JP3825685B2 - 高周波コイルを使用した磁気共鳴映像装置 - Google Patents
高周波コイルを使用した磁気共鳴映像装置 Download PDFInfo
- Publication number
- JP3825685B2 JP3825685B2 JP2001358372A JP2001358372A JP3825685B2 JP 3825685 B2 JP3825685 B2 JP 3825685B2 JP 2001358372 A JP2001358372 A JP 2001358372A JP 2001358372 A JP2001358372 A JP 2001358372A JP 3825685 B2 JP3825685 B2 JP 3825685B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- coil
- magnetic resonance
- coils
- shaped
- imaging apparatus
- 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.)
- Expired - Lifetime
Links
- 238000002595 magnetic resonance imaging Methods 0.000 title claims description 34
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 claims description 24
- 230000003068 static effect Effects 0.000 claims description 19
- 238000000034 method Methods 0.000 description 27
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 18
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 18
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 18
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 17
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 13
- 238000013480 data collection Methods 0.000 description 12
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 6
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 6
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 5
- 238000005094 computer simulation Methods 0.000 description 3
- 239000000470 constituent Substances 0.000 description 3
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 3
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 3
- 229940079593 drug Drugs 0.000 description 3
- 239000003814 drug Substances 0.000 description 3
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 3
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 3
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 3
- 210000001015 abdomen Anatomy 0.000 description 2
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 2
- 230000005281 excited state Effects 0.000 description 2
- 239000006260 foam Substances 0.000 description 2
- 230000006872 improvement Effects 0.000 description 2
- 230000005415 magnetization Effects 0.000 description 2
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 2
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 2
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 2
- 230000003187 abdominal effect Effects 0.000 description 1
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 1
- 230000002301 combined effect Effects 0.000 description 1
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 1
- 230000006866 deterioration Effects 0.000 description 1
- 230000007274 generation of a signal involved in cell-cell signaling Effects 0.000 description 1
- 230000005283 ground state Effects 0.000 description 1
- 238000010348 incorporation Methods 0.000 description 1
- 230000005389 magnetism Effects 0.000 description 1
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 1
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 1
- 238000012805 post-processing Methods 0.000 description 1
- 230000004044 response Effects 0.000 description 1
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 1
- 230000001629 suppression Effects 0.000 description 1
- 230000002194 synthesizing effect Effects 0.000 description 1
- 230000001131 transforming effect Effects 0.000 description 1
Images
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
- G01R33/341—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
- G01R33/3678—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver involving quadrature drive or detection, e.g. a circularly polarized RF magnetic field
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
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、同時に当該磁気共鳴信号し磁気共鳴画像等を生成する磁気共鳴映像装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
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。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。
例えば、特開平４ー４２９３７では、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を開示している。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。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。
【０００３】
また、Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ２９巻６８１頁―６８８頁（１９９３年）、あるいはＭａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ３０巻１４２頁乃至１４５頁（１９９３年）には、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。特に前者の内容は、 “Rapid MRI using multiple receivers producing multiply phase-encoded data derived from a single NMR response”（ＵＳＰ4,857,846）にも開示されている。さらに近年、Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ４２巻９５２頁乃至９６２頁（１９９９年）にも、注目の手法としてフェーズドアレイ技術が紹介されている。これらに開示されている手法によれば、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。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。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。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。
【０００４】
このようにデータ収集時間Ｔは１／ｎに、Ｓ／Ｎ比は１／ｎ１／２に減少することになる。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。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。すなわち、高速な画像化が可能になると考えられる。
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。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。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
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を提供することを目的としている。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
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。
【０００７】
本発明の視点は、静磁場中の被検体に対して傾斜磁場及び高周波パルスを印加することで磁気共鳴信号を発生させる撮影手段と、互いに直交するＸ、Ｙ、Ｚのそれぞれの方向に前記磁気共鳴信号を検出するための複数の表面コイルを有する高周波コイルと、前記各表面コイルが検出した各磁気共鳴信号に基づいて画像を生成する映像生成手段と、前記各表面コイルが検出した各磁気共鳴信号を前記映像生成手段に送るために、前記各表面コイル毎に独立して設けられた受信手段と、パラレルイメージングを行うために、前記撮影手段、前記受信手段及び前記映像生成手段を制御する制御手段と、を具備することを特徴とする磁気共鳴映像装置である。
【０００９】
このような構成によれば、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を実現することができる。
【００１０】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施形態を図面に従って説明する。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。
【００１１】
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。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、送信用高周波コイル１４０、受信用高周波コイル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。
【００１２】
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。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。
【００１３】
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。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。
【００１４】
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。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。
【００１５】
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。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。
【００１６】
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。当該受信用高周波コイル１４は、一般的には、部位別に専用の形状を有する。
【００１７】
また、受信用高周波コイル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。この内容については、後で詳しく説明する。
【００１８】
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。当該送信によって受信用高周波コイル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。
【００１９】
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。受信部１９は、受信用高周波コイル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。
【００２０】
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。
【００２１】
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。
【００２２】
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。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。
【００２３】
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。
【００２４】
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。
【００２５】
（高周波コイル）
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。
【００２６】
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からなる受信用高周波コイル１４を示した図である。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。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。従って、受信用高周波コイル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。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。
【００２７】
図３は、受信用高周波コイル１４のブロック図を示している。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。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。
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。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。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。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。
【００２８】
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）。本受信用高周波コイル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。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。
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からなる受信用高周波コイル１４は、通常被検体に固定して使用される。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。
【００２９】
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からなる受信用高周波コイル１４の例を示した図である。各図に示す上部ユニット１４０及び下部ユニット１４１からなる受信用高周波コイル１４は、特に胸腹部を画像化するときに好適である。この受信用高周波コイル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。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。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。
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。このため、本受信用高周波コイル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。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、受信用高周波コイル１４のアライメントを容易に行うことが可能である。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。
【００３０】
また、受信用高周波コイル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。
【００３１】
図６は、フォーム５０を有する受信用高周波コイル１４の形態を説明するための図である。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。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。
【００３２】
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。このプリスキャンにおける受信用高周波コイル１４の位置と、本データ収集における受信用高周波コイル１４の位置とは、同一であることが好ましい。上記受信用高周波コイル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。
（表面コイル）
受信用高周波コイル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。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。
【００３３】
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。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。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。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。
【００３４】
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。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。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。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。
【００３５】
本受信用高周波コイル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。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。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。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。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。
図９は、本受信用高周波コイル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。
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。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。
【００３６】
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。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。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。
【００３７】
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。図１０及び図１１は、その方法を説明するための図である。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。
【００３８】
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。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。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。
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。
【００３９】
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。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。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。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。
【００４０】
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。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。
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。
【００４１】
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。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。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。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。
【００４２】
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を配列した受信用高周波コイル１４を有している。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。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。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。
【００４３】
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。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。
【００４４】
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。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。
【００４５】
また、受信用高周波コイル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。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。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。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。
【００４６】
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。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。
【００４７】
受信用高周波コイル１４は、撮影部位によって異なる形状とすることができる。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。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。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。
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。
【００４８】
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。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。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。
【００４９】
【発明の効果】
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を実現できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】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。
【図２】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からなる受信用高周波コイル１４を示した図である。
【図３】図３は、受信用高周波コイル１４のブロック図である。
【図４】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からなる受信用高周波コイル１４の例を示した図である。
【図５】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からなる受信用高周波コイル１４の他の例を示した図である。
【図６】図６は、フォーム５０を有する受信用高周波コイル１４の形態を説明するための図である。
【図７】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。
【図８】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。
【図９】図９は、本受信用高周波コイル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。
【図１０】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。
【図１１】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。
【図１２】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。
【図１３】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。
【図１４】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。
【図１５】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。
【図１６】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。
【符号の説明】
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
【発明の属する技術分野】
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、同時に当該磁気共鳴信号し磁気共鳴画像等を生成する磁気共鳴映像装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
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。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。
例えば、特開平４ー４２９３７では、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を開示している。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。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。
【０００３】
また、Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ２９巻６８１頁―６８８頁（１９９３年）、あるいはＭａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ３０巻１４２頁乃至１４５頁（１９９３年）には、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。特に前者の内容は、 “Rapid MRI using multiple receivers producing multiply phase-encoded data derived from a single NMR response”（ＵＳＰ4,857,846）にも開示されている。さらに近年、Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ４２巻９５２頁乃至９６２頁（１９９９年）にも、注目の手法としてフェーズドアレイ技術が紹介されている。これらに開示されている手法によれば、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。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。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。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。
【０００４】
このようにデータ収集時間Ｔは１／ｎに、Ｓ／Ｎ比は１／ｎ１／２に減少することになる。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。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。すなわち、高速な画像化が可能になると考えられる。
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。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。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
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を提供することを目的としている。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
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。
【０００７】
本発明の視点は、静磁場中の被検体に対して傾斜磁場及び高周波パルスを印加することで磁気共鳴信号を発生させる撮影手段と、互いに直交するＸ、Ｙ、Ｚのそれぞれの方向に前記磁気共鳴信号を検出するための複数の表面コイルを有する高周波コイルと、前記各表面コイルが検出した各磁気共鳴信号に基づいて画像を生成する映像生成手段と、前記各表面コイルが検出した各磁気共鳴信号を前記映像生成手段に送るために、前記各表面コイル毎に独立して設けられた受信手段と、パラレルイメージングを行うために、前記撮影手段、前記受信手段及び前記映像生成手段を制御する制御手段と、を具備することを特徴とする磁気共鳴映像装置である。
【０００９】
このような構成によれば、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を実現することができる。
【００１０】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施形態を図面に従って説明する。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。
【００１１】
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。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、送信用高周波コイル１４０、受信用高周波コイル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。
【００１２】
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。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。
【００１３】
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。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。
【００１４】
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。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。
【００１５】
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。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。
【００１６】
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。当該受信用高周波コイル１４は、一般的には、部位別に専用の形状を有する。
【００１７】
また、受信用高周波コイル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。この内容については、後で詳しく説明する。
【００１８】
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。当該送信によって受信用高周波コイル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。
【００１９】
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。受信部１９は、受信用高周波コイル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。
【００２０】
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。
【００２１】
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。
【００２２】
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。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。
【００２３】
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。
【００２４】
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。
【００２５】
（高周波コイル）
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。
【００２６】
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からなる受信用高周波コイル１４を示した図である。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。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。従って、受信用高周波コイル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。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。
【００２７】
図３は、受信用高周波コイル１４のブロック図を示している。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。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。
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。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。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。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。
【００２８】
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）。本受信用高周波コイル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。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。
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からなる受信用高周波コイル１４は、通常被検体に固定して使用される。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。
【００２９】
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からなる受信用高周波コイル１４の例を示した図である。各図に示す上部ユニット１４０及び下部ユニット１４１からなる受信用高周波コイル１４は、特に胸腹部を画像化するときに好適である。この受信用高周波コイル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。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。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。
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。このため、本受信用高周波コイル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。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、受信用高周波コイル１４のアライメントを容易に行うことが可能である。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。
【００３０】
また、受信用高周波コイル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。
【００３１】
図６は、フォーム５０を有する受信用高周波コイル１４の形態を説明するための図である。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。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。
【００３２】
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。このプリスキャンにおける受信用高周波コイル１４の位置と、本データ収集における受信用高周波コイル１４の位置とは、同一であることが好ましい。上記受信用高周波コイル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。
（表面コイル）
受信用高周波コイル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。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。
【００３３】
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。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。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。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。
【００３４】
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。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。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。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。
【００３５】
本受信用高周波コイル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。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。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。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。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。
図９は、本受信用高周波コイル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。
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。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。
【００３６】
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。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。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。
【００３７】
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。図１０及び図１１は、その方法を説明するための図である。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。
【００３８】
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。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。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。
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。
【００３９】
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。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。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。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。
【００４０】
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。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。
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。
【００４１】
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。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。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。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。
【００４２】
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を配列した受信用高周波コイル１４を有している。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。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。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。
【００４３】
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。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。
【００４４】
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。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。
【００４５】
また、受信用高周波コイル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。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。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。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。
【００４６】
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。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。
【００４７】
受信用高周波コイル１４は、撮影部位によって異なる形状とすることができる。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。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。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。
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。
【００４８】
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。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。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。
【００４９】
【発明の効果】
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を実現できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】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。
【図２】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からなる受信用高周波コイル１４を示した図である。
【図３】図３は、受信用高周波コイル１４のブロック図である。
【図４】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からなる受信用高周波コイル１４の例を示した図である。
【図５】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からなる受信用高周波コイル１４の他の例を示した図である。
【図６】図６は、フォーム５０を有する受信用高周波コイル１４の形態を説明するための図である。
【図７】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。
【図８】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。
【図９】図９は、本受信用高周波コイル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。
【図１０】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。
【図１１】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。
【図１２】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。
【図１３】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。
【図１４】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。
【図１５】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。
【図１６】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。
【符号の説明】
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
Claims (12)
- 静磁場中の被検体に対して傾斜磁場及び高周波パルスを印加することで磁気共鳴信号を発生させる撮影手段と、
互いに直交するＸ、Ｙ、Ｚのそれぞれの方向に前記磁気共鳴信号を検出するための複数の表面コイルを有する高周波コイルと、
前記各表面コイルが検出した各磁気共鳴信号に基づいて画像を生成する映像生成手段と、
前記各表面コイルが検出した各磁気共鳴信号を前記映像生成手段に送るために、前記各表面コイル毎に独立して設けられた受信手段と、
パラレルイメージングを行うために、前記撮影手段、前記受信手段及び前記映像生成手段を制御する制御手段と、
を具備することを特徴とする磁気共鳴映像装置。 - 前記高周波コイルは、前記複数の表面コイルを有する二つのコイル群に分けられ、前記少なくとも１つの方向について、前記被検体を挟んで対向するように配列されていることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴映像装置。
- 前記高周波コイルは、
前記被検体に固定するための固定手段と、
前記被検体を挟んで対向して配列するための基準となる手段と、
を有することを特徴とする請求項２記載の磁気共鳴映像装置。 - 前記高周波コイルは、前記複数の表面コイルを一定の形状に維持するための形状維持手段を有することを特徴とする請求項２又は３記載の磁気共鳴映像装置。
- 前記複数の表面コイルの少なくとも１つは、略直交する磁気共鳴信号を検出するＱＤコイルを有することを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴映像装置。
- 前記ＱＤコイルは、ループ状コイル及び８字型コイルからなることを特徴とする請求項５記載の磁気共鳴映像装置。
- 前記ＱＤコイルは、直交するように重ねて配列された８字型コイルからなることを特徴とする請求項５記載の磁気共鳴映像装置。
- 前記複数の表面コイルのそれぞれは、略直交する磁気共鳴信号を検出するループ状コイルと８字型コイルとを有し、
前記複数のループ状コイルは、前記３方向の少なくとも１方向について、隣り合うループ状コイルと一部重なり合うように配列され、
前記複数の８字型コイルは、前記３方向の少なくとも１方向について、隣り合う８字型コイルと一部重なり合うように配列されていること、
を特徴とする請求項１記載の磁気共鳴映像装置。 - 前記複数の表面コイルのそれぞれは、略直交する磁気共鳴信号を検出するするループ状コイルと８字型コイルとを有し、
各々対向するコイル同士及び隣接するコイル同士は、略同相の磁気共鳴信号を取得するように結線されていることを有することを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴映像装置。 - 前記複数の表面コイルのそれぞれは、略直交する磁気共鳴信号を検出する２つの８字型コイルを有し、
前記複数の８字型コイルは、前記３方向の少なくとも一方向について、隣り合う８字型コイルと一部重なり合うように配列されていること、
を特徴とする請求項１記載の磁気共鳴映像装置。 - 前記複数の表面コイルのそれぞれは、略直交する磁気共鳴信号を検出するする２つの８字型コイルを有し、
各々対向するコイル同士及び隣接するコイル同士は、略同相の磁気共鳴信号を取得するように結線されていることを有することを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴映像装置。 - 前記制御手段は、前記磁気共鳴信号におけるエンコード方向のデータ量を、前記複数の表面コイルの配列方向に並んだコイル数の逆数分減じるように、前記撮影手段、前記受信手段及び前記映像生成手段を制御することを特徴とする請求項１乃至１１のうちいずれか一項記載の磁気共鳴映像装置。
Priority Applications (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2001358372A JP3825685B2 (ja) | 2001-11-22 | 2001-11-22 | 高周波コイルを使用した磁気共鳴映像装置 |
| US10/234,242 US6930481B2 (en) | 2001-11-22 | 2002-09-05 | Three dimensional MRI RF coil unit capable of parallel imaging |
| US11/034,949 US6998843B2 (en) | 2001-11-22 | 2005-01-14 | RF coil and magnetic resonance imaging apparatus |
| US11/180,713 US7109713B2 (en) | 2001-11-22 | 2005-07-14 | RF coil and magnetic resonance imaging apparatus |
| US11/392,870 US7227361B2 (en) | 2001-11-22 | 2006-03-30 | RF coil and magnetic resonance imaging apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2001358372A JP3825685B2 (ja) | 2001-11-22 | 2001-11-22 | 高周波コイルを使用した磁気共鳴映像装置 |
Related Child Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2004351669A Division JP4078348B2 (ja) | 2004-12-03 | 2004-12-03 | 磁気共鳴映像装置、及び当該磁気共鳴映像装置に使用される高周波コイル |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2003153878A JP2003153878A (ja) | 2003-05-27 |
| JP3825685B2 true JP3825685B2 (ja) | 2006-09-27 |
Family
ID=19169561
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2001358372A Expired - Lifetime JP3825685B2 (ja) | 2001-11-22 | 2001-11-22 | 高周波コイルを使用した磁気共鳴映像装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (4) | US6930481B2 (ja) |
| JP (1) | JP3825685B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2013516248A (ja) * | 2010-01-05 | 2013-05-13 | ナショナル ヘルス リサーチ インスティテューツ | 磁気共鳴画像システム |
Families Citing this family (46)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4443079B2 (ja) * | 2001-09-13 | 2010-03-31 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング装置用ｒｆ受信コイル |
| JP3825685B2 (ja) * | 2001-11-22 | 2006-09-27 | 株式会社東芝 | 高周波コイルを使用した磁気共鳴映像装置 |
| AU2002951096A0 (en) * | 2002-08-30 | 2002-09-12 | The University Of Queensland | A rotary phased array coil for magnetic resonance imaging |
| US6876199B2 (en) * | 2003-05-30 | 2005-04-05 | General Electric Company | Method and system for accelerated imaging using parallel MRI |
| US6914432B2 (en) * | 2003-06-23 | 2005-07-05 | General Electric Company | Phased array coil assembly and method and system for employing the same |
| WO2005006007A1 (en) * | 2003-06-30 | 2005-01-20 | General Electric Company | Open peripheral vascular coil and method of providing peripheral vascular imaging |
| WO2005012931A1 (en) * | 2003-07-25 | 2005-02-10 | National Research Council Of Canada | Stacked coil array for magnetic resonance experiments |
| US7719276B2 (en) * | 2003-11-19 | 2010-05-18 | General Electric Company | Cervical-thoracic-lumbar spine phased array coil for Magnetic Resonance Imaging |
| US7245127B2 (en) * | 2003-11-19 | 2007-07-17 | General Electric Company | Cervical-thoracic-lumbar spine phased array coil for horizontal field MRI systems |
| US20050124773A1 (en) * | 2003-12-09 | 2005-06-09 | Tang Phan L. | Extrudable fluoroelastomer composition |
| US20060074295A1 (en) * | 2004-10-01 | 2006-04-06 | Nexgen | Combined MR coil technology in medical devices |
| US7394253B2 (en) * | 2004-11-16 | 2008-07-01 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Radio frequency coil assembly and magnetic resonance imaging apparatus |
| JP4891539B2 (ja) * | 2004-11-16 | 2012-03-07 | 株式会社東芝 | 高周波コイルアセンブリ及び磁気共鳴撮像装置 |
| US20070244388A1 (en) * | 2004-12-17 | 2007-10-18 | Ryoji Sato | Position Detection System, Guidance System, Position Detection Method, Medical Device, and Medical Magnetic-Induction and Position-Detection System |
| US7307419B2 (en) * | 2004-12-20 | 2007-12-11 | General Electric Company | Method and system for spatial-spectral excitation by parallel RF transmission |
| CN100539942C (zh) * | 2005-04-25 | 2009-09-16 | 株式会社日立制作所 | 利用磁共振的检查装置及核磁共振信号接收用线圈 |
| US20060255804A1 (en) * | 2005-05-13 | 2006-11-16 | General Electric | Three concentric coil array |
| US7239142B2 (en) * | 2005-06-03 | 2007-07-03 | New York University | Coil arrangement for magnetic resonance imaging apparatus |
| JP5319745B2 (ja) * | 2005-06-14 | 2013-10-16 | 株式会社東芝 | 高周波コイルユニットおよびそれを備えた磁気共鳴撮像装置 |
| JP4939848B2 (ja) * | 2005-06-14 | 2012-05-30 | 株式会社東芝 | 高周波コイルユニットおよびそれを備えた磁気共鳴撮像装置 |
| US7446529B2 (en) * | 2005-07-21 | 2008-11-04 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and radio frequency coil unit |
| JP5288693B2 (ja) * | 2005-07-21 | 2013-09-11 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置および高周波コイルユニット |
| US7449888B1 (en) * | 2005-07-27 | 2008-11-11 | General Electric Company | Method and apparatus for multi-dimensional parallel MR imaging |
| JP4763439B2 (ja) * | 2005-08-08 | 2011-08-31 | オリンパス株式会社 | 医療装置磁気誘導・位置検出システム |
| DE102005039380B4 (de) * | 2005-08-19 | 2009-06-10 | Siemens Ag | Oberflächenspulenanordnung für Magnetresonanztomographen |
| JP4739915B2 (ja) * | 2005-10-31 | 2011-08-03 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Ｒｆコイルアセンブリ |
| US7173427B1 (en) * | 2005-12-23 | 2007-02-06 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
| US7782057B2 (en) * | 2006-06-07 | 2010-08-24 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Array coil and magnetic resonance imaging apparatus |
| JP4854448B2 (ja) * | 2006-09-28 | 2012-01-18 | 株式会社東芝 | Ｍｒｉ装置及びｍｒｉ装置用ｒｆコイルユニット |
| DE102006052217B4 (de) * | 2006-11-06 | 2012-04-26 | Siemens Ag | Magnetresonanzanlage mit Empfangsantenneneinrichtung |
| WO2008116263A1 (en) * | 2007-03-26 | 2008-10-02 | The University Of Queensland | Coil decoupling |
| WO2010045457A2 (en) * | 2008-10-15 | 2010-04-22 | Regents Of The University Of Minnesota | Coil element decoupling for mri |
| JP5641696B2 (ja) * | 2009-01-19 | 2014-12-17 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴装置 |
| US9977100B2 (en) | 2009-03-31 | 2018-05-22 | The University Of Queensland | Coil arrangement for use in a magnetic resonance imaging system |
| JP5566041B2 (ja) * | 2009-03-31 | 2014-08-06 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | コイル装置および磁気共鳴イメージング装置 |
| US8179136B2 (en) * | 2009-04-17 | 2012-05-15 | General Electric Company | Radio frequency (RF) coil array with double asymmetric saddle coil pairs |
| JP5508906B2 (ja) | 2009-04-24 | 2014-06-04 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置およびｒｆコイル |
| US8362776B2 (en) * | 2009-09-30 | 2013-01-29 | General Electric Company | Apparatus for tuning magnetic resonance coil elements and method of making same |
| US8207736B2 (en) * | 2009-09-30 | 2012-06-26 | General Electric Company | Apparatus for feeding a magnetic resonance coil element and method of making same |
| US8441258B2 (en) * | 2009-12-30 | 2013-05-14 | General Electric Company | Quadrature and linear RF coil array for MRI of human spine and torso |
| DE102010023844A1 (de) * | 2010-06-15 | 2011-12-15 | Siemens Aktiengesellschaft | MR HF-Spulen mit modulierbarer Flexibilität |
| US8624597B2 (en) * | 2010-12-27 | 2014-01-07 | General Electric Company | RF coil array for cardiac and thoracic magnetic resonance imaging |
| WO2012152618A1 (en) | 2011-05-06 | 2012-11-15 | Deutsches Krebsforschungszentrum | Antenna assembly for ultra-high field mri |
| WO2014159192A1 (en) * | 2013-03-14 | 2014-10-02 | Hologic, Inc. | Coil systems for magnetic resonance imaging |
| WO2017021765A1 (en) | 2015-08-06 | 2017-02-09 | Synaptive Medical (Barbados) Inc. | Local active gradient shielding |
| CN106546933B (zh) | 2015-09-17 | 2020-11-27 | 上海联影医疗科技股份有限公司 | 一种用于磁共振成像的射频线圈组件 |
Family Cites Families (35)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6373947A (ja) * | 1986-09-18 | 1988-04-04 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメ−ジング方法 |
| US4825162A (en) | 1987-12-07 | 1989-04-25 | General Electric Company | Nuclear magnetic resonance (NMR) imaging with multiple surface coils |
| US4857846A (en) * | 1988-03-31 | 1989-08-15 | The Regents Of The University Of California | Rapid MRI using multiple receivers producing multiply phase-encoded data derived from a single NMR response |
| US5208534A (en) | 1989-08-09 | 1993-05-04 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging system |
| JPH04279149A (ja) | 1991-03-07 | 1992-10-05 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置用プローブ |
| US5621323A (en) * | 1991-11-29 | 1997-04-15 | Magnetic Research, Inc. | Surface coil elements |
| US5256971A (en) * | 1992-05-18 | 1993-10-26 | Medical Advances, Inc. | Multiple loop coil with improved decoupling |
| JP3399981B2 (ja) | 1992-06-30 | 2003-04-28 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US5594337A (en) * | 1993-05-07 | 1997-01-14 | Medical Advances, Inc. | Local coil for magnetic resonance angiography |
| US5370118A (en) * | 1993-12-23 | 1994-12-06 | Medical Advances, Inc. | Opposed loop-pair quadrature NMR coil |
| DE19505062A1 (de) | 1995-02-15 | 1996-10-31 | Siemens Ag | Kopf-Array-Antenne für Magnetresonanz-Tomographie |
| US5664568A (en) * | 1995-08-08 | 1997-09-09 | Picker International, Inc. | Split-top, neck and head vascular array for magnetic resonance imaging |
| US5682098A (en) * | 1996-01-11 | 1997-10-28 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Open quadrature whole volume imaging NMR surface coil array including three figure-8 shaped surface coils |
| US6137291A (en) * | 1996-08-19 | 2000-10-24 | Oregon Health Sciences University | Telescoping coil array for magnetic resonance imaging of extremities |
| JP3497953B2 (ja) | 1996-08-28 | 2004-02-16 | 株式会社日立メディコ | Ｍｒｉ用ボディープローブ及びｍｒｉ装置 |
| US5777474A (en) * | 1996-11-08 | 1998-07-07 | Advanced Imaging Research, Inc. | Radio-frequency coil and method for resonance imaging/analysis |
| US20010045832A1 (en) * | 1997-11-26 | 2001-11-29 | Kenneth W. Belt | Peripheral vascular array |
| JP3727469B2 (ja) * | 1998-05-20 | 2005-12-14 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | 受信信号処理回路およびｍｒｉ装置 |
| US6232648B1 (en) * | 1998-07-27 | 2001-05-15 | Shye-Lin Wu | Extended self-aligned crown-shaped rugged capacitor for high density DRAM cells |
| JP3034851B1 (ja) * | 1998-10-15 | 2000-04-17 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | Ｒｆコイル並びに磁気共鳴撮像方法および装置 |
| DE19854924C2 (de) | 1998-11-27 | 2000-11-02 | Siemens Ag | Antennenarray für Magnetresonanzuntersuchungen |
| JP2000166896A (ja) | 1998-12-10 | 2000-06-20 | Ge Yokogawa Medical Systems Ltd | Ｒｆコイルおよび磁気共鳴撮像装置 |
| US6320383B1 (en) * | 2000-01-18 | 2001-11-20 | Ge Yokogawa Medical Systems, Limited | RF coil, RF magnetic field generating apparatus and magnetic resonance imaging method and apparatus |
| US6591128B1 (en) * | 2000-11-09 | 2003-07-08 | Koninklijke Philips Electronics, N.V. | MRI RF coil systems having detachable, relocatable, and or interchangeable sections and MRI imaging systems and methods employing the same |
| JP3996734B2 (ja) * | 2000-11-20 | 2007-10-24 | 株式会社日立メディコ | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
| WO2002065907A1 (fr) * | 2001-02-23 | 2002-08-29 | Hitachi Medical Corporation | Procede et appareil d'imagerie par resonance magnetique |
| US7091721B2 (en) * | 2001-04-18 | 2006-08-15 | IGC—Medical Advances, Inc. | Phased array local coil for MRI imaging having non-overlapping regions of sensitivity |
| US6498489B1 (en) * | 2001-05-04 | 2002-12-24 | Kamal Vij | Magnetic resonance imaging coil arrays with separable imaging coil elements |
| JP4443079B2 (ja) * | 2001-09-13 | 2010-03-31 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング装置用ｒｆ受信コイル |
| JP3825685B2 (ja) * | 2001-11-22 | 2006-09-27 | 株式会社東芝 | 高周波コイルを使用した磁気共鳴映像装置 |
| US6798202B2 (en) * | 2001-11-23 | 2004-09-28 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Planar radio frequency coil for open magnetic resonance imaging systems |
| JP3455530B1 (ja) * | 2001-12-14 | 2003-10-14 | 株式会社東芝 | Ｍｒ信号受信装置及び磁気共鳴イメージング装置 |
| JP3716802B2 (ja) | 2002-03-06 | 2005-11-16 | Ｊｆｅスチール株式会社 | 金属帯の巻取用緩衝材および金属帯および巻取用緩衝材の製造方法 |
| US6639406B1 (en) * | 2002-05-08 | 2003-10-28 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Method and apparatus for decoupling quadrature phased array coils |
| US7049819B2 (en) * | 2003-01-21 | 2006-05-23 | General Electric Company | Diagonal-arranged quadrature MRI radio frequency array coil system for three dimensional parallel imaging |
-
2001
- 2001-11-22 JP JP2001358372A patent/JP3825685B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
2002
- 2002-09-05 US US10/234,242 patent/US6930481B2/en not_active Expired - Lifetime
-
2005
- 2005-01-14 US US11/034,949 patent/US6998843B2/en not_active Expired - Lifetime
- 2005-07-14 US US11/180,713 patent/US7109713B2/en not_active Expired - Lifetime
-
2006
- 2006-03-30 US US11/392,870 patent/US7227361B2/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2013516248A (ja) * | 2010-01-05 | 2013-05-13 | ナショナル ヘルス リサーチ インスティテューツ | 磁気共鳴画像システム |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US20050264292A1 (en) | 2005-12-01 |
| JP2003153878A (ja) | 2003-05-27 |
| US7227361B2 (en) | 2007-06-05 |
| US7109713B2 (en) | 2006-09-19 |
| US6998843B2 (en) | 2006-02-14 |
| US20060181279A1 (en) | 2006-08-17 |
| US20030094948A1 (en) | 2003-05-22 |
| US20050122113A1 (en) | 2005-06-09 |
| US6930481B2 (en) | 2005-08-16 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3825685B2 (ja) | 高周波コイルを使用した磁気共鳴映像装置 | |
| US7898255B2 (en) | Inspection apparatus using magnetic resonance and nuclear magnetic resonance signal receiver coil | |
| JP4443079B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング装置用ｒｆ受信コイル | |
| US7009396B2 (en) | Method and system for extended volume imaging using MRI with parallel reception | |
| US7830147B2 (en) | RF coil assembly for MRI using differently shaped and/or sized coils | |
| US20100102817A1 (en) | Hybrid birdcage-tem radio frequency (rf) coil for multinuclear mri/mrs | |
| US8981777B2 (en) | Spine coil array | |
| JP4891539B2 (ja) | 高周波コイルアセンブリ及び磁気共鳴撮像装置 | |
| JP2014525334A (ja) | 雑音指数最小化のためのモードスプリッタ／コンバイナとｒｆコイルアレイにおけるパワーの制御 | |
| CN102369452B (zh) | 耦合天线阵列中的噪声匹配 | |
| JP3992934B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置および方法 | |
| JP3111045B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング用ｒｆプローブ | |
| JP4078348B2 (ja) | 磁気共鳴映像装置、及び当該磁気共鳴映像装置に使用される高周波コイル | |
| JP5142704B2 (ja) | 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 | |
| JP5319745B2 (ja) | 高周波コイルユニットおよびそれを備えた磁気共鳴撮像装置 | |
| US8674699B2 (en) | Magnetic resonance tomography local coil | |
| JP4502488B2 (ja) | 磁気共鳴撮影装置 | |
| JP4939848B2 (ja) | 高周波コイルユニットおよびそれを備えた磁気共鳴撮像装置 | |
| US20120081118A1 (en) | Skewed radio frequency coil arrays for magnetic resonance imaging | |
| JP4786128B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| Li et al. | Multiple‐acquisition parallel imaging combined with a transceive array for the amelioration of high‐field RF distortion: a modeling study | |
| JP4414147B2 (ja) | Ｒｆコイルおよびそれを用いた磁気共鳴撮影装置 | |
| JP3507543B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20041122 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20051024 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20051108 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20060110 |
|
| A871 | Explanation of circumstances concerning accelerated examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A871 Effective date: 20060613 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A975 | Report on accelerated examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971005 Effective date: 20060623 |
|
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20060627 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20060630 |
|
| R151 | Written notification of patent or utility model registration |
Ref document number: 3825685 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R151 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100707 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100707 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110707 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120707 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130707 Year of fee payment: 7 |
|
| 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: R313111 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313117 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313114 |
|
| 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 |
|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |