JP2008086837A - High-frequency coil and magnetic resonance imaging apparatus using the high-frequency coil - Google Patents

High-frequency coil and magnetic resonance imaging apparatus using the high-frequency coil Download PDF

Info

Publication number
JP2008086837A
JP2008086837A JP2007338333A JP2007338333A JP2008086837A JP 2008086837 A JP2008086837 A JP 2008086837A JP 2007338333 A JP2007338333 A JP 2007338333A JP 2007338333 A JP2007338333 A JP 2007338333A JP 2008086837 A JP2008086837 A JP 2008086837A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
unit
magnetic resonance
coil
high
plurality
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.)
Granted
Application number
JP2007338333A
Other languages
Japanese (ja)
Other versions
JP5142704B2 (en
Inventor
Yoshiaki Hamamura
Yoshio Machida
Kazuya Okamoto
和也 岡本
良紀 濱村
好男 町田
Original Assignee
Toshiba Corp
株式会社東芝
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Toshiba Corp, 株式会社東芝 filed Critical Toshiba Corp
Priority to JP2007338333A priority Critical patent/JP5142704B2/en
Publication of JP2008086837A publication Critical patent/JP2008086837A/en
Application granted granted Critical
Publication of JP5142704B2 publication Critical patent/JP5142704B2/en
Application status is Active legal-status Critical
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a magnetic resonance imaging apparatus, freely applying a PI method (parallel imaging method) to a section in an optional direction in an imaging method using a plurality of surface coils to thereby obtain a magnetic resonance image at a high S/N ratio or at high speed, and a high-frequency coil used in the apparatus.
SOLUTION: This magnetic resonance imaging apparatus obtains a magnetic resonance signal by the PI method using the high-frequency coil 14 including two or more coil units 142 arrayed in the static magnetic field direction (Z direction) and in the X-direction orthogonal thereto as a surface coil and an upper unit 140 and a lower unit 141 as a surface coil in the Y-direction. The upper unit 140 and the lower unit 141 are fixed to a subject by a band or the like to be easily applied thereto. The signals detected by the respective surface coils are transmitted to a data processing system by individually independent transmission systems, and imaged as a magnetic resonance image.
COPYRIGHT: (C)2008,JPO&INPIT

Description

本発明は、静磁場中の被検体に、高周波パルスを印加して磁気共鳴信号を発生させ、同時に磁気共鳴信号を取得する信号検出用高周波コイル、及び当該高周波コイルを使用した磁気共鳴映像装置に関する。 The present invention, to a subject in a static magnetic field, applying a high frequency pulse to generate a magnetic resonance signal, signal detection high-frequency coil for acquiring a magnetic resonance signal at the same time, and a magnetic resonance imaging apparatus using the high-frequency coil .

磁気共鳴映像(Magnetic Resonance Imaging:MRI)装置は、固有の磁気モーメントを持つ核の集団が一様な静磁場中に置かれたときに、特定の周波数で回転する高周波磁場のエネルギーを共鳴的に吸収する現象を利用して、物質の化学的及び物理的な微視的情報を映像化したり、あるいは化学シフトスペクトルを観測する装置である。 Magnetic resonance imaging (Magnetic Resonance Imaging: MRI) apparatus, when the population of nuclei having a specific magnetic moment is placed in uniform static magnetic field, the energy of the high frequency magnetic field rotating at a specific frequency resonantly by utilizing a phenomenon of absorbing, or image the chemical and physical microscopic information of a substance, or a device for observing the chemical shift spectrum. この磁気共鳴映像装置に関する近年の技術の中に、関心領域に対して複数の表面コイルを配設し、磁気共鳴信号を受信して高S/Nな画像を取得するフェーズドアレイ技術がある。 Some recent techniques for the magnetic resonance imaging apparatus, is disposed a plurality of surface coils with respect to the region of interest, there is a phased array technique for acquiring a high S / N images receive a magnetic resonance signal.
一例としては、被検体の画像化すべき所望の領域に複数個の表面コイル(例えばループ状コイル)を配置し、これら複数個の表面コイルを介して被検体からの磁気共鳴信号をそれぞれ検出する磁気共鳴映像装置がある(例えば、特許文献1参照)を開示している。 As an example, the magnetic detecting placing a plurality of surface coils in the desired region to be imaged of the subject (e.g., a loop-shaped coil), magnetic resonance signals from the subject via these plurality of surface coils respectively there are resonance imaging apparatus (e.g., see Patent Document 1) discloses. 検出された磁気共鳴信号は、画像化処理によって複数系列の画像データとされ、同じ空間位置に対応するもの同士を、所定の重み関数(各々の表面コイルが発生する高周波磁場の分布に基づいて、予め決定された関数)を乗じて加算される。 The detected magnetic resonance signals are image data of a plurality of series by the imaging process, to each other which corresponds to the same spatial position, a predetermined weighting function (each surface coil based on the distribution of the high-frequency magnetic field generated, It is added by multiplying the predetermined function). こうして得られる各画素のデータを作成し、それらを合成することにより、被検体の所望領域全体の高S/Nな画像を提供している。 Thus creating the data of each pixel obtained by combining them, providing high S / N image of the desired area the entire subject.

また、近年、マルチ表面コイルを用いた高速撮像法であるParallel Imaging法(以下、「PI法」と称する)が提案されている(例えば、非特許文献1、非特許文献2、特許文献2参照)。 In recent years, Parallel Imaging method is fast imaging method using multiple surface coils (hereinafter, referred to as "PI method") has been proposed (for example, Non-Patent Documents 1 and 2, Patent Document 2 ). さらに、注目の手法としてフェーズドアレイ技術もある(例えば、非特許文献3参照)。 Furthermore, there is also a phased array technology as a method of interest (e.g., see Non-Patent Document 3). これらの手法によれば、関心領域の周りに複数の表面コイルを配設したとき、MRIの生データにおけるエンコード方向のデータ量を、ほぼその方向に並んだコイル数の逆数分減じることができる。 According to these methods, when disposed a plurality of surface coils around the region of interest, the data amount of the encoded directions in MRI of the raw data, can be reduced substantially inverse number of the number of coils arranged in that direction. 例えば、256×256マトリクスのアキシャル画像を取得しようとする場合、X方向をリード方向、Y方向をエンコード方向とすると、通常X方向の傾斜磁場を印加しながら256個のデータサンプリングを行い、これをY方向の傾斜磁場パルスを所定のステップで段階的に強度を変えながら256回繰り返して、256×256の生データを得る。 For example, when attempting to retrieve the axial image of 256 × 256 matrix, leading X direction direction and the Y direction as the encoding direction, while applying a gradient magnetic field in the normal X-direction is performed 256 data sampling, this the gradient pulse in the Y direction is repeated 256 times while changing stepwise intensity at a given step, obtaining raw data 256 × 256. これをフーリエ変換することにより、アキシャル画像を得ることができる。 This by Fourier transform, it is possible to obtain an axial image. ここで、上下方向に被験者をはさむ形で2つの表面コイルを配設してPI法を適用すると、Y方向の傾斜磁場パルスを所定の強度変えながらデータ収集する回数を128回まで減らしても、良好に256×256の画像を再生することができる。 Here, applying the PI method by arranging the two surface coils by itself to the subject in a vertical direction, be reduced by changing the predetermined intensity gradient magnetic field pulses in the Y direction the number of times that the data collection to 128 times, it is possible to reproduce an image of the well 256 × 256.

このようにデータ収集時間Tは1/nに、S/N比は1/n 1/2に減少することになる。 Thus the data acquisition time T to 1 / n, S / N ratio will be reduced to 1 / n 1/2. 従って、S/N比の高い表面コイルを複数個使ってデータ収集することにより、データ収集時間短縮によるS/N比の悪化をカバーできる。 Therefore, by the S / N ratio by using a plurality of high surface coil data collection, it can cover the deterioration of the S / N ratio by the data acquisition time reduction. さらに、表面コイルをX方向あるいはZ方向(静磁場方向)に並べると、X方向あるいはZ方向にエンコードをする場合にも並べるコイル数に応じてエンコード数を減らすことができ、データ収集時間を減らすことができる。 Further, when arranging the surface coil in the X direction or Z direction (the direction of the static magnetic field), it is possible to reduce the number of encoding according to the number of coils arranged also in the case of the encoding in the X direction or Z direction, reduce data acquisition time be able to. すなわち、高速な画像化が可能になると考えられる。 That is believed that high-speed imaging is possible.
しかしながら、従来の磁気共鳴映像装置では、特にPI法を利用して腹部領域を画像する場合、X及びYの2方向に高周波コイルを配設した場合はあったが、X,Y,Zの3方向にコイルを配設したことはなかった。 However, the conventional magnetic resonance imaging apparatus, when an image of the abdominal area in particular utilizing PI method, there was the case of providing the high-frequency coil in two directions of X and Y, X, Y, the Z 3 it was never provided a coil direction. 従って、Z方向についてはエンコード回数を減ずることができず、また任意方向の断面を選択(オブリーク撮像)した場合に、PI法の適用を難しくさせることがあった。 Therefore, it is impossible to reduce the encoding number for Z-direction, also in the case where the arbitrary direction of the cross section is selected (oblique imaging), there can be difficult to apply the PI method.
特開平4−42937 JP-A-4-42937 米国特許公報4,857,846 US Patent Publication 4,857,846

本発明は、上記事情を鑑みてなされたもので、複数の表面コイルを用いた画像化法において、PI法を任意方向の断面に自在に適用することができ、これによって高S/N比を実現し高速に磁気共鳴画像を得ることのできる磁気共鳴映像装置、及び当該装置にて使用される高周波コイルを提供することを目的としている。 The present invention has been made in view of the above circumstances, a plurality of surface imaging method using a coil, PI method can be applied freely to the cross section of an arbitrary direction, this by high S / N ratio realized by magnetic resonance imaging apparatus capable of obtaining a magnetic resonance image at high speed, and has an object to provide a high-frequency coil for use in the apparatus.

本発明は、上記目的を達成するため、次のような手段を講じている。 The present invention, in order to achieve the above object, has taken the following means.

請求項1に記載の発明は、静磁場中に配置した被検体に発生する磁気共鳴信号を映像化する磁気共鳴映像装置において使用される高周波コイルにおいて、磁気共鳴信号を検出する複数の表面コイルを有する第1のユニットと、磁気共鳴信号を検出する複数の表面コイルを有し、前記第1のユニットに対向して配置される第2のユニットと、前記第1のユニットが有する前記複数の表面コイルが検出した前記磁気共鳴信号を、前記第2のユニットに送信する第1の送信手段と、を具備することを特徴とする高周波コイルである。 Invention according to claim 1, in a high-frequency coil for use in magnetic resonance imaging apparatus for imaging a magnetic resonance signal generated in a subject placed in a static magnetic field, a plurality of surface coils for detecting the magnetic resonance signals a first unit having, a plurality of surface coils for detecting a magnetic resonance signal, the second unit disposed to face the first unit, the plurality of surfaces, wherein the first unit has It said magnetic resonance signal coil is detected, a high-frequency coil which is characterized by comprising: a first transmission means for transmitting to the second unit.

請求項7に記載の発明は、静磁場中に配置した被検体に発生する磁気共鳴信号を映像化する磁気共鳴映像装置において、磁気共鳴信号を検出する複数の表面コイルを有する第1のユニットと、磁気共鳴信号を検出する複数の表面コイルを有し、前記第1のユニットに対向して配置される第2のユニットと、前記第1のユニットが有する前記複数の表面コイルが検出した前記磁気共鳴信号を前記第2のユニットに送信する第1の送信手段と、を有する高周波コイルと、前記第2の送信手段から受信した前記磁気共鳴信号を用いて、磁気共鳴画像を生成する画像生成手段と、を具備することを特徴とする磁気共鳴映像装置である。 The invention described in claim 7 is the magnetic resonance imaging apparatus for imaging a magnetic resonance signal generated in a subject placed in a static magnetic field, a first unit having a plurality of surface coils for detecting the magnetic resonance signals has a plurality of surface coils for detecting a magnetic resonance signal, the second unit disposed to face the first unit, wherein the magnetism detecting the plurality of surface coils in which the first unit has using a first transmission means for transmitting a resonance signal to the second unit, a high-frequency coil having a said magnetic resonance signal received from the second transmission means, the image generation means for generating a magnetic resonance image When a magnetic resonance imaging apparatus characterized by comprising a.

以上本発明によれば、複数の表面コイルを用いた画像化法において、PI法を自在に適用できるようにコイルを構成することにより、高S/N比あるいは高速に磁気共鳴画像を得ることのできる磁気共鳴映像装置、及び当該装置にて使用される高周波コイルを実現することができる。 According to the present invention described above, a plurality of surface imaging method using a coil, by configuring the coil to be applicable freely PI method, of obtaining a magnetic resonance image with high S / N ratio or high speed it can be realized a high-frequency coil for use in magnetic resonance imaging device, and the device.

以下、本発明の実施形態を図面に従って説明する。 Hereinafter, an embodiment of the present invention with reference to the drawings. なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。 In the following description, the constituent elements having substantially the same functions and configurations are denoted by the same reference numerals, to thereby simplify the description required.

図1は、本実施形態に係る磁気共鳴映像装置の構成を示すブロック図である。 Figure 1 is a block diagram showing the configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present embodiment. 同図において、磁気共鳴映像装置10は、静磁場磁石11、勾配コイル13、シムコイル12、高周波コイル14、勾配コイル電源16、シムコイル電源17、送信部18、受信部19、データ収集部20、シーケンス制御部21、計算機システム22、コンソール23、ディスプレイ24を具備している。 In the figure, a magnetic resonance imaging apparatus 10 includes a static magnetic field magnet 11, gradient coils 13, the shim coil 12, the high-frequency coil 14, the gradient coil power supply 16, a shim coil power supply 17, transmitter 18, receiver 19, data acquisition unit 20, the sequence control unit 21, the computer system 22, the console 23, and a display 24.

静磁場磁石11は、静磁場を発生する磁石であり、一様な静磁場を発生する。 The static magnetic field magnet 11 is a magnet for generating a static magnetic field, and generates a uniform static magnetic field. この静磁場磁石11には、例えば永久磁石、超伝導磁石等が使用される。 The static magnetic field magnet 11, for example a permanent magnet or a superconducting magnet is used.

勾配コイル13は、静磁場磁石11の内側に設けられており、勾配コイル電源16から供給されるパルス電流を勾配磁場に変換する。 The gradient coil 13 is provided inside the static magnetic field magnet 11, and converts a pulse current supplied from the gradient coil power supply 16 to the gradient magnetic field. この勾配コイル13が発生する勾配磁場によって、信号発生部位(位置)が特定される。 By a gradient magnetic field the gradient coil 13 is generated, the signal generating part (position) is specified.

シムコイル12は、静磁場磁石11の内側に設けられており、能動的に磁場の均一性を高めるためのコイルである。 Shim coil 12 is provided inside the static field magnet 11, a coil for enhancing the uniformity of actively magnetic field. このシムコイル12は、シムコイル電源17により駆動される。 The shim coil 12 is driven by a shim coil power supply 17.

このシムコイル12及び勾配コイル13により、図示しない被検体に一様な静磁場と、互いに直交するX,Y,Zの三方向に線形勾配磁場分布を持つ勾配磁場が印加される。 The shim coils 12 and gradient coils 13, a uniform static magnetic field to the subject, not shown, X perpendicular to each other, Y, gradient magnetic field having a linear gradient magnetic field distribution in three directions of the Z are applied. なお、Z軸方向は、本実施形態では静磁場の方向と同方向にとるものとする。 Incidentally, Z-axis direction, in this embodiment, it is assumed to take the same direction as the direction of the static magnetic field.

高周波コイル(RFコイル)装置は、被検体の撮像領域に対して、磁気共鳴信号を発生させるための高周波パルスを印加する送信用高周波コイル140と、被検体の近傍、好ましくは密着させた状態で当該被検体を挟むように設置され、被検体から磁気共鳴を受信する受信用高周波コイル14とからなる。 High-frequency coil (RF coil) device, the imaging region of the object, a transmission high-frequency coil 140 for applying RF pulses for generating a magnetic resonance signal, the vicinity of the object, preferably are adhered state It is disposed so as to sandwich the specimen, consisting of the receiving high-frequency coil 14 for receiving magnetic resonance from the subject. 当該高周波コイル14は、一般的には、部位別に専用の形状を有する。 The high-frequency coil 14 generally has the shape of a dedicated by site.

また、高周波コイル14は、上述した互いに直交するX,Y,Zのそれぞれの方向に配列された複数の表面コイルを有している。 The high frequency coil 14 has X perpendicular to each other as described above, Y, a plurality of surface coils arranged in each direction of the Z. この内容については、後で詳しく説明する。 The contents will be described in detail later.

送信部18は、発振部、位相選択部、周波数変換部、振幅変調部、高周波電力増幅部(それぞれ図示せず)を有しており、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信用高周波コイル140に送信する。 Transmitter 18 includes an oscillating unit, a phase selection unit, a frequency converting unit, an amplitude modulation section, the high frequency power amplifier has a (not shown respectively), a radio frequency pulse corresponding to the Larmor frequency to the transmitting RF coil 140 Send. 当該送信によって高周波コイル14から発生した高周波によって、被検体の所定の原子核の磁化は、励起状態となる。 By the high frequency generated from the high-frequency coil 14 by the transmission, the magnetization of a given atomic nucleus of an object becomes an excited state.

受信部19は、増幅部、中間周波数変換部、位相検波部、フィルタ、A/D変換器(それぞれ図示せず)を有する。 Receiver 19 includes amplifier section, an intermediate frequency converting unit, a phase detection unit, a filter, A / D converter (not shown, respectively). 受信部19は、高周波コイル14から受信した、核の磁化が励起状態から基底状態に緩和するとき放出する磁気共鳴信号(高周波信号)に対して、増幅処理、発信周波数を利用した中間周波数変換処理、位相検波処理、フィルタ処理、A/D変換処理を施す。 Receiving unit 19 has received from the high-frequency coil 14, the magnetic resonance signal emitted when the magnetization of the nuclei relax to the ground state from the excited state (high frequency signal), amplification processing, intermediate frequency conversion processing using the transmission frequency , phase detection process, filtering, a / D conversion processing performed.

データ収集部20は、受信部19によってサンプリングされたディジタル信号を収集する。 Data collection unit 20 collects digital signals sampled by the receiving section 19.

シーケンス制御部21は、勾配コイル電源16、シムコイル電源17、送信部18、受信部19およびデータ収集部20を制御する。 Sequence control unit 21, the gradient coil power supply 16, a shim coil power supply 17, transmitter 18, and controls the receiving unit 19 and the data acquisition unit 20.

計算機システム22は、計算機システム22はコンソール23から入力される指令に基づいて、シーケンス制御部21を制御する。 The computer system 22 includes computer system 22 based on a command inputted from the console 23, controls the sequence controller 21. また、計算機システム22は、データ収集部20から入力した磁気共鳴信号に対して後処理、すなわちフーリエ変換等の再構成等を実行し、被検体内の所望核スピンのスペクトルデータあるいは画像データを求める。 The computer system 22, post-processing on the magnetic resonance signal received from the data acquisition unit 20, i.e., executes the reconstruction such as Fourier transform, obtaining the spectrum data or image data of a desired nuclear spin in the subject .

コンソール23は、オペレータからの各種指示・命令・情報をにとりこむため入力装置(マウスやトラックボール、モード切替スイッチ、キーボード等)を有している。 Console 23 includes an input device for taking in the various instructions, commands information from the operator (mouse, trackball, mode switch, keyboard, etc.).

ディスプレイ24は、計算機システム22から入力したスペクトルデータあるいは画像データ等を表示する出力手段である。 Display 24 is an output means for displaying the spectrum data or image data or the like input from the computer system 22.

(高周波コイル) (Radio frequency coil)
次に、高周波コイルの構成についてさらに詳しく説明する。 Next, it will be described in more detail in the high-frequency coil configuration.

図2は、例えば腹部等を診断するために使用される、上部ユニット140及び下部ユニット141からなる高周波コイル14を示した図である。 2, for example, are used to diagnose abdomen is a diagram showing a high-frequency coil 14 made of the upper unit 140 and lower unit 141. 図2に示す様に、上部ユニット140及び下部ユニット141にはそれぞれX方向に2列、Z方向に3列のコイルユニット142が配列された構成となっている。 As shown in FIG. 2, two rows in the X direction, respectively in the upper unit 140 and lower unit 141, the coil unit 142 of the three rows in the Z direction is configured arranged. また上部ユニット140及び下部ユニット141は、Y方向に沿って対向して配列される。 The upper unit 140 and lower unit 141 are arranged to face along the Y direction. 従って、高周波コイル14は、X方向には表面コイルとしての2列のコイルユニット142、Z方向には表面コイルとしての3列のコイルユニット142、Y方向には表面コイルとしての上部ユニット140及び下部ユニット141、すなわち合計12個の表面コイルが並べられた構成を有している。 Therefore, the high-frequency coil 14, the upper unit 140 and lower as three columns coil unit 142, a surface coil in the Y direction as a second column coil unit 142, a surface coil in the Z direction as a surface coil in the X direction unit 141, i.e. has a structure in which a total of twelve surface coils are arranged. 従って、本高周波コイルによってPI法を実行した場合、傾斜磁場パルスのエンコードによるデータ収集回数をX方向については1/2、Y方向については1/3、Z方向については1/3にすることができる。 Therefore, if you run the PI method by the high frequency coil, for 1/2, Y direction data acquisition times due to encode gradient magnetic field pulse in the X direction to be 1/3 for the 1/3, Z-direction it can.

図3は、高周波コイル14のブロック図を示している。 Figure 3 shows a block diagram of a high-frequency coil 14. 上部ユニット140と下部ユニット141は、第1ケーブル40と第1コネクタ41で結合されている。 Upper unit 140 and lower unit 141 is coupled to the first cable 40 in the first connector 41. 上部ユニット140の表面コイルで検出された磁気共鳴信号は、コネクタ41の付いたケーブル40を通して一度下部ユニット141で受け、まとめてケーブル42さらにコネクタ43を通して信号処理システム(磁気共鳴映像装置10の本体に内蔵)に取り込まれる。 Magnetic resonance signal detected by the surface coils of the upper unit 140 is received by the lower unit 141 at a time through a cable 40 with a connector 41, together in the body of the signal processing system (magnetic resonance imaging apparatus 10 through the cable 42 further connector 43 It is incorporated into the built-in).
上部ユニット140と下部ユニット141には、既述の如く、それぞれコイルユニット142がX方向及びZ方向に複数個配置されている。 The upper unit 140 and lower unit 141, as described above, the coil unit 142 each are a plurality arranged in X and Z directions. なお、本図3では、円形状コイルと8字型コイルとからなるコイルユニット142を示している。 In this figure 3 shows a coil unit 142 consisting of a circular coil and 8-shaped coil. このコイルユニット142の具体例については、後で詳しく説明する。 A specific example of the coil unit 142 will be described in detail later. また、下部ユニット141には、各コイルに対して其々に接続されるプリアンプ44、後述するコイルユニット142の信号を位相を90°変化させて合成するハイブリッド回路45が含まれている。 Further, the lower unit 141 includes a preamplifier 44 connected to 其 s, hybrid circuit 45 for combining the phase is the 90 ° change in the signal of the coil unit 142 to be described later are included for each coil.

実際の撮影においては、被検体は下部ユニット141上に配置され、当該被検体上に下部ユニット141と対向するように上部ユニット140が配置される(図4、図5参照)。 In actual shooting, the subject is placed on the lower unit 141, the upper unit 140 is disposed so as to face the lower unit 141 on the subject (see FIG. 4, FIG. 5). 本高周波コイル14は、上部ユニット140と下部ユニット141とをコネクタ接続させ、出来る限り上部ユニット140に含まれる部品を少なくした構成となっている。 This high-frequency coil 14 is made and the upper unit 140 and lower unit 141 is a connector connected, a structure in which a reduced component contained in the upper unit 140 as possible. 従って、上部ユニット140は十分軽量化されており、被験者への負荷を少なくすることができる。 Therefore, the upper unit 140 is sufficiently lightweight, it is possible to reduce the load on the subject.
図2又は図3にて示した、上部ユニット140及び下部ユニット141からなる高周波コイル14は、通常被検体に固定して使用される。 Shown in FIG. 2 or FIG. 3, the high-frequency coil 14 made of the upper unit 140 and lower unit 141 is usually used to secure the subject. この使用の態様について、図4、図5を参照しながら説明する。 Aspects of this use is described with reference to FIG. 4, FIG.

図4、図5は、被検体に固定して使用する、上部ユニット140及び下部ユニット141からなる高周波コイル14の例を示した図である。 4 and 5, use is fixed to the object is a diagram showing an example of the high-frequency coil 14 made of the upper unit 140 and lower unit 141. 各図に示す上部ユニット140及び下部ユニット141からなる高周波コイル14は、特に胸腹部を画像化するときに好適である。 High-frequency coil 14 made of the upper unit 140 and lower unit 141 shown in the figures is suitable especially when imaging the chest abdomen. この高周波コイル14は、磁気共鳴映像の撮影において、例えば次のように使用される。 The high-frequency coil 14, the shooting of the magnetic resonance imaging is used, for example, as follows. すなわち、図4において、下部ユニット141の上に被験者を横たわらせ、当該被検体上に上部ユニット140を被せる。 That is, in FIG. 4, not lie down subjects over the lower unit 141, putting the upper unit 140 on the subject. 下部ユニット141は図示していない寝台に載っており、また、上部ユニット140は、バンド47によって下部ユニット141に固定される。 Lower unit 141 rests on a bed, not shown, also, the upper unit 140 is fixed to the lower unit 141 by the band 47.
なお、上部ユニット140と下部ユニット141とは、一定に配置されること、特にY方向に沿って対向して配置されることが好ましい。 Note that the upper unit 140 and lower unit 141, being arranged in a fixed, are preferably arranged opposite to each other, especially along the Y direction. このため、本高周波コイル14は、上部ユニット140と下部ユニット141との配置合わせにおいて基準するための印46を有している。 Therefore, the high-frequency coil 14 has a mark 46 for reference in the arrangement alignment and the upper unit 140 and lower unit 141. オペレータは、上部ユニット140と下部ユニット141との印46が対向するように上部ユニット140を配置することで、高周波コイル14のアライメントを容易に行うことが可能である。 The operator, by indicia 46 in the upper unit 140 and lower unit 141 to place the upper unit 140 so as to face, it is possible to easily perform alignment of the radio frequency coil 14. また、図5に示すように、印46の替わりに、上部ユニット140の外形として溝10を配することで、バンド47で固定する際に位置合わせができる構成としてもよい。 Further, as shown in FIG. 5, instead of the mark 46, by disposing a groove 10 as the outline of the upper unit 140 may be configured to alignment when fixing the band 47.

また、高周波コイル14は、所定の形状にて上部ユニット140を被検体上に配置するためのフォームを有する形態であってもよい。 The high frequency coil 14 may be in a form having a form to place the upper unit 140 on the object in a predetermined shape.

図6は、フォーム50を有する高周波コイル14の形態を説明するための図である。 Figure 6 is a diagram for explaining a form of high-frequency coil 14 having the form 50. 図6に示すように、上部ユニット140を被験者にかぶせる際に、当該上部ユニット140と被検体との間にフォーム50を配置する。 As shown in FIG. 6, when covering the upper unit 140 to the subject, placing the foam 50 between the said upper unit 140 subjects. このフォーム50は、上部ユニット140の形を安定させる役割を果たす。 The foam 50 serves to stabilize the shape of the upper unit 140.

一般に、PI法では、本データ収集の前に各表面コイルの高周波磁場分布を求めるためのプリスキャンが実行される。 In general, the PI method, the pre-scan to determine the high-frequency magnetic field distribution of the surface coil in front of the data acquisition is performed. このプリスキャンにおける高周波コイル14の位置と、本データ収集における高周波コイル14の位置とは、同一であることが好ましい。 The position of the high-frequency coil 14 in this pre-scan, and the position of the high-frequency coil 14 in the present data collection, it is preferably the same. 上記高周波コイル14によれば、フォーム50があることにより形状が安定しコイル位置が変わらないようにすることができ、良好な本データ収集を実行することが可能である。 According to the high frequency coil 14 can be so unchanged and stable coil position shape by that there is a form 50, it is possible to perform a good book data collection.
(表面コイル) (Surface coil)
高周波コイル14は、X方向及びZ方向には表面コイルとしてのコイルユニット142を、Y方向には表面コイルとしての上部ユニット140及び下部ユニット141を、有する構成となっている。 RF coil 14, the X and Z directions is the coil unit 142 as a surface coil, the Y-direction has an upper unit 140 and lower unit 141 as a surface coil, and configured to have. ここでは、コイルユニット142として組み込むのに好適なコイルの具体的態様について詳しく説明する。 Here, it will be described in detail specific embodiments of the preferred coil for incorporation as a coil unit 142.

図7は、ループ状コイル53と8字型コイル55から構成される、コイルユニット142としての第1の表面QDコイル51を示している。 Figure 7 is composed of a loop coil 53 and the 8-shaped coil 55 shows a first surface QD coil 51 as a coil unit 142. 図7に示すように第1の表面QDコイル51では、ループ状コイル53は、8字型コイル55の中央に配置されることが好ましい。 In the first surface QD coil 51 as shown in FIG. 7, loop coils 53 are preferably arranged in the center of the 8-shaped coil 55. このような配置をとることで、ループ状コイル53と8字型コイル55との電気的なカップリングを抑制することができるからである。 By adopting such an arrangement, it is possible to suppress electrical coupling between the loop-shaped coil 53 and the 8-shaped coil 55. この第1の表面QDコイル51は、特に静磁場方向が8字型コイル55の8字型に対してほぼ横方向(Z方向)になっている場合(つまり、横になった被検体の体軸方向が静磁場方向となる場合)に好適である。 The first surface QD coil 51, particularly when the static magnetic field direction is generally transverse (Z-direction) with respect to the 8-shaped of the 8-shaped coil 55 (i.e., the subject's body lying down axial direction is preferred when) as a static magnetic field direction.

図8は、8字型コイル55aと8字型コイル55bとから構成される、コイルユニット142としての第2の表面QDコイル57を示している。 Figure 8 is composed of 8-shaped coils 55a and 8-shaped coil 55b, it illustrates a second surface QD coil 57 as a coil unit 142. 図8に示すように第2の表面QDコイル57では、8字型コイル55aと8字型コイル55bとが直交するように重ねて配置されることが好ましい。 In the second surface QD coil 57 as shown in FIG. 8, it is preferably arranged to overlap so that the 8-shaped coil 55a and the 8-shaped coil 55b are orthogonal. 第1の表面QDコイル51と同様、8字型コイル55aとの8字型コイル55bとの電気的なカップリングを抑制することができるからである。 Similar to the first surface QD coil 51, it is possible to suppress electrical coupling with the 8-shaped coil 55b of the figure-8 coil 55a. この第2の表面QDコイル57は、静磁場方向が8字型コイルの作る面に対して垂直方向になっている場合(つまり、静磁場方向がY方向を向いている場合)に好適である。 The second surface QD coil 57, the static magnetic field direction is perpendicular to the plane to make the 8-shaped coil (that is, if the static magnetic field direction is oriented in the Y direction) is suitable for .

本高周波コイル14においては、例えばコイルユニット142としての第1又は第2の表面QDコイルがX方向又はZ方向に配列される。 In this high-frequency coil 14, such as first or second surface QD coil as the coil units 142 are arranged in the X direction or Z direction. しかしながら、この様に同じ共鳴周波数に調整された表面コイルを複数配列し、其々同時にデータ収集を行う場合には、コイル間の電気的カップリングを抑制することが重要である。 However, the surface coil tuned to the same resonant frequency in this manner a plurality of sequences, when performing 其 people simultaneously data collection, it is important to suppress the electric coupling between the coils. この電気的カップリングを抑制する方法としては、次の二つを挙げることが出来る。 As a method of suppressing the electric coupling can be mentioned the following two. 一つは、空間的な配置を調整してカップリングを抑制する方法である。 One is a method of suppressing the coupling by adjusting the spatial arrangement. もう一つは、特公平4ー42937に開示されているように、コイルに結合し信号の増幅を行うプリアンプに、入力インピーダンスの低いプリアンプを使う方法である。 Another, as disclosed in KOKOKU 4-42937, a preamplifier for amplifying the combined signal to the coil, a method of using a low input impedance preamplifier.
図9は、本高周波コイル14に、空間的な配置を調整してカップリングを抑制する方法を適用する場合の一例を示した図であり、具体的には、図7に示した第1の表面QDコイル51を2次元(X−Z平面)に2列ずつ配列させたとき空間的な配列を調整してカップリングを抑制する例である。 9, the present RF coil 14 is a diagram showing an example of a case of applying the method of suppressing the coupling by adjusting the spatial arrangement, specifically, first shown in FIG. 7 it is an example of suppressing the coupling by adjusting the spatial sequence when the surface QD coils 51 are arranged by two rows on the two-dimensional (X-Z plane).
図9に示すように、XあるいはZ方向に8字型コイル55A、8字型コイル55B、8字型コイル55C、8字型コイル55Dが隣接している場合、隣り合うコイルの一部同士を重ね合わせて配置することにより、電気的なカップリングを抑制する。 As shown in FIG. 9, when the 8-shaped in the X or Z direction coils 55A, 8-shaped coil 55B, 8-shaped coil 55C, the 8-shaped coil 55D is adjacent, to each other part of the adjacent coils by disposing superposed, suppresses electrical couplings. また、ループ状コイル53Aとループ状コイル53C、ループ状コイル53Bとループ状コイル53Dもそれぞれ電気的なカップリングを抑制するために、互いの一部を重ね合わせて配置される。 Further, the loop-shaped coil 53A and the loop coil 53C, for each even loop coil 53B and the loop-shaped coil 53D to suppress electrical coupling are arranged by overlapping a portion of one another.

なお、図9において、対角関係に位置する8字型コイルで間、X方向に並んだループ状コイル間、及び対角関係に位置するループ状コイル間、8字型コイルと隣接し対向関係にあるループコイル間のカップリングの抑制は、空間的な配置では十分でない。 In FIG. 9, while in figure-8 coil located diagonally relationship between loop coils arranged in the X direction, and between loop coil located diagonally relationship, adjacent opposed relationship with the 8-shaped coil suppression of coupling between loop coils in is not sufficient in a spatial arrangement. また、原理的には重ね合わせてデカップリング可能な場合であっても、製作上の誤差が生じカップリングが残る場合がある。 Also, in principle, even if possible decoupling superimposed, there is a case where an error in manufacturing the coupling occurs remains. この様な場合には、上述した入力インピーダンスの低いアンプを使う手法を併せて使うことで、十分なカップリングの抑制を達成することができる。 In such a case, by using together a method of using a low amplifier input impedance as described above, it is possible to achieve suppression of sufficient coupling.

以上の方法でカップリングを出来る限り低減させるわけであるが、以下に述べるような方法によって、さらに残留カップリングがある場合でも中心の感度を落とさないようにすることができる。 Although not reduce as much as possible a coupling with the above method, by a method as described below, it is possible to avoid dropping the sensitivity of central, even if there are more residual coupling. 図10及び図11は、その方法を説明するための図である。 10 and 11 are views for explaining the method. 本方法は、関心領域の感度を落とさないように例えば上部ユニット140と下部ユニット141との配置又は配線を工夫するものである。 This method is to devise an arrangement or wiring of the example upper unit 140 so as not to drop the sensitivity of the region of interest and the lower unit 141.

一般にコイル同士がカップリングすると、通常互いに発生する高周波磁場を打ち消す方向に高周波電流が流れるモードと、互いに同じ方向に高周波磁場を発生し強めあうように高周波電流が流れるモードとの2種類が生じる。 Generally the coil to each other to the coupling, and a normal mode in which the high-frequency current flows in the direction of canceling a high-frequency magnetic field generated from each other, are two types of modes in which the high-frequency current flows as constructively a high frequency magnetic field generated in the same direction occurs. 前者の場合は、互いが発生する高周波磁場が打ち消されるため、挟まれた被験者の中心における感度は低下する。 In the former case, since the high-frequency magnetic fields to each other occurs is canceled, the sensitivity at the center of the subject interposed lowered. 一方、後者の場合には高周波磁場の打ち消し合いは発生せず、感度低下は生じない。 On the other hand, cancel the high frequency magnetic field does not occur in the latter case, the sensitivity decreased does not occur.
従って、仮にカップリングした場合であっても、後者のモードを選択できるように信号ケーブルの配線或いはコイルの配置を工夫することで、関心領域の感度低下を防止することができる。 Therefore, even if a case of coupling, by devising the arrangement of the wiring or a coil of the signal cable so as to select the latter mode, it is possible to prevent sensitivity reduction of the region of interest.

図10は、関心領域の感度低下を防止するために、上部ユニット140が有するループ状コイル53上と下部ユニット141が有するループ状コイル53下とに対して施す配線方法を示している。 10, in order to prevent sensitivity reduction of the region of interest, and shows the wiring method of applying against the lower loop coil 53 loop coils 53 above and below section unit 141 included in the upper unit 140 has. 図10において、信号ケーブルのアース側に接続する方をC側(コールド側)、そうでない方をH側(ホット側)とする。 10, towards the C side to be connected to the ground side of the signal cable (cold side), and H side towards not (the hot side). すると、ループ状コイル53上とループ状コイル53下との間では、H側とC側とが一致しているから、検出する信号の位相は同じになる。 Then, between the bottom and on the loop coil 53 loop coils 53, because the H-side and the C side are matched, the phase of the detection signal is the same. 従って、高周波電流の向きも互いに同じとなり、発生する高周波磁場方向も一致し、カップリングによる感度低下を防ぐことができる。 Therefore, the orientation is also the same as each other next to the high-frequency current, also generating high frequency magnetic field direction coincide, it is possible to prevent a decrease in sensitivity due to the coupling.

図11は、上部ユニット140が有する8字型コイル55上と下部ユニット141が有する8字型コイル55下とに対して施す配線を示している。 Figure 11 shows a wiring performed on the 8-shaped coil 55 below with the upper unit 140 8-shaped coil 55 and under portions unit 141 included in the. 図11に示すように、8字型コイル同士で発生する高周波磁場の向きが同じ向きになるようにするためには、上のコイルと下のコイルでH側とC側を逆になるようにすればよい。 As shown in FIG. 11, as the direction of the high-frequency magnetic field generated by the 8-shaped coils each other in order to be the same direction, it becomes the H-side and C side coil of the coil and the bottom of the upper conversely do it.
次に、以上述べた高周波コイル及び磁気共鳴映像装置によって達成される効果について述べる。 Next, we described effects achieved by the above-mentioned high-frequency coil and a magnetic resonance imaging apparatus.

本磁気共鳴映像装置は、互いに直交するX,Y,Zのそれぞれの方向に配列された複数の表面コイルを有している。 The present magnetic resonance imaging apparatus includes X, Y, a plurality of surface coils arranged in each direction of the Z orthogonal to each other. 従って、PI法を用いた画像化法において、撮影時間Tを大幅に短縮することができる。 Thus, the imaging method using the PI method, it is possible to greatly shorten the photographing time T. また、表面コイルの持っている高感度特性により、この撮影時間Tの短縮に伴って減少するS/Nをカバーすることができ、高精度の磁気共鳴映像を取得することが可能である。 Moreover, the high sensitivity which has a surface coil, the decreases with the shortening of the imaging time T S / N can be covered and it is possible to obtain a magnetic resonance image of high precision. このS/N比の向上について、Z方向の高周波コイルの構成に着目して以下具体的に説明する。 For improvement of the S / N ratio will be specifically described below by focusing on the configuration of the Z-direction of the radio frequency coil.

本磁気共鳴映像装置10は、Z方向に複数のコイルユニット142を配列した高周波コイル14を有している。 The present magnetic resonance imaging apparatus 10 includes a high-frequency coil 14 in which a plurality of coil units 142 in the Z direction. 一方、従来の高周波コイルは、Z方向には一体型コイルを有するのみである。 On the other hand, the conventional high-frequency coil, in the Z direction only with an integral coil. このZ方向に関する構成の違いに起因するS/N比の向上は、次のようにして確認することができる。 Improvement in S / N ratio due to the difference in structure relates to the Z direction can be confirmed as follows. すなわち、例えば図12に示すように、ファントム61を一体型の長軸体積コイル60で画像化する場合と、図13に示すように、Z方向に配列された2つの短軸体積コイル63、64で画像化する場合と、の中心体軸上の感度(S/N比)を計算機シミュレーションで比較する。 For example, as shown in FIG. 12, in the case of imaging in the long-axis volume coil 60 integral phantom 61, as shown in FIG. 13, two short axis volume coils arranged in the Z direction 63, 64 in comparing the case of imaging, the sensitivity of the central body axis of (S / N ratio) in computer simulation.

図14は、上記計算機シミュレーションの結果を示した図である。 Figure 14 is a graph showing the results of the computer simulation. 図14に示すように、長軸体積コイル60に比べて、短軸体積コイル63、64の方が感度が高いことがわかる。 As shown in FIG. 14, as compared with the long axis volume coil 60, towards the minor axis volume coils 63 and 64 sensitivity is seen to be high.

図13の短軸体積コイル63,64のモデルは、複数の表面コイルをZ方向に配列した本磁気共鳴映像装置に相当し、一方、図12の長軸体積コイルのモデルは、Z方向に複数の表面コイルを配列しない(つまりZ方向に長い一体型のコイルを用いる)従来の磁気共鳴映像装置に相当する。 Model of the minor axis volume coils 63 and 64 in FIG. 13, a plurality a plurality of surface coils corresponds to the magnetic resonance imaging apparatus arranged in the Z-direction, whereas the model of the long axis volume coil 12, the Z-direction not arranged surface coils (i.e. using a long integral coil in the Z-direction) corresponding to the conventional magnetic resonance imaging apparatus. 従って、従来よりも高いS/N比によって信号を取得することができる。 Therefore, it is possible to obtain a signal with a high S / N ratio than the prior art.

また、高周波コイル14には、被検体に固定するためのバンドや好適に配列するための基準が設けられている。 Further, the high-frequency coil 14, is provided with reference to the band and suitably arranged for fixing to the subject. さらに各表面コイルを構成するQDコイルは、表面コイルとして最大の高S/N比特性を発揮する。 Further QD coil constituting each surface coil for maximum high S / N ratio characteristics as a surface coil. さらに、配線の方法を工夫することによって、残留カップリングがあった場合でも、中心領域の感度を落とさないようにしている。 Furthermore, by devising the method of the wiring, even if there residual coupling, are not to drop the sensitivity of the central region. これらの各構成によっても、高いS/N比を実現することができる。 By each of these configurations, it is possible to realize a high S / N ratio.

以上、本発明を実施形態に基づき説明したが、本発明の思想の範疇において、当業者であれば、各種の変更例及び修正例に想到し得るものであり、それら変形例及び修正例についても本発明の範囲に属するものと了解される。 Has been described above based on the embodiment of the present invention, within the spirit of the invention, those skilled in the art, which can conceive various modifications and also for those variations and modifications It should therefore be seen as within the scope of the present invention. 例えば以下に示すように、その要旨を変更しない範囲で種々変形可能である。 For example, as shown below, and various modifications may be within a range not changing the gist thereof.

高周波コイル14は、撮影部位によって異なる形状とすることができる。 RF coil 14 may be shaped differently depending on the shooting site. 図15は、特に胸部撮像に適した上部ユニット140の一例を示している。 Figure 15 shows in particular an example of the upper unit 140 suitable for breast imaging. 図15に示すように、上部ユニット140は、表面コイルとしてのループ状コイル53G、H、I、JがX方向、Z方向に配列されている。 As shown in FIG. 15, the upper unit 140, the loop-shaped coil 53G as the surface coils, H, are arranged I, J is X direction, the Z direction. また、コイル間のカップリングを低減させるために、隣り合うループ状コイルの一部は重ね合わせて配置されている。 Further, in order to reduce the coupling between the coils, a part of the loop coil adjacent they are arranged superimposed.
また、表面コイルの形状は円形に限定する趣旨ではなく、例えば図16に示すような他のループ状コイル70を有する形態であってもよい。 The shape of the surface coil may have a configuration having another loop coil 70 as shown in not intended to be limited to a circular, for example, FIG. 16.

さらに、各実施形態は可能な限り適宜組み合わせて実施してもよく、その場合組合わせた効果が得られる。 Further, the embodiments may be implemented in appropriate combination as far as possible, the effect of a combination can be obtained in such case. また、上記実施形態には種々の段階の発明が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜な組合わせにより種々の発明が抽出され得る。 Further, the embodiments include inventions of various stages, and various inventions can be extracted by appropriately combining a plurality of disclosed constituent elements. 例えば、実施形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されても、発明が解決しようとする課題の欄で述べた課題が解決でき、発明の効果の欄で述べられている効果の少なくとも1つが得られる場合には、この構成要件が削除された構成が発明として抽出され得る。 For example, even if some constituent features are deleted from all the components, Problems that the Invention is described in the section of the problems to be solved can be solved, it is described in the paragraphs of the effect of the invention effects shown in the embodiment If the at least one resulting in the configuration from which these constituent elements are deleted can be extracted as an invention.

以上本発明によれば、複数の表面コイルを用いた画像化法において、PI法を任意方向の断面に自在に適用することができ、これによって高S/N比あるいは高速に磁気共鳴画像を得ることのできる磁気共鳴映像装置、及び当該装置にて使用される高周波コイルを実現できる。 According to the present invention described above, a plurality of surface imaging method using a coil, PI method can be applied freely to the cross section of an arbitrary direction, thereby obtaining a high S / N ratio or magnetic resonance imaging at high speed magnetic resonance imaging apparatus capable of, and possible to realize a high-frequency coil for use in the apparatus.

図1は、本実施形態に係る磁気共鳴映像装置の構成を示すブロック図である。 Figure 1 is a block diagram showing the configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present embodiment. 図2は、例えば腹部等を診断するために使用される、上部ユニット140及び下部ユニット141からなる高周波コイル14を示した図である。 2, for example, are used to diagnose abdomen is a diagram showing a high-frequency coil 14 made of the upper unit 140 and lower unit 141. 図3は、高周波コイル14のブロック図である。 Figure 3 is a block diagram of a high-frequency coil 14. 図4は、被検体に固定して使用する、上部ユニット140及び下部ユニット141からなる高周波コイル14の例を示した図である。 Figure 4 is used to fix the subject is a diagram showing an example of the high-frequency coil 14 made of the upper unit 140 and lower unit 141. 図5は、被検体に固定して使用する、上部ユニット140及び下部ユニット141からなる高周波コイル14の他の例を示した図である。 Figure 5 is used to fix the subject is a diagram showing another example of the high-frequency coil 14 made of the upper unit 140 and lower unit 141. 図6は、フォーム50を有する高周波コイル14の形態を説明するための図である。 Figure 6 is a diagram for explaining a form of high-frequency coil 14 having the form 50. 図7は、ループ状コイル53と8字型コイル55から構成される、表面QDコイルを示している。 Figure 7 is composed of a loop coil 53 and the 8-shaped coil 55, which shows the surface QD coil. 図8は、8字型コイル55aと8字型コイル55bとから構成される、コイルユニット142としての第2の表面QDコイル57を示している。 Figure 8 is composed of 8-shaped coils 55a and 8-shaped coil 55b, it illustrates a second surface QD coil 57 as a coil unit 142. 図9は、本高周波コイル14におけるカップリングを抑制する方法を適用する場合の一例を示した図である。 Figure 9 is a diagram showing an example of a case of applying the method of suppressing coupling in the radio frequency coil 14. 図10は、関心領域の感度低下を防止するために、上部ユニット140が有するループ状コイル53上と下部ユニット141が有するループ状コイル53下とに対して施す配線方法を示している。 10, in order to prevent sensitivity reduction of the region of interest, and shows the wiring method of applying against the lower loop coil 53 loop coils 53 above and below section unit 141 included in the upper unit 140 has. 図11は、関心領域の感度低下を防止するために、上部ユニット140が有する8字型コイル55上と下部ユニット141が有する8字型コイル55下とに対して施す配線方法を示している。 11, in order to prevent sensitivity reduction of the region of interest shows a wiring method performed on the 8-shaped coil 55 below with the upper unit 140 8-shaped coil 55 and under portions unit 141 included in the. 図12は、本磁気共鳴映像装置の効果を説明するための図である。 Figure 12 is a diagram for explaining the effect of the magnetic resonance imaging apparatus. 図13は、本磁気共鳴映像装置の効果を説明するための図である。 Figure 13 is a diagram for explaining the effect of the magnetic resonance imaging apparatus. 図14は、上記計算機シミュレーションの結果を示した図である。 Figure 14 is a graph showing the results of the computer simulation. 図15は、胸部撮像に適した上部ユニット140の一例を示している。 Figure 15 shows an example of the upper unit 140 suitable for breast imaging. 図16は、胸部撮像に適した上部ユニット140の他の例を示している。 Figure 16 shows another example of the upper unit 140 suitable for breast imaging.

符号の説明 DESCRIPTION OF SYMBOLS

10…磁気共鳴映像装置、11…静磁場磁石、12…シムコイル、13…勾配コイル、14…高周波コイル、16…勾配コイル電源、17…シムコイル電源、18…送信部、19…受信部、20…データ収集部、21…シーケンス制御部、22…計算機システム、23…コンソール、24…ディスプレイ、40、42…ケーブル、41、43…コネクタ、44…プリアンプ、45…ハイブリッド回路、46…印、47…バンド、50…フォーム、53…ループ状コイル、55…8字型コイル、140…上部ユニット、141…下部ユニット、142…コイルユニット 10 ... magnetic resonance imaging apparatus, 11 ... static magnet, 12 ... shim, 13 ... gradient coil, 14 ... high-frequency coil, 16 ... gradient coil power supply, 17 ... shim coil power supply, 18 ... transmission unit, 19 ... receiving unit, 20 ... data acquisition unit, 21 ... sequence control unit, 22 ... computer system, 23 ... console, 24 ... display, 40 ... cable, 41, 43 ... connector, 44 ... preamplifiers, 45 ... hybrid circuit, 46 ... sign, 47 ... band, 50 ... form 53 ... loop coil, 55 ... 8-shaped coil, 140 ... upper unit, 141 ... lower unit, 142 ... coil unit

Claims (7)

  1. 静磁場中に配置した被検体に発生する磁気共鳴信号を映像化する磁気共鳴映像装置において使用される高周波コイルにおいて、 In the high-frequency coil for use in magnetic resonance imaging apparatus for imaging a magnetic resonance signal generated in a subject placed in a static magnetic field,
    磁気共鳴信号を検出する複数の表面コイルを有する第1のユニットと、 A first unit having a plurality of surface coils for detecting a magnetic resonance signal,
    磁気共鳴信号を検出する複数の表面コイルを有し、前記第1のユニットに対向して配置される第2のユニットと、 A plurality of surface coils for detecting a magnetic resonance signal, and the second unit being arranged to face the first unit,
    前記第1のユニットが有する前記複数の表面コイルが検出した前記磁気共鳴信号を、前記第2のユニットに送信する第1の送信手段と、 A first transmission means for transmitting the magnetic resonance signals of the plurality of surface coils is detected that the first unit has, on the second unit,
    を具備することを特徴とする高周波コイル。 Frequency coil, characterized by comprising.
  2. 前記第2のユニットは、 The second unit,
    前記第1のユニットが有する前記複数の表面コイルのそれぞれに対応して設けられる複数の第1のアンプと、 A plurality of first amplifiers provided corresponding to each of the plurality of surface coils in which the first unit has,
    当該第2のユニットが有する前記複数の表面コイルのそれぞれに対応して設けられる複数の第2のアンプと、 A plurality of second amplifier provided corresponding to each of said plurality of surface coils having the second unit,
    を有することを特徴とする請求項1記載の高周波コイル。 Radio frequency coil of claim 1, wherein it has a.
  3. 前記第1のユニットの前記複数の表面コイルにおいて検出された磁気共鳴信号と、前記第2のユニットの前記複数の表面コイルにおいて検出された磁気共鳴信号とを、前記磁気共鳴映像装置に送信する第2の送信手段をさらに具備することを特徴とする請求項1又は2記載の高周波コイル。 The transmitting and magnetic resonance signals detected in the plurality of surface coils of the first unit, and a detected magnetic resonance signal in the plurality of surface coils of the second unit, the magnetic resonance imaging apparatus claim 1 or 2 RF coil according to, further comprising a second transmission means.
  4. 前記第1のユニットは、前記被検体の上側に配置される上部ユニットであり、 The first unit is a top unit disposed on the upper side of the subject,
    前記第2のユニットは、前記被検体の下側に配置される下部ユニットであること、 Said second unit, said a lower unit which is disposed below the subject,
    を特徴とする請求項1乃至3のうちいずれか一項記載の高周波コイル。 RF coil of any one of claims 1 to 3, wherein.
  5. 前記第1のユニットと前記第2のユニットとを、被検体に固定するための固定手段をさらに具備することを特徴とする請求項1乃至4のうちいずれか一項記載の高周波コイル。 Wherein the first unit and the second unit, the high-frequency coil as claimed in any one of claims 1 to 4, further comprising a fixing means for fixing the subject.
  6. 前記第2のユニットは、前記第1のユニットの前記複数の表面コイルが検出する磁気共鳴信号及び前記第2のユニットの前記複数の表面コイルが検出する磁気共鳴信号のうちの一方の位相を変化させた後、双方の前記磁気共鳴信号を合成する合成回路をさらに有すること、を特徴とする請求項1乃至5のうちいずれか一項記載の高周波コイル。 The second unit, change one of the phase of the magnetic resonance signals of the plurality of surface coils of the magnetic resonance signal and said second unit said plurality of surface coils of the first unit is detected to detect after high-frequency coil as claimed in any one of claims 1 to 5, further comprising a combining circuit for combining both the magnetic resonance signal, characterized by.
  7. 静磁場中に配置した被検体に発生する磁気共鳴信号を映像化する磁気共鳴映像装置において、 The magnetic resonance imaging apparatus for imaging a magnetic resonance signal generated in a subject placed in a static magnetic field,
    磁気共鳴信号を検出する複数の表面コイルを有する第1のユニットと、磁気共鳴信号を検出する複数の表面コイルを有し、前記第1のユニットに対向して配置される第2のユニットと、前記第1のユニットが有する前記複数の表面コイルが検出した前記磁気共鳴信号を前記第2のユニットに送信する第1の送信手段と、を有する高周波コイルと、 A first unit having a plurality of surface coils for detecting the magnetic resonance signals, comprising a plurality of surface coils for detecting a magnetic resonance signal, and the second unit being arranged to face the first unit, a high-frequency coil having a first transmission means for transmitting the magnetic resonance signals of the plurality of surface coils is detected in the second unit the first unit has,
    前記第2の送信手段から受信した前記磁気共鳴信号を用いて、磁気共鳴画像を生成する画像生成手段と、 Using the magnetic resonance signal received from the second transmission means, and an image generating means for generating a magnetic resonance image,
    を具備することを特徴とする磁気共鳴映像装置。 Magnetic resonance imaging apparatus characterized by comprising a.
JP2007338333A 2007-12-27 2007-12-27 High frequency coil, and a magnetic resonance imaging apparatus using the high-frequency coil Active JP5142704B2 (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2007338333A JP5142704B2 (en) 2007-12-27 2007-12-27 High frequency coil, and a magnetic resonance imaging apparatus using the high-frequency coil

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2007338333A JP5142704B2 (en) 2007-12-27 2007-12-27 High frequency coil, and a magnetic resonance imaging apparatus using the high-frequency coil

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2004351669 Division 2001-11-22

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2008086837A true JP2008086837A (en) 2008-04-17
JP5142704B2 JP5142704B2 (en) 2013-02-13

Family

ID=39371555

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2007338333A Active JP5142704B2 (en) 2007-12-27 2007-12-27 High frequency coil, and a magnetic resonance imaging apparatus using the high-frequency coil

Country Status (1)

Country Link
JP (1) JP5142704B2 (en)

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS63222755A (en) * 1987-03-13 1988-09-16 Hitachi Ltd Mri signal detector
JPH04279149A (en) * 1991-03-07 1992-10-05 Toshiba Corp Probe for magnetic resonance imaging apparatus
JPH0614901A (en) * 1992-06-30 1994-01-25 Toshiba Corp Magnetic resonance imaging system
US5477146A (en) * 1994-02-22 1995-12-19 Board Of Regents - Univ Of Ne NMR adjustable volume array
JPH08511186A (en) * 1993-12-14 1996-11-26 ピーエルシー メディカル システムズ インク Integrated ECG monitor lead needle electrode system
JPH1066683A (en) * 1996-08-28 1998-03-10 Hitachi Medical Corp Body probe for mri and mri device
JPH11299754A (en) * 1998-04-23 1999-11-02 Toshiba Corp Divisible rf coil for mri apparatus

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS63222755A (en) * 1987-03-13 1988-09-16 Hitachi Ltd Mri signal detector
JPH04279149A (en) * 1991-03-07 1992-10-05 Toshiba Corp Probe for magnetic resonance imaging apparatus
JPH0614901A (en) * 1992-06-30 1994-01-25 Toshiba Corp Magnetic resonance imaging system
JPH08511186A (en) * 1993-12-14 1996-11-26 ピーエルシー メディカル システムズ インク Integrated ECG monitor lead needle electrode system
US5477146A (en) * 1994-02-22 1995-12-19 Board Of Regents - Univ Of Ne NMR adjustable volume array
JPH1066683A (en) * 1996-08-28 1998-03-10 Hitachi Medical Corp Body probe for mri and mri device
JPH11299754A (en) * 1998-04-23 1999-11-02 Toshiba Corp Divisible rf coil for mri apparatus

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
JPN4006023046; L. Kreischer et al: 'SNR and Noise-Correlation of CP-Volume-Array-Coils' Proceedings of the Society of Magnetic Resonance 3rd Scientific Meeting and Exhibition vol.2, 199508, 980 *
JPN6012017911; Patrick J. Ledden et al: 'Use of a Transmission Line Resonator as a Volume Phased Array' Proc. Intl. Sot. Mag. Reson. Med. 8 , 200004, #1396 *

Also Published As

Publication number Publication date
JP5142704B2 (en) 2013-02-13

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP3168675B2 (en) Nuclear magnetic resonance examination apparatus
JP4554056B2 (en) Specific unbound sandwich solenoid array coil
CN101067649B (en) Active decoupling of mri RF transmit coils
JP4443079B2 (en) rf receiving coil for a magnetic resonance imaging apparatus and a magnetic resonance imaging apparatus
US7009396B2 (en) Method and system for extended volume imaging using MRI with parallel reception
RU2411528C2 (en) Magnetic resonance device and method
US6980002B1 (en) Integrated cervical-thoracic-lumbar spine MRI array coil
US7227361B2 (en) RF coil and magnetic resonance imaging apparatus
CN100539942C (en) Inspection device employing magnetic resonance and loop used for receiving nuclear magnetic resonance signal
US7312610B2 (en) Method for acquiring magnetic resonance data from a large examination region
US6975115B1 (en) Coil arrays for parallel imaging in magnetic resonance imaging
JP2005525182A (en) Reduction method of susceptibility artifacts in single shot magnetic resonance imaging, which is sub-encoded
US7573269B2 (en) Method and apparatus for acquiring magnetic resonance imaging data
JP2005152657A (en) Method and device for generating rf excitation identical with desirable excitation profile using transmitting coil array
JP5624300B2 (en) Hybrid birdcage for polynuclear mri / mrs-TEM radio frequency (rf) coil
WO2005052622A1 (en) Zoom phased array knee coil for mri
JP4542892B2 (en) mr apparatus comprising a rf coil array different optimization has been
EP1357392B1 (en) Multiple channel, cardiac array for sensitivity encoding in magnetic resonance imaging
US7319324B2 (en) MRI method and apparatus using PPA image reconstruction
US6584337B2 (en) Method and system for extended volume imaging using MRI
US6650118B2 (en) RF coil system for an MR apparatus
US6590392B2 (en) Switchable FOV coil assembly having end saddle coils
US6522144B2 (en) RF shielding method and apparatus for an open MRI system
JP2004041729A (en) Technique for simultaneous acquisition of multiple independent mr imaging volume with optimization of magnetic field homogeneity for spinpreparation
US7221161B2 (en) Coil arrays for parallel imaging in magnetic resonance imaging

Legal Events

Date Code Title Description
A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20110215

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20110418

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20110517

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20110719

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20120410

RD04 Notification of resignation of power of attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424

Effective date: 20120529

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20120611

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20120731

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20121001

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20121023

A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20121120

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20151130

Year of fee payment: 3

S111 Request for change of ownership or part of ownership

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313117

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313114

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313111

R371 Transfer withdrawn

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R371

S111 Request for change of ownership or part of ownership

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313117

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313114

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313113

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350

S533 Written request for registration of change of name

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350