JP4414147B2 - Ｒｆコイルおよびそれを用いた磁気共鳴撮影装置 - Google Patents
Ｒｆコイルおよびそれを用いた磁気共鳴撮影装置 Download PDFInfo
- Publication number
- JP4414147B2 JP4414147B2 JP2003063526A JP2003063526A JP4414147B2 JP 4414147 B2 JP4414147 B2 JP 4414147B2 JP 2003063526 A JP2003063526 A JP 2003063526A JP 2003063526 A JP2003063526 A JP 2003063526A JP 4414147 B2 JP4414147 B2 JP 4414147B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- coil
- coils
- magnetic field
- static magnetic
- solenoid
- 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 - Fee Related
Links
Images
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、RF（Radio Frequency）信号（磁気共鳴信号）を受信するRFコイル、および、このRFコイルを用いた磁気共鳴撮影装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴撮影（Magnetic Resonance Imaging：MRI）装置は、静磁場空間内に収容した被検者（被検体）の被検部位を、磁気共鳴を利用して撮影する装置である。
MRI装置は、発生する静磁場の方向によって縦磁場型と横磁場型とに大別される。縦磁場と横磁場を区別する場合に、被検体の頭部と脚部とを結ぶ上下方向、被検体の前後方向、左右方向によって３次元空間を表わす。仰向けになった被検体の前後方向に沿って静磁場が形成される装置が縦磁場型であり、上下方向に沿って静磁場が形成される装置が横磁場型である。
【０００３】
ところで、磁気共鳴撮影において、SN（Signal to Noise）比の高い画像を得るためには、表面コイル、または、表面コイルを複数枚並べたフェーズドアレイコイルと呼ばれる、受信用のRF（Radio Frequency）コイルが用いられる。受信用のRFコイルは、静磁場内において回転磁場を印加された被検部位から発生するRF帯の磁気共鳴信号を受信するためのコイルである。
【０００４】
従来、縦磁場型のMRI装置においては、主として、上下方向を中心として被検体を取り囲むソレノイドコイルを利用したフェーズドアレイコイルを用いていた（たとえば、特許文献１参照。）。ソレノイドコイルを用いることによって、被検体の中心部におけるRF信号を高感度に受信することができる。
【０００５】
【特許文献１】
特開２０００−２４１５１９号公報
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、ソレノイドコイルは、コイル面が静磁場の方向に直交する状態ではRF信号を検出することができない。このため、ソレノイドコイルの配置方向には制限が存在する。
ソレノイドコイルを配置できない方向が存在するため、縦磁場型のMRI装置に用いられる従来のソレノイドコイルを用いたRFコイルでは、たとえばSENSE（Sensitivity Encoding）法のような、１組の表面コイルの感度差を利用して撮影時間を短縮する高速撮影法を用いることができない方向が存在した。
また、上記のSENSE法を用いると結果的に画像のSN比が低下するため、撮影に用いるRFコイルにはある程度高いSN比が必要である。
上記のようなソレノイドコイルを上下方向に並べた縦磁場用のRFコイルでは、被検体の前後方向および左右方向において表面コイルの感度差を得ることができなかった。このため、上記SENSE法のような高速撮影法を前後および左右方向において適用することは実質的に不可能であった。
【０００７】
本発明の目的は、縦磁場内の被検体の前後および左右方向において所定の感度差およびSN比を確保したRFコイル、および、このRFコイルを用いた磁気共鳴撮影装置を提供することにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
本発明に係るRFコイルは、静磁場内に配置されるRFコイルであって、前記静磁場の方向に直交する方向のRF信号を互いに異なる感度で受信し、前記静磁場の方向に沿って配置された複数のコイルからなる第１のコイルアレイと、前記静磁場の方向に直交する方向のRF信号を互いに異なる感度で受信し、前記静磁場の方向に直交する方向に沿って配置された複数のコイルからなる第２のコイルアレイとを有する。
【０００９】
また、本発明に係る磁気共鳴撮影装置は、被検体の体軸方向に直交する静磁場内において、前記被検体の被検部位への回転磁場および勾配磁場の印加によって前記被検部位から発生するRF信号を受信し、当該RF信号に基づいて前記被検部位の画像を生成する磁気共鳴撮影装置であって、前記静磁場内において前記被検部位からのRF信号を受信するRFコイルを有し、当該RFコイルは、前記静磁場の方向に直交する方向のRF信号を互いに異なる感度で受信し、前記静磁場の方向に沿って配置された複数のコイルからなる第１のコイルアレイと、前記静磁場の方向に直交する方向のRF信号を互いに異なる感度で受信し、前記静磁場の方向に直交する方向に沿って配置された複数のコイルからなる第２のコイルアレイとを有する。
【００１０】
本発明においては、静磁場内に配置されたRFコイルが、被検部位から発生したRF信号のうち、静磁場の方向に直交する方向のRF信号を受信する。RFコイルの第１および第２のコイルアレイは、それぞれ複数のコイルを用いて構成される。第１のコイルアレイの複数のコイルは静磁場の方向に沿って配置され、静磁場の方向に直交する方向のRF信号を互いに異なる感度で受信する。第２のコイルアレイの複数のコイルは静磁場の方向に直交する方向に沿って配置され、静磁場の方向に直交する方向のRF信号を互いに異なる感度で受信する。
【００１１】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態について、添付図面を参照しながら述べる。
【００１２】
第１実施形態
図１は本発明の第１実施形態に係るRFコイルを示す図であり、図２はこのコイルを用いたMRI装置の概略構成図である。
図１において、（a）は第１実施形態に係るRFコイル９、および、このRFコイル９に接続されるレシーバー７と画像処理部２７３とを示している。図１（a）において、RFコイル９のみを斜視図として表わしている。
また、図１（b）は、図１（a）に示すRFコイル９の図中の矢印VI方向から見た模式的な側面図である。
なお、以下では、RFコイル９として、頭部のMR撮影に用いる頭部用の受信コイルを例に挙げて述べる。
【００１３】
図１に示すRFコイル９は、第１〜第４のコイル１〜４と、コイルベース５とを有している。
コイルベース５は、コイル１〜４を貼り付ける土台となる部材であり、たとえば、中空の円筒形に形成される。コイルベース５の材料には、たとえば、アクリル樹脂等の樹脂材料を用いる。
中空のコイルベース５の内部空間SPに、被検体の頭部が収容される。
【００１４】
コイル１〜４は、導線を正方形、矩形等の方形に形成したコイルである。たとえば、コイルベース５の外側に、コイルベース５の表面の曲面に沿ってコイル１〜４が貼り付けられる。コイル１〜４は、コイルベース５の表面に直接貼り付けてもよいし、スポンジ等の緩衝材を介して貼り付けてもよい。
【００１５】
図１（a），（b）に示すように、コイル１とコイル２とは、相互インダクタンスがほぼ０となるように互いに一部が重なり合って配置されている。また、コイル３およびコイル４も、相互インダクタンスがほぼ０となるように互いに一部が重なり合って配置されている。
さらに、コイル１とコイル３とが対向し、コイル２とコイル４とが対向するように各コイル１〜４が配置される。
【００１６】
RFコイル９は、後述するMRI装置本体が発生する静磁場空間内に配置されて使用される。その際に、RFコイル９は、コイル１，２、およびコイル３，４がそれぞれ図１中の矢印で示す静磁場B0の方向に並ぶように配置される。このとき、コイル１，３、およびコイル２，４は、それぞれ静磁場B0に直交する方向に並ぶ。
【００１７】
被検体の頭側を上側（S側）、脚側を下側（I側）、顔面側を前側（A側）、後頭部側を後ろ側（P側）、右手側を右側（R側）、左手側を左側（L側）とする。
縦磁場型のMRI装置においては、仰向けの被検体のAP方向が静磁場B0の方向に一致する。
また、このときのRFコイル９と被検体の各方向との関係が、図１（a），（b）における矢印S，I，A，P，R，Lによって示されている。
【００１８】
なお、各コイル１〜４は、静磁場B0に対して可能な限りカップリングしないように配置する。そのために、たとえば図１（b）に示すように、静磁場B0の方向への各コイル１〜４のコイル面の投影面積SBを小さくして、コイル面が静磁場B0の方向に可能な限り沿うような形状に各コイル１〜４を形成する。
ただし、AP方向に沿って配置されるコイル１とコイル２との間、および、コイル３とコイル４との間においてRF信号の受信感度差を確保するために、投影面積SBはある程度存在するようにする。
【００１９】
以上のように配置される各コイル１〜４は、それぞれのコイル面が静磁場B0の方向に沿った成分を有するため、被検部位から放射されるRF信号のうち、画像生成に利用可能な、静磁場B0の方向に直交する方向に沿ったRF信号を受信することができる。
ここで、コイル１，２、およびコイル３，４をそれぞれ１つのペアとして考える。このとき、各ペアのコイルは投影面積SBを有する状態で静磁場B0の方向に沿って配置されているため、各ペアのコイルには静磁場B0の方向において感度差が生じる。このように、静磁場B0の方向において互いに異なる感度でRF信号を受信するコイル１，２のペア、およびコイル３，４のペアのそれぞれが、本発明における第１のコイルアレイの一実施態様である。
好適には、第１のコイルアレイの各コイルは、RL方向に関して感度差が対称となるように配置する。
【００２０】
また、コイル１，３、およびコイル２，４をそれぞれ１つのペアとして考える。各ペアのコイルは静磁場B0に直交する方向に沿って配置されているため、各ペアのコイルには静磁場B0に直交する方向において感度差が生じる。このように、コイル１，３、およびコイル２，４をそれぞれ１つのペアとして考えると、各ペアが本発明における第２のコイルアレイの一実施態様に相当する。上記各ペアのそれぞれのコイルは、静磁場B0に直交する方向において、互いに異なる感度で被検部位からのRF信号を受信する。
好適には、第２のコイルアレイの各コイルは、AP方向に関して感度差が対称となるように配置する。
【００２１】
上記構成のRFコイル９は、レシーバー７に接続される。レシーバー７は、各コイル１〜４が受信したRF信号を、画像処理等の処理が可能な信号にするためのものである。レシーバー７は、たとえば、後述するMRI装置本体に収容される。
本実施形態においては、レシーバー７は、４つのコイル１〜４に対応した４つのレシーバーチャンネル７＿１〜７＿４を有する。各レシーバーチャンネル７＿１〜７＿４において、各コイル１〜４が受信したRF信号がそれぞれ独立して処理される。
【００２２】
レシーバー７によって処理された後のRF信号のデータは、被検部位の画像生成のために、画像処理部２７３に送信される。画像処理部２７３は、たとえば、後述する操作装置２８０に収容される。
画像処理部２７３は、４つのコイル１〜４およびレシーバーチャンネル７＿１〜７＿４のそれぞれに対応した４つの画像処理プロセッサGP１〜GP４と、フェーズドアレイ合成部PAHとを有する。
【００２３】
各画像処理プロセッサGP１〜GP４は、各レシーバーチャンネル７＿１〜７＿４からの信号をそれぞれ独立に処理し、画像表示のための画像データを生成する。
各画像処理プロセッサGP１〜GP４からの４系統の画像データが、フェーズドアレイ合成部PAHに送信される。
【００２４】
フェーズドアレイ合成部PAHは、たとえば、画像処理プロセッサGP１〜GP４とは独立した画像処理プロセッサ等のハードウェアと、このハードウェアのドライバ等のソフトウェアとによって実現される。
フェーズドアレイ合成部PAHは、各画像処理プロセッサGP１〜GP４からの画像データを合成して１つの画像にする。
以上の処理により、４つのコイル１〜４からなるコイルアレイ９から、各コイルが受信したRF信号を利用して生成した１つの画像が得られる。
【００２５】
次に、図２を参照して、本実施形態に係るMRI装置の概略について述べる。
図２に示すように、本実施形態に係るMRI装置１００は、MRI装置本体１１０と、操作装置２８０とを有する。
また、MRI装置本体１１０は、磁場システム１４０と、前述のレシーバー７と、RFコイル駆動部２７１と、勾配コイル駆動部２７２と、制御部２７４とを有する。
【００２６】
さらに、磁場システム１４０は、マグネット部２６０a，２６０bと、勾配コイル部２６１a，２６１bと、RFコイル部２６３a，２６３bとを有する。
磁場システム１４０において縦方向に設置されたマグネット部２６０aおよびマグネット部２６０bの一方から他方に向かって、静磁場B0が形成される。静磁場B0を形成するためのマグネット部２６０a，２６０bには、永久磁石、超伝導磁石、および常伝導磁石などの磁場発生用磁石を用いることができる。
【００２７】
マグネット部２６０a，２６０bの対向面側に、互いに対向する勾配コイルのペアを３系統有する勾配コイル部２６１a，２６１bが配置される。勾配コイル部２６１a，２６１bの勾配コイルの対向面側に、RFコイル部２６３a，２６３bがさらに配置される。図２においては、磁場システム１４０が縦磁場を形成することを示すために、図中上下に分割したRFコイル部２６３a，２６３bを示したが、RFコイル部は複数に分割されているとは限らない。
【００２８】
被検体９９は、たとえば図２に示すように、対向するRFコイル部２６３a，２６３bの間に配置される。RFコイル部２６３a，２６３bの間には、マグネット部２６０a，２６０bによって静磁場B0が形成され、この静磁場空間内に、クレードル２４３によって被検体９９が搬入される。被検体９９は、クレードル２４３上に仰向けに載置される。したがって、静磁場B0の方向は、被検体９９の頭部から脚部に向かう体軸方向（SI方向）に直交し、AP方向に一致する。
なお、静磁場B0の方向をZ方向に規定し、被検体９９の体軸方向をY方向に規定する。
【００２９】
たとえば、被検体９９の頭部を被検部位として撮影する場合には、静磁場空間内において最も均一な静磁場B0が形成されている位置に頭部が位置決めされる。コイルベース５の内部空間SPに頭部が収容されるようにして、前述のRFコイル９が頭部にかぶせられる。
【００３０】
RFコイル部２６３a，２６３bは、被検部位のプロトンのスピンを励起するためのRF帯の回転磁場を被検部位に送信する。
回転磁場の送信を停止した際には、被検部位のプロトンのスピンに起因して、共鳴周波数を有するRF信号が被検部位から再放射される。前述のように、RFコイル９が被検部位からのこのRF信号を受信する。静磁場B0の方向に沿った方向においては静磁場B0によってRF信号が隠されるため、静磁場B0の方向に直交する方向のRF信号がRFコイル９によって受信されて画像生成に利用される。RFコイル９が受信するRF信号を、磁気共鳴信号と呼ぶ。
RFコイル部２６３a，２６３bのRFコイルとRFコイル９とは、RF帯の信号を送信または受信するためにどちらもRFコイルと呼ばれる。本実施形態においては、RFコイル部２６３a，２６３bのRFコイルが送信専用のRFコイルであり、RFコイル９が受信専用のRFコイルである。
【００３１】
勾配コイル部２６１a，２６１bは、RFコイル９が受信する磁気共鳴信号に３次元の位置情報を持たせるために、対向配置される勾配磁場コイルを３系統有する。勾配コイル部２６１a，２６１bは、これらの勾配磁場コイルを用いて、マグネット部２６０a，２６０bが形成した静磁界の強度に勾配を付ける勾配磁場を発生させる。なお、勾配コイル部２６１a，２６１bは、位相エンコーディング方向、周波数エンコーディング方向、およびスライス方向の３つの方向によって３次元空間の所定の位置を規定する。
【００３２】
RFコイル駆動部２７１は、RFコイル部２６３a，２６３bに接続される。RFコイル駆動部２７１は、RFコイル部２６３a，２６３bに回転磁場励起信号を与えることによって静磁場空間内に回転磁場を発生させ、被検体９９の被検部位のスピンを励起する。
【００３３】
勾配コイル駆動部２７２は、勾配コイル部２６１a，２６１bに接続される。勾配コイル駆動部２７２は、勾配コイル部２６１a，２６１bに勾配磁場励起信号を与えることによって静磁場空間内に勾配磁場を発生させる。勾配コイル駆動部２７２は、勾配コイル部２６１a，２６１bの３系統の勾配コイルに対応して、図示しない３系統の駆動回路を有する。
【００３４】
レシーバー７は、前述のようにRFコイル９に接続される。レシーバー７は、RFコイル９が受信したRF信号を、画像処理部２７３が処理可能な信号に変換して画像処理部２７３に送信する。
【００３５】
制御部２７４は、操作装置２８０からの指令信号を受けて、所望のデータが得られるようにRFコイル駆動部２７１、勾配コイル駆動部２７２、およびレシーバー７を制御する。
【００３６】
操作装置２８０は、たとえば、MRI装置本体１１０とは離れた場所に設置され、操作装置２８０を介してMRI装置１００が操作される。操作装置２８０は、たとえば、前述の画像処理部２７３と、図示しない操作部および表示部とを備える。
操作部を介して、オペレータの操作指令が画像処理部２７３および制御部２７４に送信される。画像処理部２７３は、オペレータからの指令に基づいてレシーバー７からのデータを画像処理し、磁気共鳴画像を得る。表示部は、得られた磁気共鳴画像やMRI装置１００の操作のための操作画面を表示する。
【００３７】
本実施形態においては、RFコイル９の各コイル１〜４が、静磁場B0の方向および静磁場B0に直交する方向の両方においてRFコイル９が感度差を有するように配置されている。このようなコイル１〜４は、静磁場B0の方向に直交する方向のRF信号を受信する。
また、被検部位を取り囲む各コイル１〜４が受信したRF信号に基づく磁気共鳴画像をフェーズドアレイ合成して１つの磁気共鳴画像を生成する。このため、被検部位の表面のほぼ全体にわたってある程度のSN比を確保してRF信号を受信することができる。
以上により、静磁場B0が被検体９９のAP方向に沿って形成される縦磁場型のMRI装置１００を用いた場合に、被検体９９のAP方向およびRL方向の両方向において、SENSE法等の１組の表面コイルの感度差を利用して撮影時間を短縮する高速撮影法を適用することが可能になる。
【００３８】
また、本実施形態においては、被検体９９の体軸であるY方向に関して感度差が対称になるように各コイル１〜４を配置している。このため、感度差を利用した高速撮影法の適用に際して好都合である。
さらに、導線を方形に形成した４つのコイルによってRFコイル９を形成することができ、RFコイル９の構造および製造が簡単である。
【００３９】
第２実施形態
磁気共鳴撮影においては、受信用RFコイルのSN比は高いほど好ましい。
以下では、受信用RFコイルのSN比を向上させた、本発明の第２実施形態について述べる。
【００４０】
図３は本発明の第２実施形態に係る受信用のRFコイルを示す図である。図３（a）が第２実施形態に係るRFコイル１０、および、このRFコイル１０に接続されるレシーバー７と画像処理部２７３とを示している。また、図３（b）が図３（a）に示すRFコイル１０の図中の矢印VI方向から見た模式的な側面図であり、図３（c）が図３（b）における矢印Z方向から見たRFコイル１０の上面図である。
なお、図３（a）において、RFコイル１０のみを斜視図として表わしている。
【００４１】
本実施形態に係るRFコイル１０は、第１実施形態に係るRFコイル９に加えて、ソレノイドコイル１５を有している。RFコイル１０のその他の構成および機能はRFコイル９と同じであるため、同一構成要素には同一符号を付し、詳細な記述は省略する。
また、本実施形態に係るMRI装置は、RFコイル９の代わりにRFコイル１０を用いる点のみが第１実施形態に係るMRI装置１００と異なっている。したがって、第２実施形態に係るMRI装置に関する詳細な記載は省略する。
【００４２】
ソレノイドコイル１５は、導線によって被検部位を巻回して形成したコイルである。本実施形態においては、たとえば、RFコイル１０の受信感度領域の外側を１回巻回するようなリング状にソレノイドコイル１５を形成する。なお、本実施形態においては、コイル１〜４が貼着されるコイルベース５の内部空間SPが、コイル１〜４によって形成される感度領域になる。
【００４３】
このとき、各コイル１〜４に電磁気的にカップリングするようにソレノイドコイル１５を配置する。電磁気的にカップリングした状態とは、ソレノイドコイル１５とコイル１〜４のぞれぞれとが相互インダクタンスを有し、かつ、ソレノイドコイル１５が受信したRF信号とコイル１〜４が受信したRF信号とを物理的な手段によって合成しない状態を指す。
【００４４】
ソレノイドコイル１５とコイル１〜４とを電磁気的にカップリングさせるためには、たとえば、図３に示すように、コイルベース５に貼着したコイル１〜４の外側を、コイルベース５の外周形状に沿ってソレノイドコイル１５が巻回するようにすればよい。ただし、円筒状のコイルベース５に貼着したコイル１〜４に対して、軸方向に沿った中心にソレノイドコイル１５が位置すると相互インダクタンスがほぼ０となる。このため、コイルベース５に貼着したコイル１〜４の軸方向の中心以外の位置にソレノイドコイル１５を配置する。
ソレノイドコイル１５は、スポンジ等の緩衝材を介して、コイル１〜４の外側に貼着する。
また、図３（a）に示すように、ソレノイドコイル１５はレシーバー７には接続しない。
【００４５】
磁気共鳴撮影において、RFコイル１０は、静磁場B0の方向および被検体９９のSI方向、AP方向、およびRL方向に対して、図３に示すように第１実施形態に係るRFコイル９と同様の位置関係で配置される。
このとき、ソレノイドコイル１５は、静磁場B0に沿った面内において、被検部位である頭部を取り囲む。このため、ソレノイドコイル１５は、コイル１〜４よりも高いSN比でRFコイル１０の感度領域の中心部のRF信号を受信する。
【００４６】
各コイル１〜４は、ソレノイドコイル１５が検出した磁界の強度変化を、ソレノイドコイル１５との電磁気的なカップリングを介して入手する。言い換えると、ソレノイドコイル１５と各コイル１〜４とが電磁気的にカップリングしているために、各コイル１〜４が検出する磁界の強度変化は、ソレノイドコイル１５が検出する磁界の強度変化の情報を含んだものになる。
その結果、レシーバー７の各レシーバーチャンネル７＿１〜７＿４が各コイル１〜４から入手する信号は、感度領域の中心部の情報を第１実施形態の場合よりも高いSN比で含んだものになる。
【００４７】
以上の構成により、第２実施形態においては、第１実施形態よりも高いSN比の磁気共鳴画像を得ることができる。
図４は、第２実施形態に係るRFコイル１０を用いて、コイルベース５の内部空間SP内に収容した球形のファントムを撮影した場合の画像である。
撮影時には、RFコイル１０と静磁場B0とが図３に示す位置関係になるように、縦方向の静磁場B0内にRFコイル１０を配置した。そして、図４に示すように、図３中のSI方向に直交する方向において、ファントムの断面を撮影した。
また、比較のために、電磁気的なカップリングを利用しない従来の縦磁場型の受信用RFコイルを用い、他は図４の場合と同条件にして撮影した画像を図８に示す。
図４および図８において、略円形に示されている部分がファントムの断面であり、良好な信号が受信されてファントムの断面が撮影されている部分が白く表示されている。
【００４８】
図４と図８とを比較して明らかなように、本実施形態に係るRFコイル１０を用いた画像の方が、白い部分が多く、従来よりも高いSN比の画像が得られていることが分かる。
特に、SN比を確保することが困難な、感度領域の中心部付近まで、ある程度のSN比を確保できていることが分かる。
【００４９】
以上のように、本実施形態においては、ソレノイドコイル１５とコイル１〜４とが相互インダクタンスを持って電磁気的にカップリングしている。このため、各コイル１〜４は、ソレノイドコイル１５のコイル面の中心部の情報を入手することができる。その結果、RFコイル１０の感度領域におけるSN比が全体的に向上する。
また、コイル１〜４にソレノイドコイル１５を電磁気的にカップリングさせるだけでRFコイル１０のSN比が向上するため、RFコイル１０の構造および製造が簡単である。
【００５０】
第３実施形態
図５は、本発明の第３実施形態に係る受信用RFコイルを示す図である。図５（a）が第３実施形態に係るRFコイル１１、および、このRFコイル１１に接続されるレシーバー７と画像処理部２７３とを示している。また、図５（b）が、このRFコイル１１が配置される静磁場B0の方向から見たRFコイル１１の上面図を示している。
【００５１】
図５に示すように、第３実施形態に係るRFコイル１１は、第２実施形態において述べたソレノイドコイル１５を２つ有している。RFコイル１１のそれ以外の点はRFコイル１０と同じであるため、同一構成要素には同一符号を付し、詳細な記述は省略する。
また、第３実施形態に係るMRI装置についても、RFコイル１１を用いること以外は第１および第２実施形態に係るMRI装置と同じであるため、詳細は省略する。
【００５２】
本実施形態に係るRFコイル１１においては、第２実施形態に係るRFコイル１０と同様に、コイルベース５に貼着されて筒状に配置されたコイル１〜４の外周に沿って巻回するように、２つのソレノイドコイル１５が配置されている。これら２つのソレノイドコイル１５はそれぞれ独立したコイルであり、たとえば、それぞれコイル１〜４を１回巻回するリング状に形成する。
ただし、好適には、２つのソレノイドコイル１５は、静磁場B0の方向を回転軸として互いにある程度ずれるように配置される。このとき、静磁場B0の方向から見ると、２つのソレノイドコイル１５は図５（b）に示すようにSI方向に対してX字状になる。
２つのソレノイドコイル１５の間、および、ソレノイドコイル１５とコイル１〜４の間には、たとえば、図示しないスポンジ等の緩衝材を配置する。
また、図５（a）に示すように、２つのソレノイドコイル１５はいずれもレシーバー７には接続しない。
【００５３】
２つのソレノイドコイル１５をずらして配置することにより、２つのソレノイドコイル１５は互いに電磁気的にカップリングする。
また、各コイル１〜４は、２つのソレノイドコイル１５の両方に電磁気的にカップリングする。
各コイル１〜４は、電磁気的なカップリングを介して、２つのソレノイドコイル１５が受信したRF信号の情報を両方入手する。
各コイル１〜４が受信したRF信号に基づいて画像を生成する構成は、第１および第２実施形態と同じである。
【００５４】
本実施形態においては、複数のソレノイドコイル１５がコイル１〜４に電磁気的にカップリングしている。このため、各コイル１〜４が入手することのできる感度領域の中心部のRF信号の情報は、第２実施形態の場合よりも多くなる。したがって、感度領域の中心部のSN比が向上した画像を得ることができる。また、RFコイル１１の全体的なSN比が、第２実施形態の場合よりも向上する。
【００５５】
第４実施形態
以下では、第２および第３実施形態とは異なる構成でコイル１〜４の感度領域の中心部の感度およびSN比を向上させる形態について述べる。
図６は、本発明の第４実施形態に係る受信用RFコイルを示す図である。図６（a）が、第４実施形態に係るRFコイル１７の斜視図と、このRFコイル１７に接続されるQD合成回路１９＿１〜１９＿４と、レシーバーのチャンネル７＿１〜７＿４と、画像処理部２７３とを示している。また、図６（b）が、このRFコイル１７が配置される静磁場B0の方向から見たRFコイル１７の上面図を利用して、RFコイル１７とQD合成回路１９＿１〜１９＿４との接続関係を示した図である。
【００５６】
図６に示すRFコイル１７は、４つのコイル１〜４に対応した４つのソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４と、QD（Quadrature）合成回路１９＿１〜１９＿４とを有している点が、これまでの実施形態に係るコイルとは異なっている。第４実施形態に係るコイルおよびMRI装置のその他の点はこれまでの実施形態と同じであるため、詳細な記述は省略する。
【００５７】
RFコイル１７は、これまでの実施形態に係るコイルと同様に、縦方向の静磁場B0中に配置される。図６に、静磁場B0中に配置されたRFコイル１７と被検体９９のSI方向、AP方向、およびRL方向との関係を示す。
ソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４は、SI方向を中心としてコイルベース５に貼着されたコイル１〜４の外側を巻回するように配置される。４つのソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４はそれぞれ独立しており、たとえば、それぞれコイル１〜４を１回巻回する１ターンのリング状に形成する。
【００５８】
第３実施形態に係るRFコイル１１とは異なり、RFコイル１７の各ソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４は、互いに電磁気的にカップリングせず、かつ、コイル１〜４にもカップリングしないように配置する。これは、RFコイル１７によって得られる信号へのノイズの混入を抑制するためである。そのために、リング状のソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４を、図６（b）に示すようにコイル１〜４のSI方向の中心付近においてSI方向に沿って互いにほぼ平行に配置する。
【００５９】
本実施形態においては、上記のように配置したソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４とコイル１〜４とによって、クアドラチャ（Quadrature）コイルを構成する。
クアドラチャコイルとは、２つの軸に沿った磁場の変化を検出することが可能な受信用RFコイルのことである。
クアドラチャコイルを構成するために、ソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４とコイル１〜４とを１つずつ用いて、４つのペアを構成する。
たとえば、ソレノイドコイル１５＿１およびコイル１をQD合成回路１９＿１に接続する。ソレノイドコイル１５＿２およびコイル２をQD合成回路１９＿２に接続する。ソレノイドコイル１５＿３およびコイル３をQD合成回路１９＿３に接続する。ソレノイドコイル１５＿４およびコイル４をQD合成回路１９＿４に接続する。
ただし、図６（b）においてはRFコイル１７の上面図を示しているため、上側のコイル１，３しか描かれていない。したがって、図６（b）においては、下側のコイル２，４がQD合成回路１９＿２，１９＿４にそれぞれ接続されていることを模式的に描いている。
【００６０】
ソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４の各コイル面に対する法線と、コイル１〜４の各コイル面に対する法線とは直交している。このため、上記のようにソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４とコイル１〜４とをペアにしてQD合成回路１９＿１〜１９＿４に接続することによって、各ペアがそれぞれクアドラチャコイルとなる。
なお、本実施形態においては、ソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４のコイル面の法線方向、および、各コイル１〜４のコイル面の法線方向が、クアドラチャコイルの感度方向を示す２つの軸になる。
【００６１】
ソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４とコイル１〜４とからなる各ペアに接続されるQD合成回路１９＿１〜１９＿４はそれぞれ、接続されているソレノイドコイルおよびコイルからの信号を合成する。
各QD合成回路１９＿１〜１９＿４によって合成された信号が、レシーバーチャンネル７＿１〜７＿４にそれぞれ出力される。
【００６２】
各レシーバーチャンネル７＿１〜７＿４からの出力信号は、画像処理部２７３の各画像処理プロセッサGP１〜GP４に送信されてそれぞれ独立に画像処理される。
各画像処理プロセッサGP１〜GP４によって得られた画像データは、フェーズドアレイ合成部PAHによって合成される。その結果、１つの磁気共鳴画像が生成される。
以上のように、本実施形態においては、ソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４およびコイル１〜４の各ペアによって構成されるクアドラチャコイルをそれぞれ１つのコイルとみなし、４つのクアドラチャコイルが受信したRF信号を用いてフェーズドアレイ合成を行なっている。
【００６３】
本実施形態においては、ソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４からの信号とコイル１〜４の信号とを、QD合成回路１９＿１〜１９＿４のような物理的な手段によって合成し、クアドラチャコイルを構成している。このため、RFコイル１７のSN比は、コイル１〜４のみのRFコイル９のSN比の最大約１．４倍になる。
また、コイル１〜４を、縦磁場中の被検体９９のAP方向およびRL方向において、RF信号を受信可能なペアを形成するように配置している。このため、RFコイル１７に含まれる４つのクアドラチャコイルは、AP方向およびRL方向において互いに感度差を有する。
以上のように、クアドラチャコイルを構成することによってある程度高いSN比を確保し、かつ、各クアドラチャコイルが感度差を持つことによって、縦方向の静磁場B0内に配置された被検体９９のAP方向およびRL方向において、SENSE法等の高速撮影法を適用することが可能になる。
【００６４】
以下では、本実施形態に係るRFコイル１７を用いてSENSE法を適用した磁気共鳴撮影について述べる。ただし、SENSE法は公知であり、たとえばK.P.Pruessmann, M.Weiger, M.B.Scheidegger, P.Boesiger, Magn.Reson.Med, 42, 952, 1999等の文献に処理内容が詳細に開示されているため、以下では簡潔に述べる。
SENSE法はパラレルイメージング法とも呼ばれ、複数の受信用コイルを用いて位相エンコーディング方向においてエンコードステップを間引くことにより高速に撮影し、この撮影によって得られる画像に含まれる折り返し偽像（アーチファクト）を、撮影に用いた複数の受信用コイルの感度分布を利用することにより補正し、正しい画像を得る撮影方法である。
【００６５】
１）SENSE法を適用した撮影においては、まず、最終的に得たい撮影視野（Field of View：FOV）の大きさを決める。このとき定めた大きさのFOVを、Full FOVと呼ぶ。本実施形態においては、図６におけるAP方向に直交する断面、または、RL方向に直交する断面においてFOVを決める。
２）Full FOVを対象として、RFコイル１７を用いてレファレンススキャンを行ない、４つのクアドラチャコイルの感度分布を得るための画像を入手する。
前述のように、ペアにした各ソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４および各コイル１〜４からの信号をQD合成回路１９＿１〜１９＿４を用いてそれぞれ合成して撮影することによって、４つのクアドラチャコイルの感度分布を得ることができる。
【００６６】
３）レファレンススキャンの終了後に、位相エンコーディング方向においてエンコードステップを間引いて、１）のステップの断面と同じ断面において撮影する。
この撮影において得られる画像のFOVは、エンコードステップを間引くことに起因して、位相エンコーディング方向に小さくなっている。このFOVを、Small FOVと呼ぶ。
Small FOVの画像は、２）のステップと同様に各ソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４と各コイル１〜４とのペアによるクアドラチャコイルを用いてRF信号を受信し、各クアドラチャコイルによって得られる画像をフェーズドアレイ合成することによって得られる。
このようにして得られたSmall FOVの画像には、エンコードステップを間引くことに起因する折り返しアーチファクトが存在する。
【００６７】
４）Small FOVの画像、および、２）のステップにおいて得られた各クアドラチャコイルの感度分布から、折り返しアーチファクトの無いFull FOVの画像を得る。
Small FOVの画像のデータ、および、各クアドラチャコイルの感度分布のデータを利用して所定の連立方程式を解くことにより、折り返しアーチファクトの無いFull FOVの画像のデータを得ることができる。この計算には、たとえば、操作装置２８０内の図示しない演算部を用いる。
【００６８】
本実施形態においては、各コイル１〜４がAP方向およびRL方向において感度差を有することにより、AP方向およびRL方向のパラレルイメージングが可能になる。
また、クアドラチャコイルを構成することにより、上述の３）のステップにおいて位相エンコードステップを間引いても、実用的な画像が得られるSN比を確保することができる。
なお、以上のパラレルイメージングの手順は、クアドラチャコイルではなく各コイル１〜４の感度分布を用いることを除いては、第１〜第３実施形態においても同じである。
【００６９】
なお、本発明は上述の実施形態に限定されず、特許請求の範囲内において種々の変更が可能である。
たとえば、各コイルアレイのコイルの数は、２個以上であれば任意である。また、各コイルの形状は、静磁場B0に直交する方向のRF信号の受信が可能であれば、方形に限らず、他の多角形状や、サドル状であってもよい。
さらに、コイルベース５よりも大きく、断面楕円状のコイルベース５０を用いて、図７に示すように、AP方向およびRL方向において感度差を有する縦磁場用のボディコイルBCを構成することができる。図７において、（a）は胴体撮影用のボディコイルBCのコイル１〜４の斜視図であり、（b）はその側面図である。
ボディコイルではなく、コイル１〜４を小さくすることによって、膝や手首用のコイルを構成することもできる。
また、本発明に係る受信用のRFコイルは、SENSE法等のパラレルイメージング法に限らず、各種の撮影手法に用いることができる。
【００７０】
【発明の効果】
以上のように、本発明によれば、縦磁場内の被検体の前後および左右方向において所定の感度差およびSN比を確保したRFコイル、および、このRFコイルを用いた磁気共鳴撮影装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１実施形態に係るRFコイルを示す図である。
【図２】本発明に係るRFコイルを用いたMRI装置の概略構成図である。
【図３】本発明の第２実施形態に係るRFコイルを示す図である。
【図４】図３に示すRFコイルを用いた撮影によって得られた磁気共鳴画像の一例である。
【図５】本発明の第３実施形態に係るRFコイルを示す図である。
【図６】本発明の第４実施形態に係るRFコイルを示す図である。
【図７】本発明を適用して構成したボディコイルを示す図である。
【図８】縦磁場において用いる従来の受信用RFコイルを用いた撮影によって得られた磁気共鳴画像の一例である。
【符号の説明】
１〜４…コイル、５…コイルベース、７…レシーバー、７＿１〜７＿４…レシーバーチャンネル、９，１０，１１，１７…RFコイル、１５，１５＿１〜１５＿４…ソレノイドコイル、２７３…画像処理部、GP１〜GP４…画像処理プロセッサ、PAH…フェーズドアレイ合成部、B0…静磁場
【発明の属する技術分野】
本発明は、RF（Radio Frequency）信号（磁気共鳴信号）を受信するRFコイル、および、このRFコイルを用いた磁気共鳴撮影装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴撮影（Magnetic Resonance Imaging：MRI）装置は、静磁場空間内に収容した被検者（被検体）の被検部位を、磁気共鳴を利用して撮影する装置である。
MRI装置は、発生する静磁場の方向によって縦磁場型と横磁場型とに大別される。縦磁場と横磁場を区別する場合に、被検体の頭部と脚部とを結ぶ上下方向、被検体の前後方向、左右方向によって３次元空間を表わす。仰向けになった被検体の前後方向に沿って静磁場が形成される装置が縦磁場型であり、上下方向に沿って静磁場が形成される装置が横磁場型である。
【０００３】
ところで、磁気共鳴撮影において、SN（Signal to Noise）比の高い画像を得るためには、表面コイル、または、表面コイルを複数枚並べたフェーズドアレイコイルと呼ばれる、受信用のRF（Radio Frequency）コイルが用いられる。受信用のRFコイルは、静磁場内において回転磁場を印加された被検部位から発生するRF帯の磁気共鳴信号を受信するためのコイルである。
【０００４】
従来、縦磁場型のMRI装置においては、主として、上下方向を中心として被検体を取り囲むソレノイドコイルを利用したフェーズドアレイコイルを用いていた（たとえば、特許文献１参照。）。ソレノイドコイルを用いることによって、被検体の中心部におけるRF信号を高感度に受信することができる。
【０００５】
【特許文献１】
特開２０００−２４１５１９号公報
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、ソレノイドコイルは、コイル面が静磁場の方向に直交する状態ではRF信号を検出することができない。このため、ソレノイドコイルの配置方向には制限が存在する。
ソレノイドコイルを配置できない方向が存在するため、縦磁場型のMRI装置に用いられる従来のソレノイドコイルを用いたRFコイルでは、たとえばSENSE（Sensitivity Encoding）法のような、１組の表面コイルの感度差を利用して撮影時間を短縮する高速撮影法を用いることができない方向が存在した。
また、上記のSENSE法を用いると結果的に画像のSN比が低下するため、撮影に用いるRFコイルにはある程度高いSN比が必要である。
上記のようなソレノイドコイルを上下方向に並べた縦磁場用のRFコイルでは、被検体の前後方向および左右方向において表面コイルの感度差を得ることができなかった。このため、上記SENSE法のような高速撮影法を前後および左右方向において適用することは実質的に不可能であった。
【０００７】
本発明の目的は、縦磁場内の被検体の前後および左右方向において所定の感度差およびSN比を確保したRFコイル、および、このRFコイルを用いた磁気共鳴撮影装置を提供することにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
本発明に係るRFコイルは、静磁場内に配置されるRFコイルであって、前記静磁場の方向に直交する方向のRF信号を互いに異なる感度で受信し、前記静磁場の方向に沿って配置された複数のコイルからなる第１のコイルアレイと、前記静磁場の方向に直交する方向のRF信号を互いに異なる感度で受信し、前記静磁場の方向に直交する方向に沿って配置された複数のコイルからなる第２のコイルアレイとを有する。
【０００９】
また、本発明に係る磁気共鳴撮影装置は、被検体の体軸方向に直交する静磁場内において、前記被検体の被検部位への回転磁場および勾配磁場の印加によって前記被検部位から発生するRF信号を受信し、当該RF信号に基づいて前記被検部位の画像を生成する磁気共鳴撮影装置であって、前記静磁場内において前記被検部位からのRF信号を受信するRFコイルを有し、当該RFコイルは、前記静磁場の方向に直交する方向のRF信号を互いに異なる感度で受信し、前記静磁場の方向に沿って配置された複数のコイルからなる第１のコイルアレイと、前記静磁場の方向に直交する方向のRF信号を互いに異なる感度で受信し、前記静磁場の方向に直交する方向に沿って配置された複数のコイルからなる第２のコイルアレイとを有する。
【００１０】
本発明においては、静磁場内に配置されたRFコイルが、被検部位から発生したRF信号のうち、静磁場の方向に直交する方向のRF信号を受信する。RFコイルの第１および第２のコイルアレイは、それぞれ複数のコイルを用いて構成される。第１のコイルアレイの複数のコイルは静磁場の方向に沿って配置され、静磁場の方向に直交する方向のRF信号を互いに異なる感度で受信する。第２のコイルアレイの複数のコイルは静磁場の方向に直交する方向に沿って配置され、静磁場の方向に直交する方向のRF信号を互いに異なる感度で受信する。
【００１１】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態について、添付図面を参照しながら述べる。
【００１２】
第１実施形態
図１は本発明の第１実施形態に係るRFコイルを示す図であり、図２はこのコイルを用いたMRI装置の概略構成図である。
図１において、（a）は第１実施形態に係るRFコイル９、および、このRFコイル９に接続されるレシーバー７と画像処理部２７３とを示している。図１（a）において、RFコイル９のみを斜視図として表わしている。
また、図１（b）は、図１（a）に示すRFコイル９の図中の矢印VI方向から見た模式的な側面図である。
なお、以下では、RFコイル９として、頭部のMR撮影に用いる頭部用の受信コイルを例に挙げて述べる。
【００１３】
図１に示すRFコイル９は、第１〜第４のコイル１〜４と、コイルベース５とを有している。
コイルベース５は、コイル１〜４を貼り付ける土台となる部材であり、たとえば、中空の円筒形に形成される。コイルベース５の材料には、たとえば、アクリル樹脂等の樹脂材料を用いる。
中空のコイルベース５の内部空間SPに、被検体の頭部が収容される。
【００１４】
コイル１〜４は、導線を正方形、矩形等の方形に形成したコイルである。たとえば、コイルベース５の外側に、コイルベース５の表面の曲面に沿ってコイル１〜４が貼り付けられる。コイル１〜４は、コイルベース５の表面に直接貼り付けてもよいし、スポンジ等の緩衝材を介して貼り付けてもよい。
【００１５】
図１（a），（b）に示すように、コイル１とコイル２とは、相互インダクタンスがほぼ０となるように互いに一部が重なり合って配置されている。また、コイル３およびコイル４も、相互インダクタンスがほぼ０となるように互いに一部が重なり合って配置されている。
さらに、コイル１とコイル３とが対向し、コイル２とコイル４とが対向するように各コイル１〜４が配置される。
【００１６】
RFコイル９は、後述するMRI装置本体が発生する静磁場空間内に配置されて使用される。その際に、RFコイル９は、コイル１，２、およびコイル３，４がそれぞれ図１中の矢印で示す静磁場B0の方向に並ぶように配置される。このとき、コイル１，３、およびコイル２，４は、それぞれ静磁場B0に直交する方向に並ぶ。
【００１７】
被検体の頭側を上側（S側）、脚側を下側（I側）、顔面側を前側（A側）、後頭部側を後ろ側（P側）、右手側を右側（R側）、左手側を左側（L側）とする。
縦磁場型のMRI装置においては、仰向けの被検体のAP方向が静磁場B0の方向に一致する。
また、このときのRFコイル９と被検体の各方向との関係が、図１（a），（b）における矢印S，I，A，P，R，Lによって示されている。
【００１８】
なお、各コイル１〜４は、静磁場B0に対して可能な限りカップリングしないように配置する。そのために、たとえば図１（b）に示すように、静磁場B0の方向への各コイル１〜４のコイル面の投影面積SBを小さくして、コイル面が静磁場B0の方向に可能な限り沿うような形状に各コイル１〜４を形成する。
ただし、AP方向に沿って配置されるコイル１とコイル２との間、および、コイル３とコイル４との間においてRF信号の受信感度差を確保するために、投影面積SBはある程度存在するようにする。
【００１９】
以上のように配置される各コイル１〜４は、それぞれのコイル面が静磁場B0の方向に沿った成分を有するため、被検部位から放射されるRF信号のうち、画像生成に利用可能な、静磁場B0の方向に直交する方向に沿ったRF信号を受信することができる。
ここで、コイル１，２、およびコイル３，４をそれぞれ１つのペアとして考える。このとき、各ペアのコイルは投影面積SBを有する状態で静磁場B0の方向に沿って配置されているため、各ペアのコイルには静磁場B0の方向において感度差が生じる。このように、静磁場B0の方向において互いに異なる感度でRF信号を受信するコイル１，２のペア、およびコイル３，４のペアのそれぞれが、本発明における第１のコイルアレイの一実施態様である。
好適には、第１のコイルアレイの各コイルは、RL方向に関して感度差が対称となるように配置する。
【００２０】
また、コイル１，３、およびコイル２，４をそれぞれ１つのペアとして考える。各ペアのコイルは静磁場B0に直交する方向に沿って配置されているため、各ペアのコイルには静磁場B0に直交する方向において感度差が生じる。このように、コイル１，３、およびコイル２，４をそれぞれ１つのペアとして考えると、各ペアが本発明における第２のコイルアレイの一実施態様に相当する。上記各ペアのそれぞれのコイルは、静磁場B0に直交する方向において、互いに異なる感度で被検部位からのRF信号を受信する。
好適には、第２のコイルアレイの各コイルは、AP方向に関して感度差が対称となるように配置する。
【００２１】
上記構成のRFコイル９は、レシーバー７に接続される。レシーバー７は、各コイル１〜４が受信したRF信号を、画像処理等の処理が可能な信号にするためのものである。レシーバー７は、たとえば、後述するMRI装置本体に収容される。
本実施形態においては、レシーバー７は、４つのコイル１〜４に対応した４つのレシーバーチャンネル７＿１〜７＿４を有する。各レシーバーチャンネル７＿１〜７＿４において、各コイル１〜４が受信したRF信号がそれぞれ独立して処理される。
【００２２】
レシーバー７によって処理された後のRF信号のデータは、被検部位の画像生成のために、画像処理部２７３に送信される。画像処理部２７３は、たとえば、後述する操作装置２８０に収容される。
画像処理部２７３は、４つのコイル１〜４およびレシーバーチャンネル７＿１〜７＿４のそれぞれに対応した４つの画像処理プロセッサGP１〜GP４と、フェーズドアレイ合成部PAHとを有する。
【００２３】
各画像処理プロセッサGP１〜GP４は、各レシーバーチャンネル７＿１〜７＿４からの信号をそれぞれ独立に処理し、画像表示のための画像データを生成する。
各画像処理プロセッサGP１〜GP４からの４系統の画像データが、フェーズドアレイ合成部PAHに送信される。
【００２４】
フェーズドアレイ合成部PAHは、たとえば、画像処理プロセッサGP１〜GP４とは独立した画像処理プロセッサ等のハードウェアと、このハードウェアのドライバ等のソフトウェアとによって実現される。
フェーズドアレイ合成部PAHは、各画像処理プロセッサGP１〜GP４からの画像データを合成して１つの画像にする。
以上の処理により、４つのコイル１〜４からなるコイルアレイ９から、各コイルが受信したRF信号を利用して生成した１つの画像が得られる。
【００２５】
次に、図２を参照して、本実施形態に係るMRI装置の概略について述べる。
図２に示すように、本実施形態に係るMRI装置１００は、MRI装置本体１１０と、操作装置２８０とを有する。
また、MRI装置本体１１０は、磁場システム１４０と、前述のレシーバー７と、RFコイル駆動部２７１と、勾配コイル駆動部２７２と、制御部２７４とを有する。
【００２６】
さらに、磁場システム１４０は、マグネット部２６０a，２６０bと、勾配コイル部２６１a，２６１bと、RFコイル部２６３a，２６３bとを有する。
磁場システム１４０において縦方向に設置されたマグネット部２６０aおよびマグネット部２６０bの一方から他方に向かって、静磁場B0が形成される。静磁場B0を形成するためのマグネット部２６０a，２６０bには、永久磁石、超伝導磁石、および常伝導磁石などの磁場発生用磁石を用いることができる。
【００２７】
マグネット部２６０a，２６０bの対向面側に、互いに対向する勾配コイルのペアを３系統有する勾配コイル部２６１a，２６１bが配置される。勾配コイル部２６１a，２６１bの勾配コイルの対向面側に、RFコイル部２６３a，２６３bがさらに配置される。図２においては、磁場システム１４０が縦磁場を形成することを示すために、図中上下に分割したRFコイル部２６３a，２６３bを示したが、RFコイル部は複数に分割されているとは限らない。
【００２８】
被検体９９は、たとえば図２に示すように、対向するRFコイル部２６３a，２６３bの間に配置される。RFコイル部２６３a，２６３bの間には、マグネット部２６０a，２６０bによって静磁場B0が形成され、この静磁場空間内に、クレードル２４３によって被検体９９が搬入される。被検体９９は、クレードル２４３上に仰向けに載置される。したがって、静磁場B0の方向は、被検体９９の頭部から脚部に向かう体軸方向（SI方向）に直交し、AP方向に一致する。
なお、静磁場B0の方向をZ方向に規定し、被検体９９の体軸方向をY方向に規定する。
【００２９】
たとえば、被検体９９の頭部を被検部位として撮影する場合には、静磁場空間内において最も均一な静磁場B0が形成されている位置に頭部が位置決めされる。コイルベース５の内部空間SPに頭部が収容されるようにして、前述のRFコイル９が頭部にかぶせられる。
【００３０】
RFコイル部２６３a，２６３bは、被検部位のプロトンのスピンを励起するためのRF帯の回転磁場を被検部位に送信する。
回転磁場の送信を停止した際には、被検部位のプロトンのスピンに起因して、共鳴周波数を有するRF信号が被検部位から再放射される。前述のように、RFコイル９が被検部位からのこのRF信号を受信する。静磁場B0の方向に沿った方向においては静磁場B0によってRF信号が隠されるため、静磁場B0の方向に直交する方向のRF信号がRFコイル９によって受信されて画像生成に利用される。RFコイル９が受信するRF信号を、磁気共鳴信号と呼ぶ。
RFコイル部２６３a，２６３bのRFコイルとRFコイル９とは、RF帯の信号を送信または受信するためにどちらもRFコイルと呼ばれる。本実施形態においては、RFコイル部２６３a，２６３bのRFコイルが送信専用のRFコイルであり、RFコイル９が受信専用のRFコイルである。
【００３１】
勾配コイル部２６１a，２６１bは、RFコイル９が受信する磁気共鳴信号に３次元の位置情報を持たせるために、対向配置される勾配磁場コイルを３系統有する。勾配コイル部２６１a，２６１bは、これらの勾配磁場コイルを用いて、マグネット部２６０a，２６０bが形成した静磁界の強度に勾配を付ける勾配磁場を発生させる。なお、勾配コイル部２６１a，２６１bは、位相エンコーディング方向、周波数エンコーディング方向、およびスライス方向の３つの方向によって３次元空間の所定の位置を規定する。
【００３２】
RFコイル駆動部２７１は、RFコイル部２６３a，２６３bに接続される。RFコイル駆動部２７１は、RFコイル部２６３a，２６３bに回転磁場励起信号を与えることによって静磁場空間内に回転磁場を発生させ、被検体９９の被検部位のスピンを励起する。
【００３３】
勾配コイル駆動部２７２は、勾配コイル部２６１a，２６１bに接続される。勾配コイル駆動部２７２は、勾配コイル部２６１a，２６１bに勾配磁場励起信号を与えることによって静磁場空間内に勾配磁場を発生させる。勾配コイル駆動部２７２は、勾配コイル部２６１a，２６１bの３系統の勾配コイルに対応して、図示しない３系統の駆動回路を有する。
【００３４】
レシーバー７は、前述のようにRFコイル９に接続される。レシーバー７は、RFコイル９が受信したRF信号を、画像処理部２７３が処理可能な信号に変換して画像処理部２７３に送信する。
【００３５】
制御部２７４は、操作装置２８０からの指令信号を受けて、所望のデータが得られるようにRFコイル駆動部２７１、勾配コイル駆動部２７２、およびレシーバー７を制御する。
【００３６】
操作装置２８０は、たとえば、MRI装置本体１１０とは離れた場所に設置され、操作装置２８０を介してMRI装置１００が操作される。操作装置２８０は、たとえば、前述の画像処理部２７３と、図示しない操作部および表示部とを備える。
操作部を介して、オペレータの操作指令が画像処理部２７３および制御部２７４に送信される。画像処理部２７３は、オペレータからの指令に基づいてレシーバー７からのデータを画像処理し、磁気共鳴画像を得る。表示部は、得られた磁気共鳴画像やMRI装置１００の操作のための操作画面を表示する。
【００３７】
本実施形態においては、RFコイル９の各コイル１〜４が、静磁場B0の方向および静磁場B0に直交する方向の両方においてRFコイル９が感度差を有するように配置されている。このようなコイル１〜４は、静磁場B0の方向に直交する方向のRF信号を受信する。
また、被検部位を取り囲む各コイル１〜４が受信したRF信号に基づく磁気共鳴画像をフェーズドアレイ合成して１つの磁気共鳴画像を生成する。このため、被検部位の表面のほぼ全体にわたってある程度のSN比を確保してRF信号を受信することができる。
以上により、静磁場B0が被検体９９のAP方向に沿って形成される縦磁場型のMRI装置１００を用いた場合に、被検体９９のAP方向およびRL方向の両方向において、SENSE法等の１組の表面コイルの感度差を利用して撮影時間を短縮する高速撮影法を適用することが可能になる。
【００３８】
また、本実施形態においては、被検体９９の体軸であるY方向に関して感度差が対称になるように各コイル１〜４を配置している。このため、感度差を利用した高速撮影法の適用に際して好都合である。
さらに、導線を方形に形成した４つのコイルによってRFコイル９を形成することができ、RFコイル９の構造および製造が簡単である。
【００３９】
第２実施形態
磁気共鳴撮影においては、受信用RFコイルのSN比は高いほど好ましい。
以下では、受信用RFコイルのSN比を向上させた、本発明の第２実施形態について述べる。
【００４０】
図３は本発明の第２実施形態に係る受信用のRFコイルを示す図である。図３（a）が第２実施形態に係るRFコイル１０、および、このRFコイル１０に接続されるレシーバー７と画像処理部２７３とを示している。また、図３（b）が図３（a）に示すRFコイル１０の図中の矢印VI方向から見た模式的な側面図であり、図３（c）が図３（b）における矢印Z方向から見たRFコイル１０の上面図である。
なお、図３（a）において、RFコイル１０のみを斜視図として表わしている。
【００４１】
本実施形態に係るRFコイル１０は、第１実施形態に係るRFコイル９に加えて、ソレノイドコイル１５を有している。RFコイル１０のその他の構成および機能はRFコイル９と同じであるため、同一構成要素には同一符号を付し、詳細な記述は省略する。
また、本実施形態に係るMRI装置は、RFコイル９の代わりにRFコイル１０を用いる点のみが第１実施形態に係るMRI装置１００と異なっている。したがって、第２実施形態に係るMRI装置に関する詳細な記載は省略する。
【００４２】
ソレノイドコイル１５は、導線によって被検部位を巻回して形成したコイルである。本実施形態においては、たとえば、RFコイル１０の受信感度領域の外側を１回巻回するようなリング状にソレノイドコイル１５を形成する。なお、本実施形態においては、コイル１〜４が貼着されるコイルベース５の内部空間SPが、コイル１〜４によって形成される感度領域になる。
【００４３】
このとき、各コイル１〜４に電磁気的にカップリングするようにソレノイドコイル１５を配置する。電磁気的にカップリングした状態とは、ソレノイドコイル１５とコイル１〜４のぞれぞれとが相互インダクタンスを有し、かつ、ソレノイドコイル１５が受信したRF信号とコイル１〜４が受信したRF信号とを物理的な手段によって合成しない状態を指す。
【００４４】
ソレノイドコイル１５とコイル１〜４とを電磁気的にカップリングさせるためには、たとえば、図３に示すように、コイルベース５に貼着したコイル１〜４の外側を、コイルベース５の外周形状に沿ってソレノイドコイル１５が巻回するようにすればよい。ただし、円筒状のコイルベース５に貼着したコイル１〜４に対して、軸方向に沿った中心にソレノイドコイル１５が位置すると相互インダクタンスがほぼ０となる。このため、コイルベース５に貼着したコイル１〜４の軸方向の中心以外の位置にソレノイドコイル１５を配置する。
ソレノイドコイル１５は、スポンジ等の緩衝材を介して、コイル１〜４の外側に貼着する。
また、図３（a）に示すように、ソレノイドコイル１５はレシーバー７には接続しない。
【００４５】
磁気共鳴撮影において、RFコイル１０は、静磁場B0の方向および被検体９９のSI方向、AP方向、およびRL方向に対して、図３に示すように第１実施形態に係るRFコイル９と同様の位置関係で配置される。
このとき、ソレノイドコイル１５は、静磁場B0に沿った面内において、被検部位である頭部を取り囲む。このため、ソレノイドコイル１５は、コイル１〜４よりも高いSN比でRFコイル１０の感度領域の中心部のRF信号を受信する。
【００４６】
各コイル１〜４は、ソレノイドコイル１５が検出した磁界の強度変化を、ソレノイドコイル１５との電磁気的なカップリングを介して入手する。言い換えると、ソレノイドコイル１５と各コイル１〜４とが電磁気的にカップリングしているために、各コイル１〜４が検出する磁界の強度変化は、ソレノイドコイル１５が検出する磁界の強度変化の情報を含んだものになる。
その結果、レシーバー７の各レシーバーチャンネル７＿１〜７＿４が各コイル１〜４から入手する信号は、感度領域の中心部の情報を第１実施形態の場合よりも高いSN比で含んだものになる。
【００４７】
以上の構成により、第２実施形態においては、第１実施形態よりも高いSN比の磁気共鳴画像を得ることができる。
図４は、第２実施形態に係るRFコイル１０を用いて、コイルベース５の内部空間SP内に収容した球形のファントムを撮影した場合の画像である。
撮影時には、RFコイル１０と静磁場B0とが図３に示す位置関係になるように、縦方向の静磁場B0内にRFコイル１０を配置した。そして、図４に示すように、図３中のSI方向に直交する方向において、ファントムの断面を撮影した。
また、比較のために、電磁気的なカップリングを利用しない従来の縦磁場型の受信用RFコイルを用い、他は図４の場合と同条件にして撮影した画像を図８に示す。
図４および図８において、略円形に示されている部分がファントムの断面であり、良好な信号が受信されてファントムの断面が撮影されている部分が白く表示されている。
【００４８】
図４と図８とを比較して明らかなように、本実施形態に係るRFコイル１０を用いた画像の方が、白い部分が多く、従来よりも高いSN比の画像が得られていることが分かる。
特に、SN比を確保することが困難な、感度領域の中心部付近まで、ある程度のSN比を確保できていることが分かる。
【００４９】
以上のように、本実施形態においては、ソレノイドコイル１５とコイル１〜４とが相互インダクタンスを持って電磁気的にカップリングしている。このため、各コイル１〜４は、ソレノイドコイル１５のコイル面の中心部の情報を入手することができる。その結果、RFコイル１０の感度領域におけるSN比が全体的に向上する。
また、コイル１〜４にソレノイドコイル１５を電磁気的にカップリングさせるだけでRFコイル１０のSN比が向上するため、RFコイル１０の構造および製造が簡単である。
【００５０】
第３実施形態
図５は、本発明の第３実施形態に係る受信用RFコイルを示す図である。図５（a）が第３実施形態に係るRFコイル１１、および、このRFコイル１１に接続されるレシーバー７と画像処理部２７３とを示している。また、図５（b）が、このRFコイル１１が配置される静磁場B0の方向から見たRFコイル１１の上面図を示している。
【００５１】
図５に示すように、第３実施形態に係るRFコイル１１は、第２実施形態において述べたソレノイドコイル１５を２つ有している。RFコイル１１のそれ以外の点はRFコイル１０と同じであるため、同一構成要素には同一符号を付し、詳細な記述は省略する。
また、第３実施形態に係るMRI装置についても、RFコイル１１を用いること以外は第１および第２実施形態に係るMRI装置と同じであるため、詳細は省略する。
【００５２】
本実施形態に係るRFコイル１１においては、第２実施形態に係るRFコイル１０と同様に、コイルベース５に貼着されて筒状に配置されたコイル１〜４の外周に沿って巻回するように、２つのソレノイドコイル１５が配置されている。これら２つのソレノイドコイル１５はそれぞれ独立したコイルであり、たとえば、それぞれコイル１〜４を１回巻回するリング状に形成する。
ただし、好適には、２つのソレノイドコイル１５は、静磁場B0の方向を回転軸として互いにある程度ずれるように配置される。このとき、静磁場B0の方向から見ると、２つのソレノイドコイル１５は図５（b）に示すようにSI方向に対してX字状になる。
２つのソレノイドコイル１５の間、および、ソレノイドコイル１５とコイル１〜４の間には、たとえば、図示しないスポンジ等の緩衝材を配置する。
また、図５（a）に示すように、２つのソレノイドコイル１５はいずれもレシーバー７には接続しない。
【００５３】
２つのソレノイドコイル１５をずらして配置することにより、２つのソレノイドコイル１５は互いに電磁気的にカップリングする。
また、各コイル１〜４は、２つのソレノイドコイル１５の両方に電磁気的にカップリングする。
各コイル１〜４は、電磁気的なカップリングを介して、２つのソレノイドコイル１５が受信したRF信号の情報を両方入手する。
各コイル１〜４が受信したRF信号に基づいて画像を生成する構成は、第１および第２実施形態と同じである。
【００５４】
本実施形態においては、複数のソレノイドコイル１５がコイル１〜４に電磁気的にカップリングしている。このため、各コイル１〜４が入手することのできる感度領域の中心部のRF信号の情報は、第２実施形態の場合よりも多くなる。したがって、感度領域の中心部のSN比が向上した画像を得ることができる。また、RFコイル１１の全体的なSN比が、第２実施形態の場合よりも向上する。
【００５５】
第４実施形態
以下では、第２および第３実施形態とは異なる構成でコイル１〜４の感度領域の中心部の感度およびSN比を向上させる形態について述べる。
図６は、本発明の第４実施形態に係る受信用RFコイルを示す図である。図６（a）が、第４実施形態に係るRFコイル１７の斜視図と、このRFコイル１７に接続されるQD合成回路１９＿１〜１９＿４と、レシーバーのチャンネル７＿１〜７＿４と、画像処理部２７３とを示している。また、図６（b）が、このRFコイル１７が配置される静磁場B0の方向から見たRFコイル１７の上面図を利用して、RFコイル１７とQD合成回路１９＿１〜１９＿４との接続関係を示した図である。
【００５６】
図６に示すRFコイル１７は、４つのコイル１〜４に対応した４つのソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４と、QD（Quadrature）合成回路１９＿１〜１９＿４とを有している点が、これまでの実施形態に係るコイルとは異なっている。第４実施形態に係るコイルおよびMRI装置のその他の点はこれまでの実施形態と同じであるため、詳細な記述は省略する。
【００５７】
RFコイル１７は、これまでの実施形態に係るコイルと同様に、縦方向の静磁場B0中に配置される。図６に、静磁場B0中に配置されたRFコイル１７と被検体９９のSI方向、AP方向、およびRL方向との関係を示す。
ソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４は、SI方向を中心としてコイルベース５に貼着されたコイル１〜４の外側を巻回するように配置される。４つのソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４はそれぞれ独立しており、たとえば、それぞれコイル１〜４を１回巻回する１ターンのリング状に形成する。
【００５８】
第３実施形態に係るRFコイル１１とは異なり、RFコイル１７の各ソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４は、互いに電磁気的にカップリングせず、かつ、コイル１〜４にもカップリングしないように配置する。これは、RFコイル１７によって得られる信号へのノイズの混入を抑制するためである。そのために、リング状のソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４を、図６（b）に示すようにコイル１〜４のSI方向の中心付近においてSI方向に沿って互いにほぼ平行に配置する。
【００５９】
本実施形態においては、上記のように配置したソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４とコイル１〜４とによって、クアドラチャ（Quadrature）コイルを構成する。
クアドラチャコイルとは、２つの軸に沿った磁場の変化を検出することが可能な受信用RFコイルのことである。
クアドラチャコイルを構成するために、ソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４とコイル１〜４とを１つずつ用いて、４つのペアを構成する。
たとえば、ソレノイドコイル１５＿１およびコイル１をQD合成回路１９＿１に接続する。ソレノイドコイル１５＿２およびコイル２をQD合成回路１９＿２に接続する。ソレノイドコイル１５＿３およびコイル３をQD合成回路１９＿３に接続する。ソレノイドコイル１５＿４およびコイル４をQD合成回路１９＿４に接続する。
ただし、図６（b）においてはRFコイル１７の上面図を示しているため、上側のコイル１，３しか描かれていない。したがって、図６（b）においては、下側のコイル２，４がQD合成回路１９＿２，１９＿４にそれぞれ接続されていることを模式的に描いている。
【００６０】
ソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４の各コイル面に対する法線と、コイル１〜４の各コイル面に対する法線とは直交している。このため、上記のようにソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４とコイル１〜４とをペアにしてQD合成回路１９＿１〜１９＿４に接続することによって、各ペアがそれぞれクアドラチャコイルとなる。
なお、本実施形態においては、ソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４のコイル面の法線方向、および、各コイル１〜４のコイル面の法線方向が、クアドラチャコイルの感度方向を示す２つの軸になる。
【００６１】
ソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４とコイル１〜４とからなる各ペアに接続されるQD合成回路１９＿１〜１９＿４はそれぞれ、接続されているソレノイドコイルおよびコイルからの信号を合成する。
各QD合成回路１９＿１〜１９＿４によって合成された信号が、レシーバーチャンネル７＿１〜７＿４にそれぞれ出力される。
【００６２】
各レシーバーチャンネル７＿１〜７＿４からの出力信号は、画像処理部２７３の各画像処理プロセッサGP１〜GP４に送信されてそれぞれ独立に画像処理される。
各画像処理プロセッサGP１〜GP４によって得られた画像データは、フェーズドアレイ合成部PAHによって合成される。その結果、１つの磁気共鳴画像が生成される。
以上のように、本実施形態においては、ソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４およびコイル１〜４の各ペアによって構成されるクアドラチャコイルをそれぞれ１つのコイルとみなし、４つのクアドラチャコイルが受信したRF信号を用いてフェーズドアレイ合成を行なっている。
【００６３】
本実施形態においては、ソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４からの信号とコイル１〜４の信号とを、QD合成回路１９＿１〜１９＿４のような物理的な手段によって合成し、クアドラチャコイルを構成している。このため、RFコイル１７のSN比は、コイル１〜４のみのRFコイル９のSN比の最大約１．４倍になる。
また、コイル１〜４を、縦磁場中の被検体９９のAP方向およびRL方向において、RF信号を受信可能なペアを形成するように配置している。このため、RFコイル１７に含まれる４つのクアドラチャコイルは、AP方向およびRL方向において互いに感度差を有する。
以上のように、クアドラチャコイルを構成することによってある程度高いSN比を確保し、かつ、各クアドラチャコイルが感度差を持つことによって、縦方向の静磁場B0内に配置された被検体９９のAP方向およびRL方向において、SENSE法等の高速撮影法を適用することが可能になる。
【００６４】
以下では、本実施形態に係るRFコイル１７を用いてSENSE法を適用した磁気共鳴撮影について述べる。ただし、SENSE法は公知であり、たとえばK.P.Pruessmann, M.Weiger, M.B.Scheidegger, P.Boesiger, Magn.Reson.Med, 42, 952, 1999等の文献に処理内容が詳細に開示されているため、以下では簡潔に述べる。
SENSE法はパラレルイメージング法とも呼ばれ、複数の受信用コイルを用いて位相エンコーディング方向においてエンコードステップを間引くことにより高速に撮影し、この撮影によって得られる画像に含まれる折り返し偽像（アーチファクト）を、撮影に用いた複数の受信用コイルの感度分布を利用することにより補正し、正しい画像を得る撮影方法である。
【００６５】
１）SENSE法を適用した撮影においては、まず、最終的に得たい撮影視野（Field of View：FOV）の大きさを決める。このとき定めた大きさのFOVを、Full FOVと呼ぶ。本実施形態においては、図６におけるAP方向に直交する断面、または、RL方向に直交する断面においてFOVを決める。
２）Full FOVを対象として、RFコイル１７を用いてレファレンススキャンを行ない、４つのクアドラチャコイルの感度分布を得るための画像を入手する。
前述のように、ペアにした各ソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４および各コイル１〜４からの信号をQD合成回路１９＿１〜１９＿４を用いてそれぞれ合成して撮影することによって、４つのクアドラチャコイルの感度分布を得ることができる。
【００６６】
３）レファレンススキャンの終了後に、位相エンコーディング方向においてエンコードステップを間引いて、１）のステップの断面と同じ断面において撮影する。
この撮影において得られる画像のFOVは、エンコードステップを間引くことに起因して、位相エンコーディング方向に小さくなっている。このFOVを、Small FOVと呼ぶ。
Small FOVの画像は、２）のステップと同様に各ソレノイドコイル１５＿１〜１５＿４と各コイル１〜４とのペアによるクアドラチャコイルを用いてRF信号を受信し、各クアドラチャコイルによって得られる画像をフェーズドアレイ合成することによって得られる。
このようにして得られたSmall FOVの画像には、エンコードステップを間引くことに起因する折り返しアーチファクトが存在する。
【００６７】
４）Small FOVの画像、および、２）のステップにおいて得られた各クアドラチャコイルの感度分布から、折り返しアーチファクトの無いFull FOVの画像を得る。
Small FOVの画像のデータ、および、各クアドラチャコイルの感度分布のデータを利用して所定の連立方程式を解くことにより、折り返しアーチファクトの無いFull FOVの画像のデータを得ることができる。この計算には、たとえば、操作装置２８０内の図示しない演算部を用いる。
【００６８】
本実施形態においては、各コイル１〜４がAP方向およびRL方向において感度差を有することにより、AP方向およびRL方向のパラレルイメージングが可能になる。
また、クアドラチャコイルを構成することにより、上述の３）のステップにおいて位相エンコードステップを間引いても、実用的な画像が得られるSN比を確保することができる。
なお、以上のパラレルイメージングの手順は、クアドラチャコイルではなく各コイル１〜４の感度分布を用いることを除いては、第１〜第３実施形態においても同じである。
【００６９】
なお、本発明は上述の実施形態に限定されず、特許請求の範囲内において種々の変更が可能である。
たとえば、各コイルアレイのコイルの数は、２個以上であれば任意である。また、各コイルの形状は、静磁場B0に直交する方向のRF信号の受信が可能であれば、方形に限らず、他の多角形状や、サドル状であってもよい。
さらに、コイルベース５よりも大きく、断面楕円状のコイルベース５０を用いて、図７に示すように、AP方向およびRL方向において感度差を有する縦磁場用のボディコイルBCを構成することができる。図７において、（a）は胴体撮影用のボディコイルBCのコイル１〜４の斜視図であり、（b）はその側面図である。
ボディコイルではなく、コイル１〜４を小さくすることによって、膝や手首用のコイルを構成することもできる。
また、本発明に係る受信用のRFコイルは、SENSE法等のパラレルイメージング法に限らず、各種の撮影手法に用いることができる。
【００７０】
【発明の効果】
以上のように、本発明によれば、縦磁場内の被検体の前後および左右方向において所定の感度差およびSN比を確保したRFコイル、および、このRFコイルを用いた磁気共鳴撮影装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１実施形態に係るRFコイルを示す図である。
【図２】本発明に係るRFコイルを用いたMRI装置の概略構成図である。
【図３】本発明の第２実施形態に係るRFコイルを示す図である。
【図４】図３に示すRFコイルを用いた撮影によって得られた磁気共鳴画像の一例である。
【図５】本発明の第３実施形態に係るRFコイルを示す図である。
【図６】本発明の第４実施形態に係るRFコイルを示す図である。
【図７】本発明を適用して構成したボディコイルを示す図である。
【図８】縦磁場において用いる従来の受信用RFコイルを用いた撮影によって得られた磁気共鳴画像の一例である。
【符号の説明】
１〜４…コイル、５…コイルベース、７…レシーバー、７＿１〜７＿４…レシーバーチャンネル、９，１０，１１，１７…RFコイル、１５，１５＿１〜１５＿４…ソレノイドコイル、２７３…画像処理部、GP１〜GP４…画像処理プロセッサ、PAH…フェーズドアレイ合成部、B0…静磁場
Claims (5)
- 静磁場内に配置されるＲＦコイルであって、
被検体を取り囲む、第１のコイル、第２のコイル、第３のコイル、第４のコイル及びソレノイドコイルを有し、
前記静磁場の方向に沿って配置された、前記第１及び第２のコイルのペアと前記第３及び第４のコイルのペアとがそれぞれ第１のコイルアレイを構成し、
前記静磁場の方向に直交する方向に沿って配置された、前記第１及び第３のコイルのペアと前記第２及び第４のコイルのペアとがそれぞれ第２のコイルアレイを構成し、
前記第１及び第２のコイルアレイにおいて各々前記ペアを成す２つのコイルは、前記静磁場の方向に直交する方向のＲＦ信号を互いに異なる感度で受信し、
前記ソレノイドコイルは、前記静磁場の方向に直交する方向のＲＦ信号を受信し、前記第１から第４のコイルに電磁気的にカップリングする
ＲＦコイル。 - 前記ソレノイドコイルは複数個存在し、
それぞれの前記ソレノイドコイルは、前記第１から第４のコイルの外側を巻回している
請求項１に記載のＲＦコイル。 - 静磁場内に配置されるＲＦコイルであって、
被検体を取り囲む、第１のコイル、第２のコイル、第３のコイル、第４のコイル及びソレノイドコイルを有し、
前記静磁場の方向に沿って配置された、前記第１及び第２のコイルのペアと前記第３及び第４のコイルのペアとがそれぞれ第１のコイルアレイを構成し、
前記静磁場の方向に直交する方向に沿って配置された、前記第１及び第３のコイルのペアと前記第２及び第４のコイルのペアとがそれぞれ第２のコイルアレイを構成し、
前記第１及び第２のコイルアレイにおいて各々前記ペアを成す２つのコイルは、前記静磁場の方向に直交する方向のＲＦ信号を互いに異なる感度で受信し、
前記第１から第４のコイルは、それぞれループコイルであり、
前記ソレノイドコイルは、前記静磁場の方向に直交する方向のＲＦ信号を受信する第１から第４のソレノイドコイルであり、
前記ソレノイドコイルのそれぞれが前記ループコイルのそれぞれとクアドラチャコイルを構成する
ＲＦコイル。 - 前記第１から第４のコイルが取り囲んで形成される面であって、前記ソレノイドコイルと平行な面は、円又は楕円の形状を成す
請求項１から３のいずれかに記載のＲＦコイル。 - 被検体の体軸方向に直交する静磁場内において、前記被検体の被検部位への回転磁場および勾配磁場の印加によって前記被検部位から発生するＲＦ信号を受信し、当該ＲＦ信号に基づいて前記被検部位の画像を生成する磁気共鳴撮影装置であって、
前記静磁場内において前記被検部位からのＲＦ信号を受信するＲＦコイルを有し、
前記ＲＦコイルは請求項１から４のいずれかに記載のＲＦコイルである
磁気共鳴撮影装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2003063526A JP4414147B2 (ja) | 2003-03-10 | 2003-03-10 | Ｒｆコイルおよびそれを用いた磁気共鳴撮影装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2003063526A JP4414147B2 (ja) | 2003-03-10 | 2003-03-10 | Ｒｆコイルおよびそれを用いた磁気共鳴撮影装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2004267528A JP2004267528A (ja) | 2004-09-30 |
| JP4414147B2 true JP4414147B2 (ja) | 2010-02-10 |
Family
ID=33125083
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2003063526A Expired - Fee Related JP4414147B2 (ja) | 2003-03-10 | 2003-03-10 | Ｒｆコイルおよびそれを用いた磁気共鳴撮影装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP4414147B2 (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP5332248B2 (ja) | 2008-03-18 | 2013-11-06 | 株式会社リコー | 電源装置 |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3216938B2 (ja) * | 1993-06-08 | 2001-10-09 | 株式会社日立製作所 | Ｍｒｉ用ｒｆプローブ及び磁気共鳴撮影装置 |
| JPH1057340A (ja) * | 1996-08-19 | 1998-03-03 | Ge Yokogawa Medical Syst Ltd | Ｍｒ信号受信方法および装置並びにｒｆコイル |
| WO2002063326A1 (en) * | 2001-02-09 | 2002-08-15 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetic resonance imaging apparatus |
| JP3992934B2 (ja) * | 2001-02-23 | 2007-10-17 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置および方法 |
| JP3869337B2 (ja) * | 2002-08-20 | 2007-01-17 | 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 | 磁気共鳴撮影装置 |
| JP4068954B2 (ja) * | 2002-12-26 | 2008-03-26 | 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 | Ｍｒｉ装置 |
-
2003
- 2003-03-10 JP JP2003063526A patent/JP4414147B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2004267528A (ja) | 2004-09-30 |
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 | |
| US7830147B2 (en) | RF coil assembly for MRI using differently shaped and/or sized coils | |
| 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 | |
| JP3562902B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置用ｒｆプローブ | |
| EP1875862B1 (en) | Inspection equipment employing magnetic resonance | |
| JP4554056B2 (ja) | 固有の非結合サンドイッチソレノイドアレイコイル | |
| CN100558296C (zh) | 高频线圈组件及磁共振成像装置 | |
| JP4080883B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP4588830B2 (ja) | 垂直磁場ｍｒｉ用のｒｆコイルアレイ装置 | |
| US7602186B2 (en) | RF coil system for an MRI system with a fixed coil and with a moving coil part below the patient support | |
| US20060091884A1 (en) | Magnetic resonance imaging device | |
| JP2005013726A (ja) | フェーズドアレイ・コイル・アセンブリ、並びにこれを利用するための方法及びシステム | |
| JP5179733B2 (ja) | Ｒｆコイルとそれを用いた磁気共鳴撮像装置 | |
| JP3992934B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置および方法 | |
| JP4414147B2 (ja) | Ｒｆコイルおよびそれを用いた磁気共鳴撮影装置 | |
| JP4068954B2 (ja) | Ｍｒｉ装置 | |
| JP3492040B2 (ja) | 磁気共鳴装置用ｒｆプローブ | |
| JP2012223658A (ja) | 高周波コイルユニット | |
| 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 | |
| JP7408351B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| 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 | |
| JPH07155307A (ja) | Ｍｒｉ用ｒｆコイルおよびｍｒｉ装置 | |
| JP4180412B2 (ja) | 磁場形成装置および磁気共鳴撮影装置 | |
| JP2531879B2 (ja) | 磁気共鳴イメ―ジング装置 | |
| JP2001276013A (ja) | Ｒｆコイルおよび磁気共鳴撮像装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A625 | Written request for application examination (by other person) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A625 Effective date: 20060227 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20090312 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20090421 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20090717 |
|
| 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: 20091110 |
|
| 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: 20091119 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121127 Year of fee payment: 3 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121127 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121127 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121127 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20131127 Year of fee payment: 4 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |