JP2011130835A - High-frequency coil device - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、高周波コイル装置に関する。 The present invention relates to a high frequency coil device.
磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置）による撮像においては、送信コイルが、高周波パルスの供給を受けて高周波磁場を発生し、受信コイルが、高周波磁場の影響により被検体から放射された磁気共鳴信号を受信する。また、計算機システムが、磁気共鳴信号から画像を再構成する。 In imaging by a magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter referred to as MRI (Magnetic Resonance Imaging) apparatus), a transmitting coil receives a high frequency pulse to generate a high frequency magnetic field, and a receiving coil radiates from a subject due to the influence of the high frequency magnetic field. The received magnetic resonance signal is received. The computer system also reconstructs an image from the magnetic resonance signal.
送信コイル及び受信コイルは、被検体に装着されるものとしてＭＲＩ装置とは別の高周波コイル装置に備えられる場合や、ＭＲＩ装置に設置されるものとして、例えば傾斜磁場コイルの内側に備えられる場合などがある。また、送信の機能及び受信の機能を兼ね備えた一体型の送受信コイルもある。 When the transmitter coil and the receiver coil are mounted on a subject, provided in a high-frequency coil apparatus different from the MRI apparatus, or installed in the MRI apparatus, for example, provided inside a gradient coil. There is. There is also an integrated transmission / reception coil having a transmission function and a reception function.
ここで、被検体から放射された磁気共鳴信号は、一般に微弱である。このため、従来、計算機システムの前段に増幅器が備えられ、受信コイルによって受信された磁気共鳴信号は、増幅器によって増幅された後に計算機システムに送信される。 Here, the magnetic resonance signal radiated from the subject is generally weak. For this reason, conventionally, an amplifier is provided in the front stage of the computer system, and the magnetic resonance signal received by the receiving coil is amplified by the amplifier and then transmitted to the computer system.
図７及び８は、従来技術を説明するための図である。例えば、図７に例示するように、高周波コイル装置のコイルハウジング（筐体）３０内に前置増幅部３３が備えられる場合がある。例えば図７の場合、送受信コイル３１によって受信された磁気共鳴信号は、送受信切替部３２によって受信用伝送線３６側の経路に送出され、前置増幅部３３によって増幅された後、受信用伝送線３６に送出される。一方、図８に例示するように、ＭＲＩ装置側に前置増幅部４３が備えられる場合もある。例えば図８の場合、送受信コイル４１によって受信された磁気共鳴信号は、増幅されずに送受信共用の伝送線に送出され、コネクタ４７を介してＭＲＩ装置に到達してから送受信切替部４２によって受信用伝送線４６側の経路に送出され、その後、前置増幅部４３によって初めて増幅される。なお、複合ケーブル３４及び複合ケーブル４４は、伝送線を複数本集約したものである。
7 and 8 are diagrams for explaining the prior art. For example, as illustrated in FIG. 7, a
しかしながら、図７に例示する従来技術の場合には、高周波コイル装置とＭＲＩ装置との間に敷設される複合ケーブルが太くなり、医師や技師にとって操作性が損なわれるという課題があった。すなわち、複合ケーブルには、送信用伝送線及び受信用伝送線の２本ずつの組合せがチャネルの数分含まれることになるので、複合ケーブルは太くならざるを得ない。また、図８に例示する従来技術の場合には、微弱な磁気共鳴信号が増幅されないまま伝送線に送出されることになるので、磁気共鳴信号は減衰し、ＳＮ比（Signal to Noise ratio）が低下するという課題があった。 However, in the case of the prior art illustrated in FIG. 7, the composite cable laid between the high-frequency coil device and the MRI apparatus becomes thick, and there is a problem that the operability is impaired for doctors and engineers. That is, the composite cable includes two combinations of transmission transmission lines and reception transmission lines for the number of channels, and thus the composite cable must be thick. Further, in the case of the prior art illustrated in FIG. 8, since the weak magnetic resonance signal is sent to the transmission line without being amplified, the magnetic resonance signal is attenuated, and the SN ratio (Signal to Noise ratio) is increased. There was a problem of a decrease.
本発明は、上記に鑑みてなされたものであって、操作性を損なわず、かつＳＮ比の低下を抑制することが可能な高周波コイル装置を提供することを目的とする。 This invention is made | formed in view of the above, Comprising: It aims at providing the high frequency coil apparatus which can suppress the fall of SN ratio, without impairing operativity.
上記した課題を解決し、目的を達成するために、請求項１に記載の高周波コイル装置は、高周波パルスの供給を受けて高周波磁場を発生する送信コイルと、被検体から放射された磁気共鳴信号を受信する受信コイルと、前記受信コイルに隣接し、該受信コイルによって受信された磁気共鳴信号を増幅する増幅部と、前記送信コイルおよび前記受信コイルと磁気共鳴イメージング装置との間に敷設され、送信時には高周波パルスを伝送し、受信時には磁気共鳴信号を伝送する伝送線と、前記伝送線のコイル側端部に接続されるとともに、前記送信コイルと該伝送線との接続および前記受信コイルと該伝送線との接続を集約し、送信時には、前記伝送線を経由して前記磁気共鳴イメージング装置から送信された高周波パルスが前記送信コイルに送信されるように、受信時には、前記増幅部を介して前記受信コイルから送信された磁気共鳴信号が前記伝送線を経由して前記磁気共鳴イメージング装置に送信されるように、送受信に応じて経路を切り替える切替部と備える。 In order to solve the above-described problems and achieve the object, a high-frequency coil device according to claim 1 includes a transmission coil that generates a high-frequency magnetic field upon receiving a high-frequency pulse, and a magnetic resonance signal radiated from a subject. A receiving coil that receives the signal, an amplification unit that amplifies a magnetic resonance signal received by the receiving coil, and is disposed between the transmitting coil, the receiving coil, and the magnetic resonance imaging apparatus, A high-frequency pulse is transmitted during transmission, and a magnetic resonance signal is transmitted during reception. The transmission line is connected to a coil side end of the transmission line, and the connection between the transmission coil and the transmission line and the reception coil The connection with the transmission line is aggregated, and at the time of transmission, a high-frequency pulse transmitted from the magnetic resonance imaging apparatus via the transmission line is sent to the transmission coil. As described above, at the time of reception, a path is set according to transmission and reception so that a magnetic resonance signal transmitted from the reception coil via the amplification unit is transmitted to the magnetic resonance imaging apparatus via the transmission line. A switching unit for switching is provided.
請求項１に記載の本発明によれば、操作性を損なわず、かつＳＮ比の低下を抑制することが可能になるという効果を奏する。 According to this invention of Claim 1, there exists an effect that it becomes possible to suppress the fall of SN ratio, without impairing operativity.
以下、本発明に係る高周波コイル装置の実施例を説明する。なお、以下の実施例により本発明が限定されるものではない。 Hereinafter, embodiments of the high-frequency coil device according to the present invention will be described. In addition, this invention is not limited by the following examples.
［ＭＲＩ装置の構成］
まず、図１を用いて、実施例１に係るＭＲＩ装置１００の構成を説明する。図１は、実施例１に係るＭＲＩ装置１００の構成を示す機能ブロック図である。図１に例示するように、実施例１に係るＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１と、傾斜磁場コイル２と、傾斜磁場電源３と、寝台４と、寝台制御部５と、送信部７と、受信部８と、送受信切替部９と、シーケンス制御部１０と、計算機システム２０とを備える。また、図１に例示する送受信コイル部６は、ＭＲＩ装置１００とは別に備えられる高周波コイル装置である。
[Configuration of MRI system]
First, the configuration of the
静磁場磁石１は、中空の円筒形状に形成され、内部の空間に一様な静磁場を発生する。静磁場磁石１は、例えば、永久磁石、超伝導磁石などである。傾斜磁場コイル２は、中空の円筒形状に形成され、内部の空間に傾斜磁場を発生する。具体的には、傾斜磁場コイル２は、静磁場磁石１の内側に配置され、傾斜磁場電源３から電流の供給を受けて傾斜磁場を発生する。傾斜磁場電源３は、シーケンス制御部１０から送信されるパルスシーケンス実行データに従い、傾斜磁場コイル２に電流を供給する。
The static magnetic field magnet 1 is formed in a hollow cylindrical shape and generates a uniform static magnetic field in an internal space. The static magnetic field magnet 1 is, for example, a permanent magnet or a superconducting magnet. The gradient coil 2 is formed in a hollow cylindrical shape and generates a gradient magnetic field in the internal space. Specifically, the gradient magnetic field coil 2 is arranged inside the static magnetic field magnet 1 and receives a current supplied from the gradient magnetic field power supply 3 to generate a gradient magnetic field. The gradient magnetic field power supply 3 supplies a current to the gradient magnetic field coil 2 in accordance with the pulse sequence execution data transmitted from the
寝台４は、被検体Ｐが載置される天板４ａを備え、天板４ａを、被検体Ｐが載置された状態で傾斜磁場コイル２の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、寝台４は、長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように設置される。寝台制御部５は、寝台４を駆動して、天板４ａを長手方向及び上下方向へ移動する。
The bed 4 includes a
送受信コイル部６は、高周波磁場を発生し、また、磁気共鳴信号を受信する。具体的には、送受信コイル部６は、被検体Ｐに装着され、送受信切替部９を介して送信部７から高周波パルスの供給を受け、高周波磁場を発生する。また、送受信コイル部６は、高周波磁場の影響により被検体Ｐから放射された磁気共鳴信号を受信し、送受信切替部９を介して受信部８に送信する。例えば、送受信コイル部６は、被検体Ｐの頭部に装着される頭部用のコイル、被検体Ｐの背中と天板４ａとの間に配置される脊椎用のコイル、被検体Ｐの腹側に装着される腹部用のコイルなどである。なお、送受信コイル部６の詳細については後述する。
The transmission /
送信部７は、シーケンス制御部１０から送信されるパルスシーケンス実行データに従い、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを、送受信切替部９を介して送受信コイル部６に供給する。なお、送信部７は、送受信コイル部６のコイル数に応じたチャネル毎に、高周波パルスを供給する。受信部８は、シーケンス制御部１０から送信されるパルスシーケンス実行データに従い、送受信コイル部６から送信された磁気共鳴信号を送受信切替部９を介して受信し、受信した磁気共鳴信号をデジタル変換することにより磁気共鳴信号データを生成する。また、受信部８は、生成した磁気共鳴信号データを、シーケンス制御部１０を介して計算機システム２０に送信する。なお、受信部８は、送受信コイル部６のコイル数に応じたチャネル毎に、磁気共鳴信号を受信し、チャネル毎に生成した磁気共鳴信号データを計算機システム２０に送信する。
The transmission unit 7 supplies a high-frequency pulse corresponding to the Larmor frequency to the transmission /
送受信切替部９は、シーケンス制御部１０から送信されるパルスシーケンス実行データに従い、送受信に応じて経路を切り替える。具体的には、送受信切替部９は、送信時には、送信部７から送信された高周波パルスが送受信コイル部６に供給されるように、受信時には、送受信コイル部６から送信された磁気共鳴信号が受信部８に送信されるように、送受信に応じて経路を切り替える。
The transmission / reception switching unit 9 switches the path according to transmission / reception according to the pulse sequence execution data transmitted from the
シーケンス制御部１０は、傾斜磁場電源３、送信部７、受信部８、送受信切替部９、及び送受信コイル部６（後述する送受信切替部６ｃ及び送受信切替部６ｅ）を制御する。具体的には、シーケンス制御部１０は、計算機システム２０から送信されたパルスシーケンス実行データを、傾斜磁場電源３、送信部７、受信部８、送受信切替部９、及び送受信コイル部６に送信する。
The
計算機システム２０は、ＭＲＩ装置１００の全体制御や、磁気共鳴信号データの収集、画像の再構成などを行う。計算機システム２０は、インタフェース部２１と、画像再構成部２２と、記憶部２３と、入力部２４と、表示部２５と、制御部２６とを有する。
The computer system 20 performs overall control of the
インタフェース部２１は、シーケンス制御部１０に接続され、シーケンス制御部１０と計算機システム２０との間で送受信されるデータの入出力を制御する。画像再構成部２２は、受信部８から送信された磁気共鳴信号データから画像データを生成し、生成した画像データを記憶部２３に格納する。なお、例えば、画像再構成部２２は、磁気共鳴信号データに対してチャネル毎に独立に再構成処理を行い、その後、二乗和のルートを計算することで、合成画像（Sum Of Squares）を生成する。
The interface unit 21 is connected to the
記憶部２３は、画像再構成部２２によって格納された画像データを記憶する。例えば、記憶部２３は、ＲＡＭ（Random Access Memory）、ＲＯＭ（Read Only Memory）、フラッシュメモリ（flash memory）などの半導体メモリ素子、または、ハードディスク、光ディスクなどである。 The storage unit 23 stores the image data stored by the image reconstruction unit 22. For example, the storage unit 23 is a semiconductor memory device such as a random access memory (RAM), a read only memory (ROM), or a flash memory, a hard disk, an optical disk, or the like.
入力部２４は、撮像指示などを操作者から受け付ける。例えば、入力部２４は、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチなどの選択デバイス、あるいはキーボードなどの入力デバイスである。表示部２５は、記憶部２３に格納された画像データなどを表示する。例えば、表示部２５は、液晶表示器などの表示デバイスである。 The input unit 24 receives an imaging instruction or the like from the operator. For example, the input unit 24 is a pointing device such as a mouse or a trackball, a selection device such as a mode switch, or an input device such as a keyboard. The display unit 25 displays image data and the like stored in the storage unit 23. For example, the display unit 25 is a display device such as a liquid crystal display.
制御部２６は、上記各部を制御することによってＭＲＩ装置１００を総括的に制御する。例えば、制御部２６は、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）やＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）などの集積回路、または、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＭＰＵ（Micro Processing Unit）などの電子回路である。
The control unit 26 comprehensively controls the
［送受信コイル部の構成］
次に、図２を用いて、実施例１に係る送受信コイル部６の構成を説明する。図２は、実施例１に係る送受信コイル部６の構成を示すブロック図である。
[Configuration of transmit / receive coil section]
Next, the configuration of the transmission /
図２に例示するように、実施例１に係る送受信コイル部６は、コイルハウジング６ａ内に、送受信コイル６ｂ、送受信切替部６ｃ、前置増幅部６ｄ、及び送受信切替部６ｅの組合せを複数有する。また、図２に例示するように、送受信コイル部６は、上記組合せ毎の伝送線（１本の同軸線）を複数本集約した複合ケーブル６ｆを有し、複合ケーブル６ｆが、ＭＲＩ装置１００との間に敷設される。なお、送受信コイル部６は、コネクタ６ｇによってＭＲＩ装置１００に接続される。
As illustrated in FIG. 2, the transmission /
実施例１において、送受信コイル６ｂは、高周波パルスの供給を受けて高周波磁場を発生する送信コイルの機能、及び、被検体Ｐから放射された磁気共鳴信号を受信する受信コイルの機能を兼ね備えた一体型の送受信コイルである。
In the first embodiment, the transmission /
送受信切替部６ｃは、送受信コイル６ｂと前置増幅部６ｄとの間に接続され、送受信コイル６ｂと送受信切替部６ｅとの接続を、前置増幅部６ｄを介した接続と前置増幅部６ｄを介さない接続とに分離する。
The transmission /
また、送受信切替部６ｃは、送受信に応じて経路を切り替える。具体的には、送受信切替部６ｃは、送信時には、送受信切替部６ｅから送信された高周波パルスが送受信コイル６ｂに送信されるように経路を切り替える。一方受信時には、送受信切替部６ｃは、送受信コイル６ｂから送信された磁気共鳴信号が前置増幅部６ｄを介して送受信切替部６ｅに送信されるように経路を切り替える。
The transmission /
前置増幅部６ｄは、送受信コイル６ｂに隣接し、送受信コイル６ｂによって受信された磁気共鳴信号を増幅する。もっとも、実施例１においては、送受信コイル６ｂと前置増幅部６ｄとの間に、送受信切替部６ｃが設置される。
The
送受信切替部６ｅは、伝送線の送受信コイル６ｂ側端部に接続されるとともに、送信時の経路と受信時の経路とを集約する。また、送受信切替部６ｅは、送受信に応じて経路を切り替える。具体的には、送受信切替部６ｅは、送信時には、伝送線を経由してＭＲＩ装置１００から送信された高周波パルスが送受信コイル６ｂに送信されるように経路を切り替える。一方受信時には、送受信切替部６ｅは、前置増幅部６ｄを介して送受信コイル６ｂから送信された磁気共鳴信号が伝送路を経由してＭＲＩ装置１００に送信されるように経路を切り替える。
The transmission / reception switching unit 6e is connected to the end of the transmission line on the side of the transmission /
このようなことから、実施例１において、ＭＲＩ装置１００から送信された高周波パルスは、送受信コイル部６のコネクタ６ｇを介して複合ケーブル６ｆを伝送される。また、高周波パルスは、送受信切替部６ｅによって経路を切り替えられることで、前置増幅部６ｄを通過しない経路を経て送受信切替部６ｃに送信され、送受信コイル６ｂに送信される。こうして、送受信コイル６ｂは、高周波パルスの供給を受けて高周波磁場を発生し、被検体Ｐに照射する。
For this reason, in Example 1, the high-frequency pulse transmitted from the
また、被検体Ｐから放射された磁気共鳴信号は、送受信コイル６ｂによって受信され、送受信切替部６ｃによって経路を切り替えられることで、前置増幅部６ｄを通過する経路に送出される。また、磁気共鳴信号は、前置増幅部６ｄによって増幅され、増幅された磁気共鳴信号は、送受信切替部６ｅを介して複合ケーブル６ｆに送出され、コネクタ６ｇを介してＭＲＩ装置１００に送信される。
The magnetic resonance signal radiated from the subject P is received by the transmission /
［送受信の切り替え］
続いて、図３Ａ〜４Ｂを用いて、実施例１における送受信の切り替えを説明する。図３Ａ〜４Ｂは、送受信の切り替えを説明するための図である。
[Send / Receive]
Subsequently, transmission / reception switching in the first embodiment will be described with reference to FIGS. 3A to 4B are diagrams for explaining transmission / reception switching.
ここで、図３Ａは、送受信切替部６ｃ及び前置増幅部６ｄを図示し、図３Ｂは、送受信切替部６ｃ、前置増幅部６ｄ、及び送受信切替部６ｅを図示する。すなわち、図３Ａと図３Ｂとの違いは、送受信切替部６ｅが図示されているか否かの違いである。以下、図３Ｂを用いて、実施例１における送受信の切り替えを説明する。
Here, FIG. 3A illustrates the transmission /
図３Ｂの符号ａは、電源供給部である。また、図３Ｂの符号ｂ及びｄは、ダイオード（Diode）である。ダイオードは、アノード（陽極）及びカソード（陰極）の２つの端子を有し、電流を一方向にしか流さない性質を持つ。すなわち、ダイオードは、アノードからカソードへは電流を流すが、カソードからアノードへは電流を流さない性質を持つ。例えば、ダイオードｂは、ＭＲＩ装置１００側から送受信コイル６ｂ側へは電流を流すが、その逆方向には流さない。一方、ダイオードｄは、送受信コイル６ｂ側からＭＲＩ装置１００側へは電流を流すが、その逆方向には流さない。また、図３Ｂの符号ｃ１、ｃ２及びｃ３は、共振回路である。また、図３Ｂの符号ｅは、前置増幅部であり、図２の前置増幅部６ｄに相当する。
A symbol a in FIG. 3B represents a power supply unit. In addition, symbols b and d in FIG. 3B are diodes (Diodes). The diode has two terminals of an anode (anode) and a cathode (cathode), and has a property of allowing current to flow only in one direction. That is, the diode has a property that current flows from the anode to the cathode but does not flow current from the cathode to the anode. For example, the diode b allows current to flow from the
電源供給部ａは、ＭＲＩ装置１００のシーケンス制御部１０による制御を受け、ダイオードｂ及びダイオードｄを制御する。具体的には、電源供給部ａは、送信時、ダイオードｂに対して順方向に電圧を印加する。すなわち、電源供給部ａは、アノード側に正電圧を印加し、カソード側に負電圧を印加する。すると、共振回路ｃ１、ｃ２、及びｃ３は共振し、インピーダンス（交流に関する抵抗値）が高くなる。この結果、図３Ｂに示す回路は、図４Ａに示す回路と等価となり、送信時の高周波パルスは、図４Ａに示す経路（前置増幅部ｅを経由しない経路）を送信されることになる。
The power supply unit a is controlled by the
一方、電源供給部ａは、受信時、ダイオードｄに対して逆方向に電圧を印加する。すなわち、電源供給部ａは、アノード側に負電圧を印加し、カソード側に正電圧を印加する。すると、共振回路ｃ１、ｃ２、及びｃ３は共振するが、送信時とは反対に、インピーダンス（交流に関する抵抗値）が低くなる。この結果、図３Ｂに示す回路は、図４Ｂに示す回路と等価となり、受信時の磁気共鳴信号は、図４Ｂに示す経路（前置増幅部ｅを経由する経路）を送信されることになる。 On the other hand, the power supply unit a applies a voltage in the reverse direction to the diode d during reception. That is, the power supply unit a applies a negative voltage to the anode side and applies a positive voltage to the cathode side. Then, although the resonance circuits c1, c2, and c3 resonate, contrary to the time of transmission, the impedance (resistance value related to alternating current) becomes low. As a result, the circuit shown in FIG. 3B is equivalent to the circuit shown in FIG. 4B, and the magnetic resonance signal at the time of reception is transmitted through the path shown in FIG. 4B (path through the preamplifier e). .
［実施例１の効果］
上述したように、実施例１に係る送受信コイル部６は、高周波パルスの供給を受けて高周波磁場を発生し、被検体Ｐから放射された磁気共鳴信号を受信する送受信コイル６ｂを備える。ここで、実施例１における送受信コイル６ｂは、送信の機能および受信の機能を兼ね備えた一体型の送受信コイルである。また、送受信コイル部６は、送受信コイル６ｂによって受信された磁気共鳴信号を増幅する前置増幅部６ｄを備える。また、送受信コイル部６は、送受信コイル６ｂとＭＲＩ装置１００との間に敷設され、送信時には高周波パルスを伝送し、受信時には磁気共鳴信号を伝送する伝送線を備える。
[Effect of Example 1]
As described above, the transmission /
また、送受信コイル部６は、伝送線の送受信コイル６ｂ側端部に接続されるとともに、送受信コイル６ｂと伝送線との接続を集約し、送信時には、伝送線を経由してＭＲＩ装置１００から送信された高周波パルスが送受信コイル６ｂに送信されるように、受信時には、前置増幅部６ｄを介して送受信コイル６ｂから送信された磁気共鳴信号が伝送線を経由してＭＲＩ装置１００に送信されるように、送受信に応じて経路を切り替える送受信切替部６ｅを備える。
In addition, the transmission /
また、送受信コイル部６は、送受信コイル６ｂと前置増幅部６ｄとの間に接続されるとともに、送受信コイル６ｂと送受信切替部６ｅとの接続を、前置増幅部６ｄを介した接続と前置増幅部６ｄを介さない接続とに分離する送受信切替部６ｃを備える。送受信切替部６ｃは、送信時には、送受信切替部６ｅから送信された高周波パルスが、送受信コイル６ｂに送信されるように、受信時には、送受信コイル６ｂから送信された磁気共鳴信号が前置増幅部６ｄを介して送受信切替部６ｅに送信されるように、送受信に応じて経路を切り替える。
The transmission /
このようなことから、実施例１によれば、コイルハウジング内に増幅器を備えるとともに、コイルハウジング内で送信時の経路と受信時の経路とを集約し、伝送線を送受信共用とするので、操作性を損なわず、かつＳＮ比の低下を抑制することが可能になる。 For this reason, according to the first embodiment, the amplifier is provided in the coil housing, the transmission path and the reception path are aggregated in the coil housing, and the transmission line is used for both transmission and reception. It is possible to suppress a decrease in the SN ratio without impairing the performance.
すなわち、実施例１に係る送受信コイル部６の場合、図２に示したように、前置増幅部６ｄがコイルハウジング６ａ内に備えられ、送受信コイル６ｂに隣接して設置される。このため、送受信コイル６ｂによって受信された微弱な磁気共鳴信号は、増幅された後に伝送線に送出されることになり、多少の減衰があったとしても、ＳＮ比の低下は抑制される。
That is, in the case of the transmission /
また、実施例１に係る送受信コイル部６の場合、図２に示したように、コイルハウジング６ａ側で送信時の経路と受信時の経路とが集約されるので、コイルハウジング６ａとコネクタ６ｇとの間の伝送線は、送受信共用の伝送線として１チャネルに付き１本となる。この結果、チャネル毎の伝送線を集約した複合ケーブル６ｆはチャネル数分の伝送線を集約した太さに留まり、医師や技師にとっての操作性を損なうことがない。
Further, in the case of the transmission /
ところで、本発明に係る高周波コイル装置は、上記実施例１において例示した送受信コイルの構成に限られるものではない。そこで、以下では、実施例２として、他の形態を説明する。図５を用いて、実施例２に係る送受信コイル部６０の構成を説明する。図５は、実施例２に係る送受信コイル部６０の構成を示すブロック図である。
By the way, the high-frequency coil device according to the present invention is not limited to the configuration of the transmission / reception coil exemplified in the first embodiment. Therefore, another embodiment will be described below as a second embodiment. The configuration of the transmission /
図５に例示するように、実施例２に係る送受信コイル部６０は、コイルハウジング６０ａ内に、受信コイル６０ｂ、送信コイル６０ｃ、前置増幅部６０ｄ、及び送受信切替部６０ｅの組合せを複数有する。また、図５に例示するように、送受信コイル部６０は、上記組合せ毎の伝送線（１本の同軸線）を複数本集約した複合ケーブル６０ｆを有し、複合ケーブル６０ｆが、ＭＲＩ装置１００との間に敷設される。なお、送受信コイル部６０は、コネクタ６０ｇによってＭＲＩ装置１００に接続される。
As illustrated in FIG. 5, the transmission /
実施例２において、受信コイル６０ｂは、被検体Ｐから放射された磁気共鳴信号を受信する受信コイルである。送信コイル６０ｃは、高周波パルスの供給を受けて高周波磁場を発生する送信コイルである。前置増幅部６０ｄは、受信コイル６０ｂに隣接し、受信コイル６０ｂによって受信された磁気共鳴信号を増幅する。
In the second embodiment, the receiving
送受信切替部６０ｅは、伝送線のコイル（受信コイル６０ｂ及び送信コイル６０ｃ）側端部に接続されるとともに、受信コイル６０ｂと伝送線との接続、及び、送信コイル６０ｃと伝送線との接続を集約する。また、送受信切替部６０ｅは、送受信に応じて経路を切り替える。具体的には、送受信切替部６０ｅは、送信時には、伝送線を経由してＭＲＩ装置１００から送信された高周波パルスが送信コイル６０ｃに送信されるように経路を切り替える。一方受信時には、送受信切替部６０ｅは、前置増幅部６０ｄを介して受信コイル６０ｂから送信された磁気共鳴信号が伝送路を経由してＭＲＩ装置１００に送信されるように経路を切り替える。
The transmission /
このようなことから、実施例２において、ＭＲＩ装置１００から送信された高周波パルスは、送受信コイル部６０のコネクタ６０ｇを介して複合ケーブル６０ｆを伝送される。また、高周波パルスは、送受信切替部６０ｅによって経路を切り替えられることで、前置増幅部６０ｄを通過しない経路を経て送信コイル６０ｃに送信される。こうして、送信コイル６０ｃは、高周波パルスの供給を受けて高周波磁場を発生し、被検体Ｐに照射する。
For this reason, in Example 2, the high-frequency pulse transmitted from the
また、被検体Ｐから放射された磁気共鳴信号は、受信コイル６０ｂによって受信され、前置増幅部６０ｄに送信される。また、磁気共鳴信号は、前置増幅部６０ｄによって増幅され、増幅された磁気共鳴信号は、送受信切替部６０ｅを介して複合ケーブル６０ｆに送出され、コネクタ６０ｇを介してＭＲＩ装置１００に送信される。
Further, the magnetic resonance signal emitted from the subject P is received by the receiving
［実施例２の効果］
上述したように、実施例２に係る送受信コイル部６０は、高周波パルスの供給を受けて高周波磁場を発生する送信コイル６０ｃと、被検体Ｐから放射された磁気共鳴信号を受信する受信コイル６０ｂとを備える。また、送受信コイル部６０は、受信コイル６０ｂによって受信された磁気共鳴信号を増幅する前置増幅部６０ｄを備える。また、送受信コイル部６０は、送信コイル６０ｃ及び受信コイル６０ｂとＭＲＩ装置１００との間に敷設され、送信時には高周波パルスを伝送し、受信時には磁気共鳴信号を伝送する伝送線を備える。
[Effect of Example 2]
As described above, the transmission /
また、送受信コイル部６０は、伝送線のコイル側端部に接続されるとともに、送信コイル６０ｃと伝送線との接続及び受信コイル６０ｂと伝送線との接続を集約する送受信切替部６０ｅを備える。送受信切替部６０ｅは、送信時には、伝送線を経由してＭＲＩ装置１００から送信された高周波パルスが送信コイル６０ｃに送信されるように、受信時には、前置増幅部６０ｄを介して受信コイル６０ｂから送信された磁気共鳴信号が伝送線を経由してＭＲＩ装置１００に送信されるように、送受信に応じて経路を切り替える。
In addition, the transmission /
このようなことから、実施例２によれば、コイルハウジング内に増幅器を備えるとともに、コイルハウジング内で送信時の経路と受信時の経路とを集約し、伝送線を送受信共用とするので、送受信兼用でない場合でも、操作性を損なわず、かつＳＮ比の低下を抑制することが可能になる。 For this reason, according to the second embodiment, the amplifier is provided in the coil housing, the transmission path and the reception path are aggregated in the coil housing, and the transmission line is used for both transmission and reception. Even when it is not shared, the operability is not impaired and a decrease in the SN ratio can be suppressed.
すなわち、実施例２に係る送受信コイル部６０の場合、図５に示したように、前置増幅部６０ｄがコイルハウジング６０ａ内に備えられ、受信コイル６０ｂに隣接して設置される。このため、受信コイル６０ｂによって受信された微弱な磁気共鳴信号は、増幅された後に伝送線に送出されることになり、多少の減衰があったとしても、ＳＮ比の低下は抑制される。
That is, in the case of the transmission /
また、実施例２に係る送受信コイル部６０の場合、図５に示したように、コイルハウジング６０ａ側で送信時の経路と受信時の経路とが集約されるので、コイルハウジング６０ａとコネクタ６０ｇとの間の伝送線は、送受信共用の伝送線として１チャネルに付き１本となる。この結果、チャネル毎の伝送線を集約した複合ケーブル６０ｆはチャネル数分の伝送線を集約した太さに留まり、医師や技師にとっての操作性を損なうことがない。
Further, in the case of the transmission /
ところで、本発明に係る高周波コイル装置は、上記実施例１及び２において例示した送受信コイルの構成に限られるものではない。そこで、以下では、実施例３として、他の形態を説明する。 By the way, the high-frequency coil device according to the present invention is not limited to the configuration of the transmission / reception coil exemplified in the first and second embodiments. Therefore, another embodiment will be described below as a third embodiment.
図６を用いて、実施例３に係る送受信コイル部６１を説明する。図６は、実施例３に係る送受信コイル部６１の構成を示すブロック図である。 The transmission / reception coil unit 61 according to the third embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 6 is a block diagram illustrating the configuration of the transmission / reception coil unit 61 according to the third embodiment.
図６に例示するように、実施例３に係る送受信コイル部６１は、コイルハウジング６１ａ内に、受信コイル６１ｂ、送信コイル６１ｃ、前置増幅部６１ｄ、及び送受信切替部６１ｅの組合せを１つ有する。また、図６に例示するように、送受信コイル部６１は、コイルハウジング６１ａ内に、受信コイル６１ｂ及び前置増幅部６１ｄの組合せを複数有する。また、図６に例示するように、送受信コイル部６１は、上記組合せ毎の伝送線（同軸線）を複数本集約した複合ケーブル６１ｆを有し、複合ケーブル６１ｆが、ＭＲＩ装置１００との間に敷設される。なお、送受信コイル部６１は、コネクタ６１ｇによってＭＲＩ装置１００に接続される。
As illustrated in FIG. 6, the transmission / reception coil unit 61 according to the third embodiment includes one combination of the
実施例３において、受信コイル６１ｂは、被検体Ｐから放射された磁気共鳴信号を受信する受信コイルである。送信コイル６１ｃは、高周波パルスの供給を受けて高周波磁場を発生する送信コイルである。前置増幅部６１ｄは、受信コイル６１ｂに隣接し、受信コイル６１ｂによって受信された磁気共鳴信号を増幅する。
In the third embodiment, the receiving
送受信切替部６１ｅは、伝送線のコイル（受信コイル６１ｂ及び送信コイル６１ｃ）側端部に接続されるとともに、受信コイル６１ｂと伝送線との接続、及び、送信コイル６１ｃと伝送線との接続を集約する。また、送受信切替部６１ｅは、送受信に応じて経路を切り替える。具体的には、送受信切替部６１ｅは、送信時には、伝送線を経由してＭＲＩ装置１００から送信された高周波パルスが送信コイル６１ｃに送信されるように経路を切り替える。一方受信時には、送受信切替部６１ｅは、前置増幅部６１ｄを介して受信コイル６１ｂから送信された磁気共鳴信号が伝送路を経由してＭＲＩ装置１００に送信されるように経路を切り替える。
The transmission /
このようなことから、実施例３において、ＭＲＩ装置１００から送信された高周波パルスは、送受信コイル部６１のコネクタ６１ｇを介して複合ケーブル６１ｆを伝送される。また、高周波パルスは、送受信切替部６１ｅによって経路を切り替えられることで、前置増幅部６１ｄを通過しない経路を経て送信コイル６１ｃに送信される。こうして、送信コイル６１ｃは、高周波パルスの供給を受けて高周波磁場を発生し、被検体Ｐに照射する。
For this reason, in Example 3, the high-frequency pulse transmitted from the
また、被検体Ｐから放射された磁気共鳴信号は、受信コイル６１ｂによって受信され、前置増幅部６１ｄに送信される。また、磁気共鳴信号は、前置増幅部６１ｄによって増幅され、増幅された磁気共鳴信号は、送受信切替部６１ｅを介して複合ケーブル６１ｆに送出され、コネクタ６１ｇを介してＭＲＩ装置１００に送信される。
Further, the magnetic resonance signal radiated from the subject P is received by the receiving
［実施例３の効果］
上述したように、実施例３に係る送受信コイル部６１は、送信コイル６１ｃと、受信コイル６１ｂと、前置増幅部６１ｄと、送受信切替部６１ｅとの組合せを１つ備え、他は、受信コイル６１ｂと前置増幅部６１ｄとの組合せである。また、送受信コイル部６１は、送信コイル６１ｃ及び受信コイル６１ｂとＭＲＩ装置１００との間に敷設され、送信時には高周波パルスを伝送し、受信時には磁気共鳴信号を伝送する伝送線を備える。
[Effect of Example 3]
As described above, the transmission / reception coil unit 61 according to the third embodiment includes one combination of the
送信コイル６１ｃは、高周波パルスの供給を受けて高周波磁場を発生する。また、受信コイル６１ｂは、被検体Ｐから放射された磁気共鳴信号を受信する。また、前置増幅部６１ｄは、受信コイル６１ｂによって受信された磁気共鳴信号を増幅する。また、送受信切替部６１ｅは、伝送線のコイル側端部に接続されるとともに、送信コイル６１ｃと伝送線との接続及び受信コイル６１ｂと伝送線との接続を集約し、送信時には、伝送線を経由してＭＲＩ装置１００から送信された高周波パルスが送信コイル６１ｃに送信されるように、受信時には、前置増幅部６１ｄを介して受信コイル６１ｂから送信された磁気共鳴信号が伝送線を経由してＭＲＩ装置１００に送信されるように、送受信に応じて経路を切り替える。
The
このようなことから、実施例３によれば、コイルハウジング内に増幅器を備えるとともに、コイルハウジング内で送信時の経路と受信時の経路とを集約し、伝送線を送受信共用とするので、操作性を損なわず、かつＳＮ比の低下を抑制することが可能になる。 For this reason, according to the third embodiment, the amplifier is provided in the coil housing, the transmission path and the reception path are aggregated in the coil housing, and the transmission line is used for both transmission and reception. It is possible to suppress a decrease in the SN ratio without impairing the performance.
すなわち、実施例３に係る送受信コイル部６１の場合、図６に示したように、前置増幅部６１ｄがコイルハウジング６１ａ内に備えられ、受信コイル６１ｂに隣接して設置される。このため、受信コイル６１ｂによって受信された微弱な磁気共鳴信号は、増幅された後に伝送線に送出されることになり、多少の減衰があったとしても、ＳＮ比の低下は抑制される。
That is, in the case of the transmission / reception coil unit 61 according to the third embodiment, as shown in FIG. 6, the
また、実施例３に係る送受信コイル部６１の場合、図６に示したように、コイルハウジング６１ａ側で送信時の経路と受信時の経路とが集約されるので、コイルハウジング６１ａとコネクタ６１ｇとの間の伝送線は、送受信共用の伝送線として１チャネルに付き１本となる。この結果、チャネル毎の伝送線を集約した複合ケーブル６１ｆはチャネル数分の伝送線を集約した太さに留まり、医師や技師にとっての操作性を損なうことがない。
Further, in the case of the transmission / reception coil unit 61 according to the third embodiment, as shown in FIG. 6, the transmission path and the reception path are aggregated on the
その他、本発明は、上記実施例以外にも、種々の異なる形態にて実施されてよいものである。 In addition, the present invention may be implemented in various different forms other than the above embodiments.
［コイル］
上記実施例においては、送受信コイル部が、ＭＲＩ装置とは別の高周波コイル装置である場合を例に説明したが、本発明はこれに限られるものではない。例えば、送受信コイル部がＭＲＩ装置に備えられ、例えば傾斜磁場コイルの内側に配置される場合にも、本発明を同様に適用することができる。また、ループ形状のループコイルである場合、あるいは空間を形成する形状のボリュームコイルである場合など、高周波コイルの形状にかかわらず、本発明を同様に適用することができる。
[coil]
In the said Example, although the case where a transmission / reception coil part was a high frequency coil apparatus different from an MRI apparatus was demonstrated to the example, this invention is not limited to this. For example, the present invention can be similarly applied to a case in which a transmission / reception coil unit is provided in an MRI apparatus and is disposed, for example, inside a gradient magnetic field coil. In addition, the present invention can be similarly applied regardless of the shape of the high-frequency coil, such as a loop coil having a loop shape or a volume coil having a shape forming a space.
１００ ＭＲＩ装置
６ 送受信コイル部
６ａ コイルハウジング
６ｂ 送受信コイル
６ｃ 送受信切替部
６ｄ 前置増幅部
６ｅ 送受信切替部
６ｆ 複合ケーブル
６ｇ コネクタ
DESCRIPTION OF
Claims (4)
被検体から放射された磁気共鳴信号を受信する受信コイルと、
前記受信コイルに隣接し、該受信コイルによって受信された磁気共鳴信号を増幅する増幅部と、
前記送信コイルおよび前記受信コイルと磁気共鳴イメージング装置との間に敷設され、送信時には高周波パルスを伝送し、受信時には磁気共鳴信号を伝送する伝送線と、
前記伝送線のコイル側端部に接続されるとともに、前記送信コイルと該伝送線との接続および前記受信コイルと該伝送線との接続を集約し、送信時には、前記伝送線を経由して前記磁気共鳴イメージング装置から送信された高周波パルスが前記送信コイルに送信されるように、受信時には、前記増幅部を介して前記受信コイルから送信された磁気共鳴信号が前記伝送線を経由して前記磁気共鳴イメージング装置に送信されるように、送受信に応じて経路を切り替える切替部と
を備えたことを特徴とする高周波コイル装置。 A transmission coil that generates a high-frequency magnetic field by receiving a high-frequency pulse;
A receiving coil for receiving a magnetic resonance signal radiated from the subject;
An amplifying unit adjacent to the receiving coil and amplifying a magnetic resonance signal received by the receiving coil;
A transmission line that is laid between the transmission coil and the reception coil and the magnetic resonance imaging apparatus, transmits a high-frequency pulse during transmission, and transmits a magnetic resonance signal during reception;
It is connected to the coil side end of the transmission line, and consolidates the connection between the transmission coil and the transmission line and the connection between the reception coil and the transmission line. At the time of reception, the magnetic resonance signal transmitted from the receiving coil via the amplifying unit passes through the transmission line so that the high-frequency pulse transmitted from the magnetic resonance imaging apparatus is transmitted to the transmitting coil. A high-frequency coil device comprising: a switching unit that switches a path according to transmission and reception so as to be transmitted to a resonance imaging apparatus.
前記送受信コイルと前記増幅部との間に接続されるとともに、前記送受信コイルと前記切替部との接続を、前記増幅部を介した接続と前記増幅部を介さない接続とに分離し、送信時には、前記切替部から送信された高周波パルスが前記送受信コイルに送信されるように、受信時には、前記送受信コイルから送信された磁気共鳴信号が前記増幅部を介して前記切替部に送信されるように、送受信に応じて経路を切り替える第二切替部をさらに備えたことを特徴とする請求項１に記載の高周波コイル装置。 The transmission coil and the reception coil are an integrated transmission / reception coil having a transmission function and a reception function,
The connection between the transmission / reception coil and the amplification unit is separated, and the connection between the transmission / reception coil and the switching unit is separated into a connection via the amplification unit and a connection not via the amplification unit. The magnetic resonance signal transmitted from the transmission / reception coil is transmitted to the switching unit via the amplification unit at the time of reception so that the high-frequency pulse transmitted from the switching unit is transmitted to the transmission / reception coil. The high-frequency coil device according to claim 1, further comprising a second switching unit that switches a path according to transmission / reception.
Priority Applications (1)
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|---|---|---|---|
| JP2009291058A JP2011130835A (en) | 2009-12-22 | 2009-12-22 | High-frequency coil device |
Applications Claiming Priority (1)
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| JP2009291058A JP2011130835A (en) | 2009-12-22 | 2009-12-22 | High-frequency coil device |
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Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2014061383A (en) * | 2012-09-19 | 2014-04-10 | Siemens Aktiengesellschaft | Method of combination of high frequency signal/shim signal/gradient magnetic field signal transmission |
| CN104502871A (en) * | 2014-12-25 | 2015-04-08 | 中国科学院上海高等研究院 | Magnetic-resonance local coil, local coil identification method and magnetic resonance system |
| JP2015533328A (en) * | 2012-11-05 | 2015-11-24 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | Transmission / reception switching circuit with improved radio frequency separation |
-
2009
- 2009-12-22 JP JP2009291058A patent/JP2011130835A/en not_active Withdrawn
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