方式所示的各结构带来的各效果对应的课题定位为其他的课题。
有关一个实施方式的磁共振成像装置具有接收线圈,该接收线圈具有至少1个要素线圈,所述要素线圈能够同时接收不同的多个频率的磁共振信号,在单一面内配置对于所述多个频率的共振构造。
一种接收线圈,具有至少1个能够同时接收不同的多个频率的磁共振信号的要素线圈;
所述要素线圈为:
(a)将在所述多个频率分别共振的不同直径的多个环形线圈配置在单一面内而构成,所述多个环形线圈分别从不同的供电点供电;
(b)将在所述多个频率分别共振的不同直径的多个环形线圈配置在单一面内而构成,所述多个环形线圈从单一的供电点供电;
(c)所述要素线圈是在规定形状的导体板形成有规定形状的开口的宽频带线圈,根据所述导体板的外周的长度规定带宽的下限的频率,根据所述导体板的内周的长度规定所述带宽的上限的频率;或者
(d)所述要素线圈由具有相同直径的两个子要素线圈的对构成,所述两个子要素线圈在所述单一面内以不相互重叠的方式隔开规定的间隔配置,所述两个子要素线圈分别具有单独的供电点,所述两个子要素线圈分别具有第1共振频率和比所述第1共振频率高的第2共振频率,
所述要素线圈对于所述多个频率的共振构造配置于单一面内。
所述接收线圈构成为在所述单一面内排列有多个所述要素线圈的阵列线圈。
所述要素线圈接收的所述磁共振信号是对置于拥有不均匀的静磁场分布的静磁场中的被检体施加激发脉冲、对该激发脉冲的施加产生反应而从所述被检体发出的磁共振信号,该磁共振信号根据所述静磁场中的所述被检体的位置而拥有所述不同的多个频率。
所述要素线圈将对于所述多个频率分别共振的不同直径的多个环形线圈配置在所述单一面内而构成;
所述多个环形线圈分别从不同的供电点供电。
所述要素线圈具有:
第1直径的第1环形线圈,在第1频率共振;以及
第2直径的第2环形线圈,配置在与所述第1环形线圈相同的面内,在比所述第1频率高的第2频率共振;
所述第2环形线圈的全部或至少一部分配置在由所述第1环形线圈形成的圆的内侧。
在所述要素线圈处,所述第1环形线圈的第1供电点和所述第2环形线圈的第2供电点在所述相同的面内设置于在空间上相互分离90度的位置。
所述要素线圈具有:
1个第1环形线圈,具有第1直径,在第1频率共振;以及
2个第2环形线圈,具有第2直径,配置在与所述第1环形线圈相同的面内,在比所述第1频率高的第2频率共振;
所述2个第2环形线圈以一部分重叠的状态配置在由所述第1环形线圈形成的圆的内侧。
所述要素线圈将在所述多个频率分别共振的不同直径的多个环形线圈配置在所述单一面内而构成;
所述多个环形线圈从单一的供电点供电。
所述要素线圈具有:
第1直径的环状第1环形线圈,在第1频率共振;以及
第2直径的环状第2环形线圈,配置在与所述环状第1环形线圈相同的面内,在比所述第1频率高的第2频率共振;
所述环状第2环形线圈配置为与由所述环状第1环形线圈形成的圆在所述单一的供电点处内切。
所述要素线圈具有:
矩形状的第1环形线圈,在第1频率共振;以及
矩形状的第2环形线圈,配置在与所述第1环形线圈相同的面内,在比所述第1频率高的第2频率共振;
所述第2环形线圈配置在所述第1环形线圈形成的矩形的内侧;
所述接收线圈构成为在所述单一面内排列有多个所述要素线圈的阵列线圈;
所述阵列线圈以相互接触的方式密集地配置矩形状的多个所述要素线圈。
所述要素线圈是在规定形状的导体板形成有规定形状的开口的宽频带线圈;
根据所述导体板的外周的长度规定带宽的下限的频率,根据所述导体板的内周的长度规定所述带宽的上限的频率。
所述导体板的外周形状是具有第1直径的第1圆;
所述开口的外周形状是具有比所述第1直径小的第2直径的第2圆;
所述开口以所述第2圆内切于所述第1圆的方式形成;
在所述第2圆与所述第1圆内切的点设置供电点。
在所述开口的周围的所述导体板设置多个贯通孔。
还具有:线缆;以及
滤波器,将频率分离;
所述线缆的一端与所述供电点连接,另一端与所述滤波器连接;所述滤波器将所述多个频率分别分离。
所述要素线圈由具有相同直径的两个子要素线圈的对构成;
所述两个子要素线圈在所述单一面内以不相互重叠的方式隔开规定的间隔接近配置;
所述两个子要素线圈分别具有单独的供电点;
所述两个子要素线圈分别具有第1共振频率和比所述第1共振频率高的第2共振频率。
对于所述要素线圈,通过调整所述两个子要素线圈之间的所述规定的间隔,调整包含所述第1共振频率和所述第2共振频率的频率特性。
调整所述规定的间隔,以使得与所述第2共振频率对应的第二S11参数比与所述第1共振频率对应的第一S11参数小。
附图说明
图1是表示有关实施方式的磁共振成像装置的第1结构例的图。
图2是表示有关实施方式的磁共振成像装置的第2结构例的图。
图3是表示静磁场磁铁的内部结构的一例的图。
图4是表示磁共振成像装置的结构例的框图。
图5的(a)是表示第1实施方式的要素线圈的结构例的图,图5的(b)是表示第1实施方式的要素线圈的频率特性的一例的图。
图6的(a)是表示第1实施方式的要素线圈的结构例的图,图6的(b)是表示将第1实施方式的要素线圈排列为面阵列状的接收线圈的结构例的图。
图7的(a)是表示有关第1实施方式的变形例的要素线圈的结构例的图,图7的(b)是表示将有关第1实施方式的变形例的要素线圈排列为面阵列状的接收线圈的结构例的图。
图8的(a)是表示有关第2实施方式的要素线圈的结构例的图,图8的(b)是表示有关第2实施方式的要素线圈的频率特性的一例的图。
图9的(a)是表示将第2实施方式的要素线圈排列为面阵列状的接收线圈的结构例的图,图9的(b)是表示将有关第2实施方式的变形例的要素线圈排列为面阵列状的接收线圈的结构例的图。
图10的(a)是表示第3实施方式的要素线圈的结构例的图,图10的(b)是表示第3实施方式的要素线圈的频率特性的一例的图。
图11的(a)是表示有关第3实施方式的第1变形例的要素线圈的结构例的图,图11的(b)是表示有关第3实施方式的第2变形例的要素线圈的结构例的图。
图12的(a)、图12的(b)及图12的(c)是表示将第3实施方式的要素线圈、第3实施方式的第1变形例的要素线圈及第3实施方式的第2变形例的要素线圈分别排列为面阵列状的接收线圈的结构例的图。
图13的(a)是表示有关第4实施方式的要素线圈结构例的图,图13的(b)是表示有关第4实施方式的要素线圈的频率特性的一例的图。
图14是表示将第4实施方式的要素线圈排列为面阵列状的接收线圈的结构例的图。
具体实施方式
以下,基于附图说明本发明的实施方式。
(磁共振成像装置)
图1是对有关实施方式的平面开放型的磁共振成像装置1的第1结构例中的静磁场磁铁10的配置例进行了特别表示的图。如图1所例示的那样,磁共振成像装置1例如具有圆形平板状(换言之,薄的圆筒形状)的两个静磁场磁铁10。
对于各个静磁场磁铁10,静磁场磁铁10的中心轴即经过圆筒形状的两端面的圆的中心的轴例如配置为相对于地面平行。此外,两个静磁场磁铁10以夹着被检体的方式配置。通过这样的静磁场磁铁10的配置,在两个静磁场磁铁10之间的开放的空间中形成磁场。被检体在该开放空间中例如以站立位的状态被拍摄。
在将静磁场磁铁用超导线圈构成的情况下,如果通过在励磁模式下将从静磁场用电源供给的电流施加于超导线圈而使静磁场产生,然后转移到永久电流模式,则隔离静磁场用电源,总是产生一定的强度的磁场。也可以将静磁场磁铁构成为永磁铁。
图2是对有关第1实施方式的平面开放型的磁共振成像装置1的第2结构例中的静磁场磁铁10的配置例进行了特别表示的图。图1表示了拍摄站立位的被检体的结构例,图2表示了拍摄横卧于从床台81延伸出的顶板80的卧位的被检体的结构例。在进行卧位的被检体的拍摄的情况下,两个静磁场磁铁10如图2所示,以其中心轴为铅直方向的方式配置,例如一个静磁场磁铁10配置在顶板80的下方,另一个静磁场磁铁10配置在顶板80的上方。
如图1及图2所示,在使用实施方式的静磁场磁铁10的拍摄中,由于能够对被检体进行开放的磁场空间的拍摄,所以例如即使是幽闭恐惧症的患者也能够进行拍摄。
图3是表示静磁场磁铁10的内部结构的一例的图。图3的(a)是例示将静磁场磁铁10从与中心轴正交的方向观察时的内部截面的图。此外,图3的(b)是例示将静磁场磁铁10从中心轴方向观察时的内部截面的图,是图3的(a)的A-A’剖面图。
静磁场磁铁10由1个以上的线圈单元构成,该1个以上的线圈单元如图3所示,例如收纳在具有规定的厚度的平板状的磁铁框体。在图3所示的例子中,在磁铁框体中例如收纳有截面积不同的两个圆形的线圈单元(线圈单元11及线圈单元12)。由线圈单元11、12生成决定磁共振频率的静磁场。
相邻于磁铁框体,设置有生成对静磁场叠加的倾斜磁场的倾斜磁场线圈60和对被检体施加RF(Radio Frequency,射频)脉冲的发送线圈62。将倾斜磁场线圈60例如构成为平板状线圈。此外,将发送线圈62例如也构成为平板状线圈。
图4是表示磁共振成像装置1的结构例的框图。该磁共振成像装置1具有两个由图3所示的静磁场磁铁10、倾斜磁场线圈60及发送线圈62构成的磁铁单元。并且,将两个磁铁单元配置为夹着被检体P对置。
进而,如图4所示,在磁共振成像装置1,在夹着被检体P从左侧的磁铁单元稍微离开的位置处设置有接收线圈20。并且,在磁铁单元与接收线圈20之间形成拍摄空间(或FOV(Field of View,视场))。
如果从发送线圈62发送的激发脉冲施加于被检体P,则对该激发脉冲的施加产生反应,从被检体P发出MR信号。该MR信号被接收线圈20接收。接收线圈20例如构成为在与图4的纸面正交的方向上延展的面状的接收天线。
如上述那样,在平面开放型的磁共振成像装置1,由于在比较大的开放空间中拍摄被检体P,所以被检体P相对于静磁场磁铁10的位置不一定固定。即,取决于被检体P相对于静磁场磁铁10的位置,静磁场强度在某个范围内变化。换言之,被检体P在置于拥有不均匀的分布的静磁场中的状态下被拍摄。
通常,与静磁场磁铁10接近时静磁场强度变强。并且,众所周知,磁共振频率与静磁场强度成正比。因而,被检体P越接近于静磁场磁铁10则磁共振频率越高,相反地,被检体P越远离静磁场磁铁10则磁共振频率越低。
因此,在平面开放型磁共振成像装置,如果希望通过以往那样的单一频率的接收线圈接收MR信号,则可拍摄区域即FOV(Field of View,视场)成为非常窄的限定的范围。
所以,实施方式的接收线圈20如后述那样,能够通过将频率特性宽频带化,从而确保大的FOV。
磁共振成像装置1除了上述的磁铁单元及接收线圈20以外,还具有磁铁电源40、拍摄条件设定电路50、序列控制器51、倾斜磁场电源52、发送电路53、接收电路54及重建处理电路55。
磁铁电源40是对静磁场磁铁10的两个线圈单元11、12施加电流的电源。拍摄条件设定电路50对序列控制器51设定经由未图示的用户接口输入的脉冲序列的种类及各种参数的值等拍摄条件。
序列控制器51通过基于设定的拍摄条件将倾斜磁场电源52及发送电路53分别驱动,进行被检体的扫描。倾斜磁场电源52基于来自序列控制器51的驱动信号,对倾斜磁场线圈60施加倾斜磁场电流。
发送电路53基于来自序列控制器51的驱动信号,生成RF脉冲,将RF脉冲向发送线圈62施加。由接收线圈20接收与该施加对应地从被检体P发出的MR信号。将由接收线圈20接收到的MR信号在接收电路54从模拟信号转换为数字信号。将转换为数字信号后的MR信号作为k空间数据向重建处理电路55供给。重建处理电路55对于k空间数据实施逆傅里叶变换处理等重建处理,生成磁共振图像。
(接收线圈)
以下,对由磁共振成像装置1使用的各种实施方式的接收线圈20进行说明。
以下说明的接收线圈20包含的各实施方式的要素线圈构成为,能够同时接收不同的多个频率的MR信号,将针对多个频率的共振构造配置在单一面内。通常将接收线圈20构成为在与上述的单一面相同的面内排列有多个各实施方式的要素线圈的阵列线圈。但是,也可以将接收线圈20构成为1个要素线圈。
如上述那样,各实施方式的要素线圈接收的MR信号,是对置于拥有不均匀的静磁场分布的静磁场之中的被检体施加激发脉冲、对该激发脉冲的施加产生反应而从被检体发出的MR信号,该MR信号拥有对应于静磁场中的被检体的位置而不同的多个频率。
(第1实施方式)
图5的(a)是表示第1实施方式的要素线圈21的结构例的图。要素线圈21构成为将在多个频率分别共振的不同直径的多个环形线圈配置在单一面内。多个环形线圈分别从不同的供电点供电。
环形线圈的数量不作特别限定,在图5的(a)中,特别表示了环数为2的情况下的要素线圈21的结构。该要素线圈21具有在第1频率f1共振的第1直径的第1环形线圈211、以及在比第1频率f1高的第2频率f2共振的第2直径的第2环形线圈212。
第1环形线圈211和第2环形线圈212配置在相同的面内,第2环形线圈212的全部或至少一部分配置在由第1环形线圈211形成的圆的内侧。
第1环形线圈211和第2环形线圈212分别具有单独的供电点,即第1供电点213和第2供电点214。并且,从第1供电点213和第2供电点214通过两条供电线例如两条同轴线缆215与磁共振成像装置1的接收电路54连接。
如图5的(a)所示,第1供电点213和第2供电点214从充分地进行第1环形线圈211与第2环形线圈212之间的去耦的观点出发,优选的是在相同面内设置于在空间上相互分离90度的位置。
这是因为,各环形线圈的圆周的长度通常大多设定为与磁共振信号的波长相同或波长的整数倍,在此情况下,通过将彼此的供电点设置于在空间上分离90度的位置,在一个供电点处的信号振幅为波腹时,另一个供电点处的信号振幅为波节,能够提高去耦。
图5的(b)是表示第1实施方式的要素线圈21的频率特性的一例的图。图5的(b)的横轴是频率,纵轴是反射系数(即,S11参数)。反射系数(S11参数)越小,意味着要素线圈21的作为天线的接收灵敏度越高。
如图5的(b)所示,由于要素线圈21在第1频率f1和第2频率f2的两个频率下共振,所以在这两个频率f1、f2下,反射系数(S11参数)变得极小。因此,要素线圈21的频率特性与1个环形线圈的以往的要素线圈相比宽频带化。
图6的(b)是表示将第1实施方式的要素线圈21(图6的(a))例如排列为2行2列的面阵列状而构成的作为阵列线圈的接收线圈20的结构例的图。
(第1实施方式的变形例)
图7的(a)表示有关第1实施方式的变形例的要素线圈22的结构例。此外,图7的(b)是表示将要素线圈22例如排列为2行2列的面阵列状而构成的作为阵列线圈的接收线圈20的结构例的图。
有关第1实施方式的变形例的要素线圈22具有:一个第1环形线圈221,在第1频率f1共振,具有第1直径;以及两个第2环形线圈222、223,配置在与第1环形线圈221相同的面内,在比第1频率高的第2频率f2共振,具有第2直径。这里,如图7的(a)所示,两个第2环形线圈222、223在一部分重合的状态下配置在由第1环形线圈221形成的圆的内侧。
第1环形线圈221具有第1供电点226,第2环形线圈222、223分别具有第2供电点224、225。并且,从这些各供电点通过3根供电线、例如3根同轴线缆227与磁共振成像装置1的接收电路54连接。
(第2实施方式)
图8的(a)表示有关第2实施方式的要素线圈23的结构例。此外,图8的(b)是表示要素线圈23的频率特性的一例的图。第2实施方式的要素线圈23与第1实施方式同样地,将在多个频率分别共振的不同直径的多个环形线圈配置在单一面内而构成,但在多个环形线圈从单一的供电点供电这一点上与第1实施方式不同。
在图8的(a)中,特别表示了环形线圈的数量为2的情况下的要素线圈23的结构。要素线圈23具有:第1直径的环状第1环形线圈231,在第1频率共振;以及第2直径的环状第2环形线圈232,配置在与第1环形线圈231相同的面内,在比第1频率高的第2频率共振。并且,环状第2环形线圈232以在单一的供电点233处与由环状第1环形线圈231形成的圆内切的方式配置。并且,从供电点233例如通过1根同轴线缆234与磁共振成像装置1的接收电路54连接。
通过将供电点设为1个,能够使从要素线圈23与接收电路54连接的线缆的数量成为1个。结果,能够实现轻量化、低成本化。
根据第2实施方式的要素线圈23,也由于在第1频率f1和第2频率f2的两个频率下共振,所以如图8的(b)所示,在这两个频率f1、f2下,反射系数(S11参数)变得极小,要素线圈23的频率特性与1个环形线圈的以往的要素线圈相比宽频带化。
图9的(a)是表示将第2实施方式的要素线圈23(图8的(a))例如排列为2行3列的面阵列状而构成的作为阵列线圈的接收线圈20的结构例的图。
(第2实施方式的变形例)
根据图9的(a)可知,在排列第2实施方式的要素线圈23而成的接收线圈20,由于在相邻的要素线圈23之间产生间隙,所以该间隙可能成为在作为接收线圈20的灵敏度上产生不均匀的原因。
为了避免这样的灵敏度不均匀的产生,在有关第2实施方式的变形例的要素线圈24,如图9的(b)所示,将第1环形线圈和第2环形线圈分别形成为矩形状。具体而言,要素线圈24具有:矩形状的第1环形线圈,在第1频率共振;以及矩形状的第2环形线圈,配置在与第1环形线圈相同的面内,在比第1频率高的第2频率共振;第2环形线圈配置在第1环形线圈形成的矩形的内侧。
通过将接收线圈20构成为在单一面内排列有多个这样的要素线圈24的阵列线圈,在该阵列线圈,将矩形状的多个要素线圈24以相互接近的方式密集配置。因此,相邻的要素线圈24之间的间隙减小,所以能够抑制接收线圈20的灵敏度不均匀。
(第3实施方式)
图10的(a)表示有关第3实施方式的要素线圈25的结构例。有关第3实施方式的要素线圈25是在规定形状的导体板形成有规定形状的开口的宽频带线圈。并且,在该要素线圈25,根据导体板的外周的长度规定带宽的下限的频率,根据导体板的内周(即,开口的外周)的长度规定带宽的上限的频率。
对于导体板和开口的形状不作特别限定,能够取矩形、多边形、椭圆形、圆形等各种形状。图10的(a)例示了将导体板和开口的形状都设为圆形的情况下的要素线圈25。
如图10的(a)所示,要素线圈25由形成有开口252的导体板251构成。导体板251的外周形状是具有第1直径的第1圆,开口252的外周形状是具有比第1直径小的第2直径的第2圆。并且,开口252以第2圆内切于第1圆的方式形成,在第2圆与第1圆内切的点处设置供电点253。
在供电点253连接着1根线缆254(例如1根同轴线缆254),将接收到的MR信号向接收电路54传送。
图10的(b)是表示要素线圈25的频率特性的一例的图。如上述那样,第3实施方式的要素线圈25根据导体板的外周的长度规定带宽的下限的频率,根据导体板的内周(即,开口的外周)的长度规定带宽的上限的频率。在图10的(a)所示的形状的情况下,要素线圈25的频率特性呈现由下限频率f1和上限频率f2表示的宽频带特性,其中该下限频率f1根据导体板251的圆周长规定,该上限频率f2根据开口252的圆周长规定。
(第3实施方式的变形例)
图11的(a)是表示有关第3实施方式的第1变形例的要素线圈26的结构例的图。如图11的(a)所示,第3实施方式的第1变形例的要素线圈26具有与第3实施方式的要素线圈25相同的圆形的导体板261和圆形的开口262。因此,第1变形例的要素线圈26也呈现由下限频率f1和上限频率f2表示的宽频带特性,其中该下限频率f1根据导体板261的圆周长规定,该上限频率f2根据开口262的圆周长规定。
另一方面,在第3实施方式的第1变形例的要素线圈26,在开口262的周围的上述导体板261设置有多个贯通孔264。通过这些多个贯通孔264,能够减少在贯穿导体板261的方向上施加的静磁场的磁场受到导体板261的影响而紊乱的现象。此外,通过这些多个贯通孔264还能够减少由发送线圈62生成的发送脉冲的RF磁场的分布受到导体板261的影响而紊乱的现象。另外,与第3实施方式相同地,在1个供电点265例如连接着1根同轴线缆263,将接收到的MR信号向接收电路54传送。
图11的(b)是表示有关第3实施方式的第2变形例的要素线圈27的结构例的图。如图11的(b)所示,第3实施方式的第2变形例的要素线圈27是将在多个频率分别共振的、不同直径的多个环形线圈配置在单一面内而构成的,为组合了有关第2实施方式的要素线圈23(图8的(a))与有关第3实施方式的要素线圈25(图10的(a))那样的实施方式。在图11的(b)所示的第3实施方式的第2变形例的要素线圈27,例如彼此直径不同的7个环形线圈271~277以在1个供电点278接触的方式配置。并且,从该供电点278例如通过1根同轴线缆279将接收到的MR信号向接收电路54传送。
在该要素线圈27,呈现由下限频率f1和上限频率f2表示的宽频带特性,其中该下限频率f1根据最外侧的环形线圈271的圆周长规定,该上限频率f2根据最内侧的环形线圈277的圆周长规定。
图12的(a)、图12的(b)及图12的(c)分别例示了将第3实施方式的要素线圈25、第3实施方式的第1变形例的要素线圈26及第3实施方式的第2变形例的要素线圈27分别在单一面内排列多个(在图12的例子中分别为4个)而构成的作为阵列线圈的接收线圈20。
(第4实施方式)
图13是表示第4实施方式的要素线圈28的结构例的图。第4实施方式的要素线圈28由具有相同直径的两个子要素线圈281、282的对构成。并且,两个子要素线圈281、282在单一面内以相互不重叠的方式隔开规定的间隔D接近配置。两个子要素线圈281、282分别具有单独的供电点283、284,通过与各个供电点连接的两根线缆285与接收电路54连接。
图13的(b)是例示第4实施方式的要素线圈27的频率特性的图。两个子要素线圈分别具有第1共振频率f1和比第1共振频率高的第2共振频率f2。如图13的(a)所示,已知以下现象,在将相同直径的两个环形线圈以彼此的线圈面配置在相同的面中的方式排列配置的情况下,通过调整两个子要素线圈之间的间隔D,由于两者的耦合带来的效果,能够得到共振频率不是1个而具有多个共振频率的频率特性。第4实施方式的要素线圈27利用该现象,能够通过调整两个子要素线圈之间的间隔D,调整要素线圈27的频率特性,例如能够得到具有图13的(b)所示那样的两个共振点的频率特性。
此外,通过调整两个子要素线圈之间的间隔D,能够将第1共振频率f1下的反射系数(S11)和第2共振频率f2下的反射系数(S11)设定为不同的值。在此情况下,优选的是调整间隔D以使得与较高的频率(第2共振频率f2)对应的第二S11参数比与较低的频率(第1共振频率f1)对应的第一S11参数小。
这是因为,距静磁场磁铁10近的区域与距静磁场磁铁10远的区域相比磁共振频率高,另一方面,距静磁场磁铁10近的区域与接收线圈20的距离变远(参照图4)。因而,从接收线圈20的灵敏度的观点出发,优选的是使距静磁场磁铁10近的区域(即,磁共振频率变高的区域)的灵敏度比距静磁场磁铁10远的区域(即,磁共振频率变低的区域)的灵敏度高。换言之,优选的是使距静磁场磁铁10近的区域(即,磁共振频率变高的区域)的反射系数(S11)比距静磁场磁铁10远的区域(即,磁共振频率变低的区域)的反射系数(S11)小。
图14分别例示了将第4实施方式的要素线圈28在单一面内排列多个(在图14的例子中为4个)而构成的作为阵列线圈的接收线圈20。
根据以上说明的至少1个实施方式,在接收磁共振频率的RF信号的接收线圈处,能够同时接收多个磁共振频率的RF信号或接收宽频带的RF信号,确保大的FOV。
说明了几个实施方式,但这些实施方式是作为例子提示的,不是要限定发明的范围。这些实施方式能够以其他各种各样的形态实施,在不脱离发明的主旨的范围内能够进行各种省略、替换、变更、实施方式彼此的组合。这些实施方式及其变形包含在发明的范围或主旨中,并且包含在权利要求书所记载的发明和其等价的范围中。
Claims (16)
1.一种接收线圈,其中,
具有至少1个要素线圈,所述要素线圈能够同时接收不同的多个频率的磁共振信号,在单一面内配置对于所述多个频率的共振构造。
2.如权利要求1所述的接收线圈,其中,
所述要素线圈为:
(a)将在所述多个频率分别共振的不同直径的多个环形线圈配置在单一面内而构成,所述多个环形线圈分别从不同的供电点供电;
(b)将在所述多个频率分别共振的不同直径的多个环形线圈配置在单一面内而构成,所述多个环形线圈从单一的供电点供电;
(c)所述要素线圈是在规定形状的导体板形成有规定形状的开口的宽频带线圈,根据所述导体板的外周的长度规定带宽的下限的频率,根据所述导体板的内周的长度规定所述带宽的上限的频率;或者
(d)所述要素线圈由具有相同直径的两个子要素线圈的对构成,所述两个子要素线圈在所述单一面内以不相互重叠的方式隔开规定的间隔配置,所述两个子要素线圈分别具有单独的供电点,所述两个子要素线圈分别具有第1共振频率和比所述第1共振频率高的第2共振频率。
3.如权利要求1或2所述的接收线圈,其中,
所述接收线圈构成为在所述单一面内排列有多个所述要素线圈的阵列线圈。
4.如权利要求1或2所述的接收线圈,其中,
所述要素线圈接收的所述磁共振信号是对置于拥有不均匀的静磁场分布的静磁场中的被检体施加激发脉冲、对该激发脉冲的施加产生反应而从所述被检体发出的磁共振信号,该磁共振信号根据所述静磁场中的所述被检体的位置而拥有所述不同的多个频率。
5.如权利要求1所述的接收线圈,其中,
所述要素线圈将对于所述多个频率分别共振的不同直径的多个环形线圈配置在所述单一面内而构成;
所述多个环形线圈分别从不同的供电点供电。
6.如权利要求5所述的接收线圈,其中,
所述要素线圈具有:
第1直径的第1环形线圈,在第1频率共振;以及
第2直径的第2环形线圈,配置在与所述第1环形线圈相同的面内,在比所述第1频率高的第2频率共振;
所述第2环形线圈的全部或至少一部分配置在由所述第1环形线圈形成的圆的内侧。
7.如权利要求6所述的接收线圈,其中,
在所述要素线圈处,所述第1环形线圈的第1供电点和所述第2环形线圈的第2供电点在所述相同的面内设置于在空间上相互分离90度的位置。
8.如权利要求5所述的接收线圈,其中,
所述要素线圈具有:
1个第1环形线圈,具有第1直径,在第1频率共振;以及
2个第2环形线圈,具有第2直径,配置在与所述第1环形线圈相同的面内,在比所述第1频率高的第2频率共振;
所述2个第2环形线圈以一部分重叠的状态配置在由所述第1环形线圈形成的圆的内侧。
9.如权利要求1所述的接收线圈,其中,
所述要素线圈将在所述多个频率分别共振的不同直径的多个环形线圈配置在所述单一面内而构成;
所述多个环形线圈从单一的供电点供电。
10.如权利要求9所述的接收线圈,其中,
所述要素线圈具有:
第1直径的环状第1环形线圈,在第1频率共振;以及
第2直径的环状第2环形线圈,配置在与所述环状第1环形线圈相同的面内,在比所述第1频率高的第2频率共振;
所述环状第2环形线圈配置为与由所述环状第1环形线圈形成的圆在所述单一的供电点处内切。
11.如权利要求9所述的接收线圈,其中,
所述要素线圈具有:
矩形状的第1环形线圈,在第1频率共振;以及
矩形状的第2环形线圈,配置在与所述第1环形线圈相同的面内,在比所述第1频率高的第2频率共振;
所述第2环形线圈配置在所述第1环形线圈形成的矩形的内侧;
所述接收线圈构成为在所述单一面内排列有多个所述要素线圈的阵列线圈;
所述阵列线圈以相互接触的方式密集地配置多个所述要素线圈。
12.如权利要求1所述的接收线圈,其中,
所述要素线圈是在规定形状的导体板形成有规定形状的开口的宽频带线圈;
根据所述导体板的外周的长度规定带宽的下限的频率,根据所述导体板的内周的长度规定所述带宽的上限的频率。
13.如权利要求12所述的接收线圈,其中,
所述导体板的外周形状是具有第1直径的第1圆;
所述开口的外周形状是具有比所述第1直径小的第2直径的第2圆;
所述开口以所述第2圆内切于所述第1圆的方式形成;
在所述第2圆与所述第1圆内切的点设置供电点。
14.如权利要求12所述的接收线圈,其中,
在所述开口的周围的所述导体板设置多个贯通孔。
15.如权利要求1所述的接收线圈,其中,
所述要素线圈由具有相同直径的两个子要素线圈的对构成;
所述两个子要素线圈在所述单一面内以不相互重叠的方式隔开规定的间隔配置;
所述两个子要素线圈分别具有单独的供电点;
所述两个子要素线圈分别具有第1共振频率和比所述第1共振频率高的第2共振频率。
16.一种磁共振成像装置,其具有权利要求1~15中任一项所述的接收线圈。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2022058945A JP2023150057A (ja) | 2022-03-31 | 2022-03-31 | 受信コイル及び磁気共鳴イメージング装置 |
JP2022-058945 | 2022-03-31 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
CN116893375A true CN116893375A (zh) | 2023-10-17 |
Family
ID=85792056
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
CN202310340990.2A Pending CN116893375A (zh) | 2022-03-31 | 2023-03-31 | 接收线圈及磁共振成像装置 |
Country Status (4)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US20230314537A1 (zh) |
EP (1) | EP4253978A1 (zh) |
JP (1) | JP2023150057A (zh) |
CN (1) | CN116893375A (zh) |
Family Cites Families (7)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US8193811B2 (en) * | 2009-05-29 | 2012-06-05 | General Electric Company | Dual-frequency coil array for a magnetic resonance imaging (MRI) system |
US8593141B1 (en) * | 2009-11-24 | 2013-11-26 | Hypres, Inc. | Magnetic resonance system and method employing a digital squid |
JP5705884B2 (ja) | 2011-02-14 | 2015-04-22 | 株式会社日立製作所 | Rfコイル及び磁気共鳴撮像装置 |
GB2490548B (en) * | 2011-05-06 | 2016-08-17 | Renishaw Plc | RF coil assembly for magnetic resonance apparatus |
MX2021010072A (es) | 2019-02-22 | 2021-12-10 | Promaxo Inc | Sistemas y métodos para la realización de imágenes por resonancia magnética. |
CN113766875B (zh) * | 2019-03-25 | 2022-12-06 | 普罗马克索公司 | 用于在单面mri系统中进行体积采集的系统和方法 |
DE102021000282A1 (de) * | 2020-03-13 | 2021-09-16 | Forschungszentrum Jülich GmbH | Doppeltresonante Spule sowie Array von doppeltresonanten Spulen und deren Verwendung |
-
2022
- 2022-03-31 JP JP2022058945A patent/JP2023150057A/ja active Pending
-
2023
- 2023-03-28 US US18/191,261 patent/US20230314537A1/en active Pending
- 2023-03-29 EP EP23165234.8A patent/EP4253978A1/en active Pending
- 2023-03-31 CN CN202310340990.2A patent/CN116893375A/zh active Pending
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US20230314537A1 (en) | 2023-10-05 |
JP2023150057A (ja) | 2023-10-16 |
EP4253978A1 (en) | 2023-10-04 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
EP2699924B1 (en) | Multichannel rf volume resonator for mri | |
US6396271B1 (en) | Tunable birdcage transmitter coil | |
JP4004964B2 (ja) | Mr装置用の送信及び受信コイル | |
JP6145115B2 (ja) | Mr画像生成のためのマルチ共振t/rアンテナ | |
CA1230922A (en) | Nuclear magnetic resonance radio frequency antenna | |
US9279870B2 (en) | Magnetic resonance antenna arrangement and magnetic resonance system | |
US10060994B2 (en) | Z-segmented radio frequency antenna device for magnetic resonance imaging | |
WO2014064573A1 (en) | Radio frequency (rf) birdcage coil with separately controlled ring members and rungs for use in a magnetic resonance (mr) imaging system | |
Gilbert et al. | Transmit/receive radiofrequency coil with individually shielded elements | |
US7239139B2 (en) | RF coil system for a magnetic resonance imaging apparatus | |
KR100927380B1 (ko) | 자기공명영상장치 | |
CN110366688B (zh) | 对用于磁共振成像的线圈进行感应性馈送 | |
KR101860228B1 (ko) | 자기공명영상 시스템에서의 송수신 rf 공진기 | |
US4797617A (en) | Nuclear magnetic resonance radio frequency antenna | |
RU183997U1 (ru) | Радиочастотная катушка магнитно-резонансного томографа | |
CN116893375A (zh) | 接收线圈及磁共振成像装置 | |
US20030222832A1 (en) | Radio-frequency antenna for a magnetic resonance system | |
US20170045593A1 (en) | Device and Method for Electrically Linking Electronic Assemblies by Means of Symmetrical Shielded Cables | |
EP4055403B1 (en) | Magnetic resonance volume coil with multiple independent transmit/receive channels | |
KR20210058414A (ko) | 자기공명 영상용 스파이럴 배열 rf 코일 | |
KR20220115219A (ko) | 자기 공명 영상 시스템용 고주파 코일 | |
JPH07327957A (ja) | 磁気共鳴装置用rfプローブ |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
PB01 | Publication | ||
PB01 | Publication | ||
SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
SE01 | Entry into force of request for substantive examination |