JP4564292B2

JP4564292B2 - High frequency coil and magnetic resonance imaging apparatus

Info

Publication number: JP4564292B2
Application number: JP2004193903A
Authority: JP
Inventors: 弘樹本橋
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2004-06-30
Filing date: 2004-06-30
Publication date: 2010-10-20
Anticipated expiration: 2024-06-30
Also published as: JP2006014823A

Description

本発明は、患者の身長や撮像領域に応じて当該患者の長手方向の長さを変更することができる高周波コイル（ＲＦコイル）、及びこれを具備する磁気共鳴イメージング装置に関する。 The present invention relates to a high-frequency coil (RF coil) that can change the length in the longitudinal direction of a patient according to the height and imaging region of the patient, and a magnetic resonance imaging apparatus including the same.

磁気共鳴イメージング装置は、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、あるいは化学シフトスペクトラムを観測する装置である。 A magnetic resonance imaging apparatus utilizes a phenomenon in which energy of a high-frequency magnetic field rotating at a specific frequency is resonantly absorbed when a group of nuclei having a specific magnetic moment is placed in a uniform static magnetic field. It is a device that visualizes chemical and physical microscopic information of a substance or observes a chemical shift spectrum.

一般に、磁気共鳴イメージング装置を用いた撮影は、静磁場内に配置された被検体に対して傾斜磁場及び励起用高周波を印加し、この励起用高周波によって発生する磁気共鳴信号を受信し、当該磁気共鳴信号を利用して撮影画像を生成することによって実行される。 In general, in imaging using a magnetic resonance imaging apparatus, a gradient magnetic field and an excitation high frequency are applied to a subject arranged in a static magnetic field, a magnetic resonance signal generated by the excitation high frequency is received, and the magnetic field This is performed by generating a captured image using the resonance signal.

被検体への励起高周波の印加、及び被検体に発生した磁気共鳴信号の受信には、ＲＦコイルが用いられる。このＲＦコイルは、通常部位別に専用の形状を有しており、撮像を行う際には、撮影部位の近傍に配置される。従来のＲＦコイルは、その設置形態より、被検体を搭載する寝台天板上に常時設置型、又は必要に応じて寝台から取り外し、コイル置き場に保管する取り外し型に分類することができる。 An RF coil is used for applying an excitation high frequency to the subject and receiving a magnetic resonance signal generated in the subject. This RF coil has a dedicated shape for each normal region, and is arranged in the vicinity of the imaging region when performing imaging. Conventional RF coils can be classified according to their installation form into a permanent installation type on a couch top on which a subject is mounted, or a removal type that is removed from a couch as needed and stored in a coil storage area.

しかしながら、ＲＦコイルは一般的に高重量である。そのため、ＲＦコイルが常時設置型である場合には、近年臨床の現場において要請のある可搬型天板（ストレッチャーへ移動可能な天板）の導入は困難となっている。また、必要に応じて取り外し可能な取り外し型とした場合であっても、その重量から人手による持ち上げには多大な労力を要する。そのため、寝台−コイル置き場間を運搬する技師、看護婦等の運搬者の体力的負担が増え、また危険性を伴う場合もある。 However, RF coils are generally heavy. For this reason, when the RF coil is always installed, it is difficult to introduce a portable top plate (a top plate that can be moved to a stretcher) that has recently been requested in clinical practice. Moreover, even if it is a case where it is a detachable type that can be removed as necessary, it takes a lot of labor to lift it manually due to its weight. Therefore, the physical burden on the transporter such as an engineer or a nurse who transports between the bed and the coil storage area is increased, and there is a case where there is a risk.

また、従来技術として、図１１、図１２に示すような、患者の上下方向に分割／連結可能とするＲＦコイルが存在する（例えば、特許文献１、特許文献２参照）。しかしながら、これらはコイルと撮影部位との位置合わせ等を目的とするものであり、軽量化を実現するに至ってはいない。
特開２００３−１０１４６号公報実開平５−７７７９１号公報 Further, as conventional techniques, there are RF coils that can be divided / connected in the vertical direction of a patient as shown in FIGS. 11 and 12 (see, for example, Patent Document 1 and Patent Document 2). However, these are for the purpose of positioning the coil and the imaging region, and have not yet achieved weight reduction.
JP 2003-10146 A Japanese Utility Model Publication No. 5-77791

本発明は、上記事情を鑑みてなされたもので、可搬型天板の導入を容易にし、寝台からコイル置き場間の移動も容易に可能とするＲＦコイル、及びこれを具備する磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的としている。 The present invention has been made in view of the above circumstances, and an RF coil that facilitates the introduction of a portable top plate and also enables easy movement from a bed to a coil place, and a magnetic resonance imaging apparatus including the same. It is intended to provide.

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。 In order to achieve the above object, the present invention takes the following measures.

本発明の第１の視点は、磁気共鳴イメージング装置に接続され、磁気共鳴イメージングにおいて少なくとも高周波受信に使用されるＲＦコイルであって、所定の方向に沿って二つ以上連結され且つ取り外し可能な複数のコイルユニットを複数具備し、前記各コイルユニットは、各種撮影部位に対応する形状を有し一チャネルを形成する少なくとも一種類の第１のコイルエレメントであって、前記各種撮影部位から高周波を受信する少なくとも一つの第１のコイルエレメントと、各種撮影部位に対応する形状を有し一チャネルを形成する少なくとも一種類の第２のコイルエレメントの一部分であって、当該コイルユニットに他のコイルユニットが連結された場合に、前記他のコイルユニットが有する前記第２のコイルエレメントの残りの部分とによって、前記各種撮影部位から高周波を受信する前記第２のコイルエレメントを形成する少なくとも一つのコイルエレメントユニットと、当該コイルユニットを前記所定の方向に沿って連結するための連結手段と、を有すること、を特徴とするＲＦコイルである。 A first aspect of the present invention is an RF coil that is connected to a magnetic resonance imaging apparatus and is used for at least high-frequency reception in magnetic resonance imaging, and two or more RF coils that are connected and removable along a predetermined direction. A plurality of coil units, each coil unit being at least one type of first coil element having a shape corresponding to various imaging regions and forming one channel, and receiving high frequency from the various imaging regions At least one first coil element and a part of at least one second coil element having a shape corresponding to various imaging regions and forming one channel, and another coil unit is included in the coil unit. When connected, the remaining part of the second coil element of the other coil unit and Therefore, it has at least one coil element unit that forms the second coil element that receives a high frequency from the various imaging regions, and a connecting means for connecting the coil unit along the predetermined direction. The RF coil characterized by the above.

本発明の第２の視点は、磁気共鳴イメージング装置に接続され、単独で、又は所定の方向に沿って二つ以上連結することで磁気共鳴イメージングにおいて少なくとも高周波受信に使用されるＲＦコイルを構成するコイルユニットであって、各種撮影部位に対応する形状を有し一チャネルを形成する少なくとも一種類の第１のコイルエレメントであって、前記各種撮影部位から高周波を受信する少なくとも一つの第１のコイルエレメントと、各種撮影部位に対応する形状を有し一チャネルを形成する少なくとも一種類の第２のコイルエレメントの一部分であって、当該コイルユニットに他のコイルユニットが連結された場合に、前記他のコイルユニットが有する前記第２のコイルエレメントの残りの部分とによって、前記各種撮影部位から高周波を受信する前記第２のコイルエレメントを形成する少なくとも一つのコイルエレメントユニットと、当該コイルユニットを前記所定の方向に沿って連結するための連結手段と、を具備することを特徴とするコイルユニットである。 The second aspect of the present invention is connected to a magnetic resonance imaging apparatus, and constitutes an RF coil used for at least high-frequency reception in magnetic resonance imaging by being connected alone or two or more along a predetermined direction. A coil unit, at least one first coil element having a shape corresponding to various imaging regions and forming one channel, wherein at least one first coil that receives a high frequency from the various imaging regions Element and a part of at least one second coil element having a shape corresponding to various imaging parts and forming one channel, and when the other coil unit is connected to the coil unit, the other And the remaining portion of the second coil element of the coil unit of A coil unit comprising: at least one coil element unit forming the second coil element that receives the first coil element; and connection means for connecting the coil unit along the predetermined direction. is there.

本発明の第３の視点は、第１の視点に係るＲＦコイル、又は第２の視点に係るコイルユニットを具備する磁気共鳴イメージング装置である。 A third aspect of the present invention is a magnetic resonance imaging apparatus including an RF coil according to the first viewpoint or a coil unit according to the second viewpoint.

以上本発明によれば、可搬型天板の導入を容易にし、寝台からコイル置き場間の移動も容易に可能とするＲＦコイル、及びこれを具備する磁気共鳴イメージング装置を実現できる。 As described above, according to the present invention, it is possible to realize an RF coil that facilitates the introduction of a portable top plate and can easily move from a bed to a coil place, and a magnetic resonance imaging apparatus including the RF coil.

以下、本発明の各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。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. In the following description, components having substantially the same function and configuration are denoted by the same reference numerals, and redundant description will be given only when necessary.

（第１の実施形態）
図１は、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１０のブロック構成図を示している。同図に示すように、本磁気共鳴イメージング装置１０は、静磁場磁石１１、冷却系システム制御部１２、傾斜磁場コイル１３、高周波送信コイル１４、高周波受信コイル１５、送信部１８、受信部１９、データ処理部２０、表示部２４を具備している。 (First embodiment)
FIG. 1 is a block diagram of a magnetic resonance imaging apparatus 10 according to this embodiment. As shown in the figure, the magnetic resonance imaging apparatus 10 includes a static magnetic field magnet 11, a cooling system control unit 12, a gradient magnetic field coil 13, a high frequency transmission coil 14, a high frequency reception coil 15, a transmission unit 18, a reception unit 19, A data processing unit 20 and a display unit 24 are provided.

静磁場磁石１１は、静磁場を発生する磁石であり、一様な静磁場を発生する。 The static magnetic field magnet 11 is a magnet that generates a static magnetic field, and generates a uniform static magnetic field.

冷却系システム制御部１２は、静磁場磁石１１の冷却機構を制御する。 The cooling system control unit 12 controls the cooling mechanism of the static magnetic field magnet 11.

傾斜磁場コイル１３は、静磁場磁石１１の内側に設けられ、且つ静磁場磁石１１よりも短軸であり、傾斜磁場コイル装置電源１７から供給されるパルス電流を傾斜磁場に変換する。この傾斜磁場コイル１３が発生する傾斜磁場によって、信号発生部位（位置）が特定される。 The gradient magnetic field coil 13 is provided inside the static magnetic field magnet 11 and has a shorter axis than the static magnetic field magnet 11, and converts the pulse current supplied from the gradient magnetic field coil device power supply 17 into a gradient magnetic field. The signal generation site (position) is specified by the gradient magnetic field generated by the gradient magnetic field coil 13.

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。また、本実施形態において、傾斜磁場コイル１３及び静磁場磁石１１は円筒形をしているものとする。また、傾斜磁場コイル１３は、所定の支持機構によって真空中に配置される。これは、静音化の観点から、パルス電流の印加によって発生する傾斜磁場コイル１３の振動を、音波として外部に伝播させないためである。 In this embodiment, the Z-axis direction is the same as the direction of the static magnetic field. In the present embodiment, the gradient magnetic field coil 13 and the static magnetic field magnet 11 are assumed to be cylindrical. The gradient coil 13 is disposed in a vacuum by a predetermined support mechanism. This is because the vibration of the gradient magnetic field coil 13 generated by applying the pulse current is not propagated to the outside as a sound wave from the viewpoint of noise reduction.

高周波送信コイル（ＲＦ送信コイル）１４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ためのコイルである。この高周波送信コイル１４は全身用RFコイルであり、例えば腹部等を撮影する場合には、受信コイルとしても使用することができる。 The high frequency transmission coil (RF transmission coil) 14 is a coil for applying a high frequency pulse for generating a magnetic resonance signal to the imaging region of the subject. The high-frequency transmission coil 14 is a whole-body RF coil, and can be used as a reception coil, for example, when photographing the abdomen.

高周波受信コイル（ＲＦ受信コイル）１５は、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ためのコイルである。当該高周波受信コイル１５は、一般的には、部位別に専用の形状を有する。 The high-frequency receiving coil (RF receiving coil) 15 is a coil for receiving magnetic resonance from the subject, which is installed so as to sandwich the subject in the vicinity of the subject, preferably in a close contact state. The high-frequency receiving coil 15 generally has a dedicated shape for each part.

また、本ＲＦ受信コイル１５は、所定の方向に沿って連結された複数のコイルユニットから構成されている。このコイルユニットは脱着自在となっており、従って、本ＲＦ受信コイル１５は、自在にその長さを変更することができる。この本ＲＦ受信コイル１５の構成については、後で詳しく説明する。 The RF receiving coil 15 includes a plurality of coil units connected along a predetermined direction. The coil unit is detachable, and therefore the length of the RF receiving coil 15 can be freely changed. The configuration of the RF receiving coil 15 will be described in detail later.

なお、図１では、ＲＦ送信コイルとＲＦ受信コイルとを別体とするクロスコイル方式を例示したが、これらを一つのコイルで兼用するシングルコイル方式を採用する構成であってもよい。係る場合には、当該シングルコイルが後述するＲＦ受信コイルの構成を有することになる。 1 illustrates the cross coil system in which the RF transmission coil and the RF reception coil are separated from each other, a single coil system in which these coils are shared by one coil may be adopted. In such a case, the single coil has a configuration of an RF receiving coil to be described later.

傾斜磁場コイル装置電源１７は、傾斜磁場を形成するためのパルス電流を発生し、傾斜磁場コイル１３に供給する。また、傾斜磁場コイル装置電源１７は、後述するシステム制御部２０２の制御に従って、傾斜磁場コイル１３に供給するパルス電流の向きを切替えることにより、傾斜磁場の極性を制御する。 The gradient coil device power source 17 generates a pulse current for forming a gradient magnetic field and supplies the pulse current to the gradient magnetic field coil 13. Further, the gradient coil device power source 17 controls the polarity of the gradient magnetic field by switching the direction of the pulse current supplied to the gradient magnetic field coil 13 in accordance with the control of the system control unit 202 described later.

送信部１８は、発振部、位相選択部、周波数変換部、振幅変調部、高周波電力増幅部（それぞれ図示せず）を有しており、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信用高周波コイルに送信する。当該送信によって高周波送信コイル１４から発生した高周波によって、被検体の所定原子核の磁化は、励起状態となる。 The transmission unit 18 includes an oscillation unit, a phase selection unit, a frequency conversion unit, an amplitude modulation unit, and a high frequency power amplification unit (each not shown), and transmits a high frequency pulse corresponding to the Larmor frequency to the transmission high frequency coil. To do. Due to the high frequency generated from the high frequency transmission coil 14 by the transmission, the magnetization of the predetermined atomic nucleus of the subject is excited.

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、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。 The receiver 19 has an amplifier, an intermediate frequency converter, a phase detector, a filter, and an A / D converter (each not shown). The receiving unit 19 amplifies the magnetic resonance signal (high frequency signal) received from the high frequency coil 14 and releases when the nuclear magnetization relaxes from the excited state to the ground state, and intermediate frequency conversion processing using the transmission frequency. , Phase detection processing, filter processing, and A / D conversion processing are performed.

データ処理部２０は、受信後のデータを処理して磁気共鳴画像を生成する計算機システムであり、記憶部２０１、システム制御部２０２、データ収集部２０３、再構成部２０４、コイル識別部２０６、トラップ回路制御部２０７、入力部２０８を有している。 The data processing unit 20 is a computer system that processes data after reception to generate a magnetic resonance image, and includes a storage unit 201, a system control unit 202, a data collection unit 203, a reconstruction unit 204, a coil identification unit 206, a trap A circuit control unit 207 and an input unit 208 are provided.

記憶部２０１は、本磁気共鳴イメージング装置１０によって取得されるＭＲ画像、過去に撮影されたＭＲ画像等を記憶するメモリである。 The storage unit 201 is a memory that stores MR images acquired by the magnetic resonance imaging apparatus 10, MR images taken in the past, and the like.

システム制御部２０２は、図示していないＣＰＵ、メモリ等を有しており、システム全体の制御中枢として、本磁気共鳴イメージング装置を静的又は動的に制御する。 The system control unit 202 includes a CPU, a memory, and the like (not shown), and statically or dynamically controls the magnetic resonance imaging apparatus as a control center of the entire system.

データ収集部２０３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。 The data collection unit 203 collects the digital signal sampled by the reception unit 19.

再構成部２０４は、データ収集部２０３によって収集されたデータに対して、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ラムデータあるいは画像データを求める。 The reconstruction unit 204 performs post-processing, that is, reconstruction such as Fourier transform, on the data collected by the data collection unit 203 to obtain spectrum data or image data of a desired nuclear spin in the subject.

識別部２０６は、後述するＩＤ情報とＲＦ受信コイルの種類とを関連付けたＲＦコイル情報、及び所定の抵抗値とコイルユニットの種類とを関連付けたコイルユニット情報を記憶するメモリを有している。識別部２０６は、受信部１９を介してＲＦコイル１５から受信したＩＤ情報とＲＦコイル情報とから、ＲＦ受信コイルの種類（連結型であるか否か）を識別する。また、コイル識別部２０６は、受信部１９を介して後述する第２のコイルＩＤ部１５６から受信した電流値から抵抗値を計算し、これとコイルユニット情報とから、各コイルユニットの接続数を識別する。 The identification unit 206 includes a memory that stores RF coil information that associates ID information described later and the type of the RF receiving coil, and coil unit information that associates a predetermined resistance value and the type of the coil unit. The identification unit 206 identifies the type of the RF reception coil (whether it is a connected type) from the ID information and the RF coil information received from the RF coil 15 via the reception unit 19. The coil identification unit 206 calculates a resistance value from a current value received from the second coil ID unit 156, which will be described later, via the reception unit 19, and determines the number of connections of each coil unit from this and coil unit information. Identify.

また、識別部２０６は、受信信号が送り出されない受信信号線Ｒｉ（後述）を特定することにより、撮影に使用されないチャネルを自動的に認識する。 Further, the identification unit 206 automatically recognizes a channel that is not used for photographing by specifying a reception signal line Ri (described later) from which a reception signal is not sent out.

なお、ＲＦコイル情報及びコイルユニット情報は、記憶部２０１に記憶される構成であってもよく、また、コイル識別部２０６が有する識別機能は、システム制御部２０２が有する構成であってもよい。 Note that the RF coil information and the coil unit information may be stored in the storage unit 201, and the identification function included in the coil identification unit 206 may be configured in the system control unit 202.

トラップ回路制御部２０７は、各チャネルに対応して設けられているトラップ回路（後述）を所定のタイミングでＯＮ／ＯＦＦ制御する。このトラップ回路制御部２０７の制御により、各トラップ回路は、送信時は各チャネルが送信パルスを受信しない様にし、又は受信時において所定のチャネルが他のチャネルとカップリングしないように、各チャネルに対応するコイルの（システム側から見た）インピーダンスを制御する。 The trap circuit control unit 207 controls ON / OFF of a trap circuit (described later) provided for each channel at a predetermined timing. The trap circuit control unit 207 controls each channel so that each channel does not receive a transmission pulse at the time of transmission, or a predetermined channel does not couple with other channels at the time of reception. Control the impedance of the corresponding coil (viewed from the system side).

入力部２０８は、オペレータからの各種指示・命令・情報を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。 The input unit 208 has an input device (mouse, trackball, mode changeover switch, keyboard, etc.) for capturing various instructions, commands, and information from the operator.

表示部２４は、データ処理部２０から入力したスペクトラム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。 The display unit 24 is an output unit that displays spectrum data or image data input from the data processing unit 20.

（ＲＦ受信コイル）
次に、ＲＦ受信コイル１５の構成について、さらに詳しく説明する。なお、シングルコイル方式を採用する場合には、以下に説明する構成、機能等を、ＲＦ送受信コイルが具備することになる。 (RF receiver coil)
Next, the configuration of the RF receiving coil 15 will be described in more detail. In the case of adopting the single coil system, the RF transmitting / receiving coil has the configuration and functions described below.

本ＲＦ受信コイル１５は、所定の方向に連結された複数のコイルユニットから構成される。各コイルユニットは脱着自在となっており、自由に取り外したり交換したりすることができる。また、各コイルユニットは、必ずしも同一の種類である必要はない。以下、説明を具体的にするために、二種類のコイルユニットから構成されるＲＦ受信コイルを例とする。 The RF receiving coil 15 is composed of a plurality of coil units connected in a predetermined direction. Each coil unit is detachable and can be freely removed and replaced. Further, the coil units are not necessarily of the same type. Hereinafter, in order to make the description concrete, an RF receiving coil composed of two types of coil units is taken as an example.

図２は、一つのコイルユニット１５０と、三つのコイルユニット１５１とから構成されるＲＦ受信コイル１５を示した図である。図２に示すように、コイルユニット１５０、１５１は、所定の方向（被検体の体軸方向）に沿って連結されている。なお、以下の説明においては、コイルユニットが連結される方向を「連結方向」と呼ぶことにする。 FIG. 2 is a diagram showing the RF receiving coil 15 including one coil unit 150 and three coil units 151. As shown in FIG. 2, the coil units 150 and 151 are connected along a predetermined direction (the body axis direction of the subject). In the following description, the direction in which the coil units are connected is referred to as the “connection direction”.

図３は、コイルユニット１５０の構成を、図４は、コイルユニット１５１の構成をそれぞれ説明するための図である。 FIG. 3 is a diagram for explaining the configuration of the coil unit 150, and FIG. 4 is a diagram for explaining the configuration of the coil unit 151.

図３に示すように、コイルユニット１５０は、一つのコイルエレメント１５０ａと、一つのコイルエレメントユニット１５０ｂとを有している。 As shown in FIG. 3, the coil unit 150 includes one coil element 150a and one coil element unit 150b.

コイルエレメント１５０ａは、撮影部位に対応した形状を有しており、被検体に励起用高周波を印加するため、又は被検体に発生した磁気共鳴信号を受信するためのコイルである。このコイルエレメント１５０ａは、一チャネルを構成する。 The coil element 150a has a shape corresponding to an imaging region, and is a coil for applying a high frequency for excitation to the subject or receiving a magnetic resonance signal generated in the subject. The coil element 150a constitutes one channel.

コイルエレメントユニット１５０ｂは、コイルエレメント１５０ａの半分の形状を有するものである。複数のコイルユニットを連結した結果、隣り合うコイルエレメントユニット１５０ｂ同士が連結されることによって、一チャネルを構成するコイルエレメント１５０ａが形成される。 The coil element unit 150b has a half shape of the coil element 150a. As a result of connecting a plurality of coil units, adjacent coil element units 150b are connected to each other, whereby a coil element 150a constituting one channel is formed.

また、コイルユニット１５０は、被検体の体軸方向に沿ってコイルユニット同士を連結するための連結部材（図示せず）を、連結方向の上流側（後述する受信信号線の引き出し側）の側面に有している。この連結部材は、コイルユニット同士を機械的に連結する機械的連結部と、コイルエレメントユニット１５０ｂ同士を電気的に接続するための電気的接続部とを有している。特に、電気的接続部は、高い導電性を確保するため、位置決め用の機械的スライド部を有している。この機械的スライド部により、コイルユニット１５０の位置を調整することで、コイルエレメントユニット１５０ｂ間の正確なアライメントを行うことができる。 In addition, the coil unit 150 includes a connecting member (not shown) for connecting the coil units along the body axis direction of the subject, on the side surface on the upstream side in the connecting direction (the reception signal line drawing side described later). Have. This connecting member has a mechanical connecting part for mechanically connecting the coil units and an electrical connecting part for electrically connecting the coil element units 150b. In particular, the electrical connection portion has a mechanical slide portion for positioning in order to ensure high conductivity. By adjusting the position of the coil unit 150 with this mechanical slide portion, accurate alignment between the coil element units 150b can be performed.

なお、この連結部材の構成をできるだけ簡略にするため、及び操作者の作業負担をできるだけ軽減させるために、コイルユニット同士は、図２に示すようにコイルエレメントユニット１５０ｂの真っ直ぐな部分で連結されることが好ましい。 In order to simplify the structure of the connecting member as much as possible and reduce the work burden on the operator as much as possible, the coil units are connected by a straight portion of the coil element unit 150b as shown in FIG. It is preferable.

一方、図４に示すように、コイルユニット１５１は、コイルユニット１５０は、一つのコイルエレメント１５０ａと、二つのコイルエレメントユニット１５０ｂとを有している。コイルエレメントユニット１５０ｂの一方は連結方向の上流側に、他方は連結方向の下流側（後述する受信信号線の引き出しとは反対側）に設けられている。 On the other hand, as shown in FIG. 4, the coil unit 151 includes one coil element 150a and two coil element units 150b. One of the coil element units 150b is provided on the upstream side in the connection direction, and the other is provided on the downstream side in the connection direction (on the opposite side to the reception signal line drawing described later).

また、コイルユニット１５１は、被検体の体軸方向に沿ってコイルユニット同士を連結するための連結部材を、当該コイルユニット１５１の上流側及び下流側の側面に有している。この連結部材により、連結方向に沿ってコイルユニット１５１同士、及びコイルユニット１５１とコイルユニット１５０とが連結され、また、コイルエレメントユニット１５０ｂ同士が電気的に接続される。 In addition, the coil unit 151 has connecting members for connecting the coil units along the body axis direction of the subject on the upstream and downstream side surfaces of the coil unit 151. By this connecting member, the coil units 151, the coil unit 151 and the coil unit 150 are connected along the connecting direction, and the coil element units 150b are electrically connected.

なお、コイルエレメントユニット１５０ｂの連結部位は、そのまま露出していると収納や運搬時において破損する危険性がある。従って、各コイルユニットは、当該連結部位を覆い保護するための保護部を有することが好ましい。 In addition, if the connection part of the coil element unit 150b is exposed as it is, there is a risk of damage during storage or transportation. Therefore, each coil unit preferably has a protection portion for covering and protecting the connection portion.

また、図２では、一つのコイルユニット１５０と、三つのコイルユニット１５１とを有するＲＦ受信コイル１５を示した。従って、これらを連結することにより、同図に示すように７個のコイルエレメント１５０ａが形成されることになり、当該ＲＦ受信コイルは７チャネルを有するものとなる。 Further, FIG. 2 shows the RF receiving coil 15 having one coil unit 150 and three coil units 151. Therefore, by connecting them, seven coil elements 150a are formed as shown in the figure, and the RF receiving coil has seven channels.

（コイルユニットの種類及び連結数の識別）
本ＲＦ受信コイル１５は、複数のコイルユニットが連結された構成を有している。また、本ＲＦ受信コイル１５では、異なる種類のコイルユニットが混在する場合がある。従って、システム側は、特に後述するトラップ回路制御の観点から、接続されたＲＦ受信コイルが連結型のコイルであるか否か、及び各コイルユニットの連結数を把握する必要がある。本ＲＦ受信コイル１５は、システム側にこれらの情報を認識させる機能を有するものである。以下、ＲＦ受信コイル１５種類及びコイルユニットの連結数の識別について説明する。 (Identification of coil unit type and number of connections)
The RF receiving coil 15 has a configuration in which a plurality of coil units are connected. Moreover, in this RF receiving coil 15, different types of coil units may be mixed. Accordingly, it is necessary for the system side to grasp whether or not the connected RF receiving coil is a coupling type coil and the number of coupling of each coil unit, particularly from the viewpoint of trap circuit control described later. The RF receiving coil 15 has a function of causing the system side to recognize such information. Hereinafter, identification of 15 types of RF receiving coils and the number of connected coil units will be described.

図５は、ＲＦ受信コイル１５が有するコイルユニットの種類及び連結数の識別機能を説明するための図である。同図に示すように、各コイルユニットは、第１のコイルＩＤ部１５４と、第２のコイルＩＤ部１５６とを有している。 FIG. 5 is a diagram for explaining the function of identifying the type and number of connections of the coil unit included in the RF receiving coil 15. As shown in the figure, each coil unit has a first coil ID portion 154 and a second coil ID portion 156.

第１のコイルＩＤ部１５４は、ディップスイッチによるオープン及びショートの情報により、当該ＲＦ受信コイル１５が連結型であることを意味するＩＤ情報を表す特定のパターンのＩＤ信号を発生する。このＩＤ信号により、当該ＲＦ受信コイル１５が当該コイルユニットから構成される連結型であることをシステム側に知らせることができる。 The first coil ID unit 154 generates an ID signal having a specific pattern that represents ID information indicating that the RF receiving coil 15 is a connection type, based on open / short information by the DIP switch. By this ID signal, it is possible to notify the system side that the RF receiving coil 15 is a connected type constituted by the coil unit.

なお、システムは、いずれかのコイルユニットの第１のコイルＩＤ部１５４が発生するＩＤ信号を受信することで、本ＲＦ受信コイルが連結型であることを認識することができる。従って、装置を簡単にするため、例えば最も上流側にあるコイルユニット１５１の第１のコイルＩＤ部１５４が発生するＩＤ信号がシステムに認識される構成とすればよい。 Note that the system can recognize that the RF receiving coil is of a connected type by receiving an ID signal generated by the first coil ID unit 154 of any one of the coil units. Therefore, in order to simplify the apparatus, for example, the system may recognize the ID signal generated by the first coil ID unit 154 of the coil unit 151 located on the most upstream side.

第２のコイルＩＤ部１５６は、コイルユニットの種類に対応した複数のＩＤ信号線Ｉｉ（ｉ＝１〜ｎ。ただし、ｎはコイルユニットの種類の数。）と、複数の信号線Ｉｉのうち当該コイルユニットが該当する種類に対応する信号線に設けられ、コイルユニットの種類毎に決められた抵抗値を持つ抵抗ｒｉと、を有している。各ＩＤ信号線は、図示していない連結部材によってユニット間で電気的に接続される。この第２のコイルＩＤ部１５６により、どの種類のコイルユニットがいくつ接続されているのかは、次の様にして認識される。 The second coil ID unit 156 includes a plurality of ID signal lines Ii (i = 1 to n, where n is the number of types of coil units) corresponding to the type of coil unit, and a plurality of signal lines Ii. The coil unit is provided on a signal line corresponding to the corresponding type, and has a resistance ri having a resistance value determined for each type of the coil unit. Each ID signal line is electrically connected between units by a connecting member (not shown). This second coil ID unit 156 recognizes how many types of coil units are connected as follows.

すなわち、図５に示すように、コイルユニット１５０を示す抵抗ｒ１（抵抗値ｒ１）が、当該コイルユニット１５０に該当する信号線Ｉ１上に設けられている。システム側は、信号線Ｉ１を定電圧電源に繋ぎ、その電流値を計測することで抵抗値を把握することができる。計測の結果、得られた抵抗値が抵抗値ｒ１の一倍であれば、本ＲＦ受信コイル１５にはコイルユニット１５０が一つ連結されていることがわかる。 That is, as shown in FIG. 5, the resistor r 1 (resistance value r 1) indicating the coil unit 150 is provided on the signal line I 1 corresponding to the coil unit 150. The system side can grasp the resistance value by connecting the signal line I1 to a constant voltage power source and measuring the current value. As a result of the measurement, if the obtained resistance value is one times the resistance value r1, it can be seen that one coil unit 150 is connected to the RF receiving coil 15.

また、コイルユニット１５１についても同様にして連結数を認識することができる。すなわち、コイルユニット１５１を示す抵抗ｒ２（抵抗値ｒ２）が、当該コイルユニット１５０に該当する信号線Ｉ２上に設けられている。システム側は、信号線Ｉ２を定電圧電源に繋いて抵抗値を取得し、その値が抵抗値ｒ２の３倍であることにより、コイルユニット１５１が三つ連結されていることを認識することができる。 Similarly, the number of connections can be recognized for the coil unit 151 as well. That is, the resistor r 2 (resistance value r 2) indicating the coil unit 151 is provided on the signal line I 2 corresponding to the coil unit 150. The system side recognizes that three coil units 151 are connected by connecting the signal line I2 to a constant voltage power source and acquiring a resistance value, and the value is three times the resistance value r2. it can.

なお、各コイルユニットに対応する信号線Ｉｉの最も下流側の端点Ｅ（すなわち、コイルユニット１５０における信号線Ｉｉの下流側の端点）は、図５に示すように、自動的にグランド接続されるようになっている。 The end point E on the most downstream side of the signal line Ii corresponding to each coil unit (that is, the end point on the downstream side of the signal line Ii in the coil unit 150) is automatically grounded as shown in FIG. It is like that.

（受信信号線の連結）
次に、各チャネルから引き出される受信信号の各コイルユニット間での連結方法について説明する。 (Reception signal line connection)
Next, a method for connecting the reception signals drawn from the respective channels between the respective coil units will be described.

図６は、受信信号の連結方法について説明するための図である。同図に示す様に、受信信号線Ｒｉは、当該コイルユニット及び下流側に存在するコイルユニットのチャネル数を少なくとも包含する数だけ設けられている。 FIG. 6 is a diagram for explaining a method of connecting received signals. As shown in the figure, the reception signal lines Ri are provided in a number that includes at least the number of channels of the coil unit and the coil unit existing on the downstream side.

各受信信号線は、各チャネル、すなわち各コイルエレメント１５０ａ（コイルエレメントユニット１５０ｂの連結によって形成されたものを含む）から引き出され、連結方向に沿って磁気共鳴イメージング装置１０の受信部１９に接続されている。 Each reception signal line is drawn from each channel, that is, each coil element 150a (including one formed by coupling of the coil element units 150b), and is connected to the reception unit 19 of the magnetic resonance imaging apparatus 10 along the coupling direction. ing.

また、上流側のコイルエレメントユニット１５０ｂと受信信号線Ｒｉとの間には、切替スイッチ１５７が設けられている。この切替スイッチ１５７は、当該コイルエレメントユニット１５０ｂがさらに隣の（下流側の）コイルエレメントユニット１５０ｂに連結されコイルエレメント１５０ａを形成する場合には、形成されたコイルエレメント１５０ａからの受信信号をシステム側に送り出すため、自動的に閉じた状態となる（図６のチャネル２に対応する切替スイッチ１５７参照）。一方、切替スイッチ１５７は、当該コイルエレメントユニット１５０ｂが他のコイルエレメントユニット１５０ｂに連結されずコイルエレメント１５０ａを形成しない場合には、当該コイルエレメントユニット１５０ｂの受信信号をシステム側に送り出さないようにするため、自動的に開いた状態となる（図６のチャネルＮに対応する切替スイッチ１５７参照）。なお、この切替スイッチ１５７の自動的な開閉は、コイルユニット同士を連結させるための連結部材と連動させることによって、容易に実現することができる。 A changeover switch 157 is provided between the upstream coil element unit 150b and the reception signal line Ri. When the coil element unit 150b is further connected to the adjacent (downstream) coil element unit 150b to form the coil element 150a, the changeover switch 157 receives a reception signal from the formed coil element 150a on the system side. Therefore, it automatically closes (see the changeover switch 157 corresponding to channel 2 in FIG. 6). On the other hand, when the coil element unit 150b is not connected to another coil element unit 150b and does not form the coil element 150a, the changeover switch 157 prevents the reception signal of the coil element unit 150b from being sent to the system side. Therefore, it is automatically opened (see the changeover switch 157 corresponding to the channel N in FIG. 6). The automatic opening / closing of the changeover switch 157 can be easily realized by interlocking with a connecting member for connecting the coil units.

特に、切替スイッチ１５７が自動的に開いた状態となる場合には、各チャネルに対応するコイルエレメントの受信状態のインピーダンス（例えば、５０Ω）から大きく外れた抵抗と接続されるようにすれば、各受信信号線のインピーダンスを測定することにより、システム側は、受信信号が送り出されない受信信号線Ｒｉを特定することができ、撮影に使用されていないチャネルを自動的に把握することができる。（トラップ回路の制御及び制御信号の連結方法）
次に、各チャネルに設けられるトラップ回路の制御、及び当該トラップ回路から引き出される制御信号線Ｃｉの各コイルユニット間での連結方法について説明する。 In particular, when the changeover switch 157 is automatically opened, it is possible to connect each resistor to a resistor greatly deviating from the impedance (for example, 50Ω) of the reception state of the coil element corresponding to each channel. By measuring the impedance of the reception signal line, the system side can identify the reception signal line Ri from which the reception signal is not sent out, and can automatically grasp the channels that are not used for imaging. (Trap circuit control and control signal connection method)
Next, a control method of the trap circuit provided in each channel and a connection method between the coil units of the control signal line Ci drawn from the trap circuit will be described.

図７は、本ＲＦ受信コイル１５のトラップ回路の制御及び制御信号の連結方法を説明するための図である。同図に示すように、各コイルユニット（図７では、二つのコイルユニット１５１のみ図示）は、トラップ回路１５８、制御信号線Ｃｉを有している。 FIG. 7 is a diagram for explaining the trap circuit control of the RF receiving coil 15 and a control signal connection method. As shown in the figure, each coil unit (only two coil units 151 are shown in FIG. 7) has a trap circuit 158 and a control signal line Ci.

トラップ回路１５８は、励起高周波の送信時に各チャネルが不必要な信号を受信しないようにするため、及び撮影に使用しないチャネルが不必要な信号を受信しないようにするために、各チャネルを制御するための回路である。このトラップ回路１５８は、トラップ回路制御部２０７からの制御信号によって、次の様に制御される。 The trap circuit 158 controls each channel so that each channel does not receive an unnecessary signal when transmitting an excitation high frequency, and each channel not used for imaging does not receive an unnecessary signal. It is a circuit for. The trap circuit 158 is controlled as follows by a control signal from the trap circuit control unit 207.

すなわち、撮影に使用されないチャネルに対応するトラップ回路１５８は、高周波送受信に起因する電磁誘導により、他のチャネルとカップリングしないように（当該チャネルに電流が流れないように）、当該チャネルのコイルエレメントの（システム側から見た）インピーダンスを制御する。また、撮影に使用するチャネルについても、励起高周波を送信時に当該高周波を受信しないように（当該チャネルに電流が流れないように）、当該チャネルのコイルエレメントのインピーダンスを制御する。一方、撮影に使用するチャネルに対応するトラップ回路１５８は、被検体に発生する磁気共鳴信号を受信する受信モード時においてはＯＦＦ状態とされ、接続されたコイルエレメントに対して積極的な制御を行わない。なお、撮影に使用されるチャネルの把握は、上述した通りである。 That is, the trap circuit 158 corresponding to a channel that is not used for imaging does not couple with another channel (so that no current flows through the channel) due to electromagnetic induction caused by high-frequency transmission / reception. Controls the impedance (viewed from the system side). Also, for the channel used for imaging, the impedance of the coil element of the channel is controlled so as not to receive the high frequency when transmitting the excitation high frequency (so that no current flows through the channel). On the other hand, the trap circuit 158 corresponding to the channel used for imaging is turned off in the reception mode for receiving the magnetic resonance signal generated in the subject, and actively controls the connected coil elements. Absent. Note that the channel used for shooting is as described above.

なお、トラップ回路１５８は、上述した制御を可能とするものであれば、各チャネルを積極的に電気的制御するものである必要はない。例えば、電流の流れを発生させないクロスダイオード回路（二つのダイオードからなり、自身のアノードを相手のカソードに接続した回路）等により、各チャネルを次の様に消極的に電気的制御するものであってもよい。 Note that the trap circuit 158 does not need to actively control each channel as long as the above-described control is possible. For example, each channel is passively electrically controlled as follows by a cross diode circuit (a circuit composed of two diodes and having its anode connected to the other cathode) that does not generate a current flow. May be.

図８は、コイルエレメント１５０ａが送信パルスを受信しないようにするために、スイッチの代わりにトラップ回路１５８内に設けられるクロスダイオードＤの配置例を示した図である。受信時には、クロスダイオードＤの両端Ａ−Ｆには殆ど起電力が発生せず、クロスダイオードＤはＯＦＦ状態となり、トラップ回路は作動しない。従って、コイルエレメント１５０ａで受信した信号は、そのままシステム側に送り出すことができる。 FIG. 8 is a diagram showing an arrangement example of the cross diode D provided in the trap circuit 158 instead of the switch so that the coil element 150a does not receive the transmission pulse. At the time of reception, almost no electromotive force is generated at both ends AF of the cross diode D, the cross diode D is turned off, and the trap circuit does not operate. Therefore, the signal received by the coil element 150a can be sent to the system side as it is.

一方、送信時には、送信パルスによってＡ−Ｂ間に高周波電圧がかかるため、送信パルスによる大出力電磁波により電磁誘導が発生し、Ａ−Ｆ−Ｂ間にも同様の電あるがかかる。そのため、クロスダイオードＤの両端（Ａ−Ｆ間）にも大電圧が掛かることになり、クロスダイオードＤがＯＮした状態となる。その結果、トラップ回路１５８が作動（ＬとＣの共振）することになり、実質的にＡ−Ｂ間がオープンとなるため、コイルエレメント１５０ａから受信した送信パルスがシステム側に流れ込むのを遮断することができる。 On the other hand, at the time of transmission, a high-frequency voltage is applied between A and B due to the transmission pulse. Therefore, electromagnetic induction is generated by a large output electromagnetic wave due to the transmission pulse, and the same electricity is applied between A and F-B. Therefore, a large voltage is also applied to both ends (between A and F) of the cross diode D, and the cross diode D is turned on. As a result, the trap circuit 158 is activated (resonance between L and C), and the circuit between A and B is substantially opened, so that the transmission pulse received from the coil element 150a is blocked from flowing into the system side. be able to.

制御信号線Ｃｉは、各コイルユニットにおいて、当該コイルユニット及び下流側のコイルユニットのチャネル数を少なくとも包含する数だけ設けられている。各制御信号線Ｃｉは、対応するトラップ回路１５８に接続され、磁気共鳴イメージング装置本体からの制御信号を当該対応するトラップ回路１５８に送り出す。 In each coil unit, the control signal line Ci is provided in a number that includes at least the number of channels of the coil unit and the downstream coil unit. Each control signal line Ci is connected to a corresponding trap circuit 158 and sends a control signal from the magnetic resonance imaging apparatus main body to the corresponding trap circuit 158.

なお、この制御信号線Ｃｉは、コイルユニットを連結部材によって接続することにより、ユニット間で電気的に接続される。 The control signal line Ci is electrically connected between the units by connecting the coil units with a connecting member.

以上述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。 According to the configuration described above, the following effects can be obtained.

本ＲＦコイルは、患者の体軸方向に沿って連結された複数のコイルユニットから構成されており、各コイルユニットは、脱着自在となっている。従って、可搬型天板により患者をストレッチャー等に移動する場合、個々のコイルユニットに分解してＲＦコイルを取り外すことで、当該患者の移動を容易に行うことができる。また、当該ＲＦコイルのコイル置き場までの運搬についても、個々のコイルユニットに分解することで、容易に実行することができる。 This RF coil is comprised from the several coil unit connected along the patient's body-axis direction, and each coil unit is detachable. Therefore, when a patient is moved to a stretcher or the like by a portable top plate, the patient can be easily moved by disassembling into individual coil units and removing the RF coil. In addition, transportation of the RF coil to the coil storage site can be easily performed by disassembling into individual coil units.

また、本ＲＦコイルを構成するコイルユニット同士は、コイルエレメントユニットの真っ直ぐな部分で連結される様になっている。従って、コイルユニットの連結部材の構成をできるだけ簡略にでき、また、操作者の作業負担を軽減させることができる。 Further, the coil units constituting the RF coil are connected to each other at a straight portion of the coil element unit. Therefore, the structure of the connecting member of the coil unit can be simplified as much as possible, and the work burden on the operator can be reduced.

また、本ＲＦコイルは、その種類、種類別のコイルユニットの接続数、撮影に使用されるチャネルを自動的にシステム側に知らせることができる。従って、操作者は、例えばコイルユニットを連結したり取り外したりした場合であっても、いちいちＲＦコイルの種類、接続数、使用チャネルを入力する必要がない。その結果、操作者の作業負担を軽減させることができる。 In addition, this RF coil can automatically notify the system side of the type, the number of coil units connected for each type, and the channel used for imaging. Therefore, even if the operator connects or removes the coil unit, for example, it is not necessary to input the type of RF coil, the number of connections, and the channel to be used. As a result, the work burden on the operator can be reduced.

また、本ＲＦコイルは、コイルエレメントが一チャネルとして有効に機能する場合には、受信信号ラインとシステム側とを自動的に接続し、一チャネルとして機能しない場合には、受信信号ラインとシステム側とを自動的に切断するスイッチを有している。従って、受信信号ラインとシステム側との接続切替を人為的に制御する必要がなく、操作者の作業負担を軽減させることができる。また、不要なコイルエレメントからのノイズを自動的に遮断することができる。 In addition, this RF coil automatically connects the reception signal line and the system side when the coil element functions effectively as one channel, and receives the signal line and the system side when it does not function as one channel. And a switch for automatically disconnecting. Therefore, it is not necessary to artificially control connection switching between the reception signal line and the system side, and the operator's work load can be reduced. Further, it is possible to automatically block noise from unnecessary coil elements.

また、本ＲＦコイルのコイルエレメントは、接続されたトラップ回路により、送信時又は受信時において所定のチャネルが他のチャネルとカップリングしないように、システム側から見たインピーダンスが制御される。従って、励起高周波送信時、又は磁気共鳴信号受信時においても、各チャネルの不必要な信号検出を防止することができる。 Further, the impedance of the coil element of the RF coil as viewed from the system side is controlled by a connected trap circuit so that a predetermined channel is not coupled with another channel at the time of transmission or reception. Therefore, unnecessary signal detection of each channel can be prevented even during excitation high-frequency transmission or magnetic resonance signal reception.

（第２の実施形態）
上記第１の実施形態にて説明したＲＦ受信コイルは、図２に示した様に、連結された二種類のコイルユニット１５０、１５１によって構成されるものであったが、使用するコイルユニットの種類の数に限定はなく、連結された三種類以上のコイルユニットによって構成されるものであってもよい。また、各コイルユニットが有するコイルエレメントの種類も二種以上であってよく、さらに、各種類に対応するコイルエレメントを複数有する構成であってもよい。 (Second Embodiment)
As shown in FIG. 2, the RF receiving coil described in the first embodiment is composed of two connected coil units 150 and 151. There is no limitation on the number of these, and it may be constituted by three or more types of connected coil units. Further, there may be two or more types of coil elements included in each coil unit, and a configuration having a plurality of coil elements corresponding to each type may be employed.

以上の観点から、本実施形態では、複数種類のコイルエレメントを種類毎に複数個有するコイルユニット、及び複数種類の当該コイルユニットを連結して構成されるＲＦ受信コイルについて説明する。なお、各コイルユニット又は本ＲＦ受信コイルについては、第１の実施形態にて説明したものと同様の構成によって、コイルユニットの種類及び連結数の識別機能、受信信号線の連結機能、トラップ回路の制御機能、制御信号の連結機能を有するものとする。 From the above viewpoint, in the present embodiment, a description will be given of a coil unit having a plurality of types of coil elements for each type, and an RF receiving coil configured by connecting a plurality of types of the coil units. Each coil unit or the present RF receiving coil has the same configuration as that described in the first embodiment, so that the type of the coil unit and the number of connections, the reception signal line connection function, the trap circuit It shall have a control function and a control signal connection function.

図９は、本実施形態に係るＲＦ受信コイル１５の一例を示しており、各コイルエレメント、各コイルエレメントユニットの配置を説明するための図である。また、図１０は、側面から見た本ＲＦ受信コイル１５を示した図である。各図に示す様に、本ＲＦ受信コイル１５は、五種類のコイルユニット（頭部用コイルユニット２５２、ネック−スパイン用コイルユニット２５３、スパイン用コイルユニット２５４、腹部用コイルユニット２５５、膝用コイルユニット２５６）から構成されている。各コイルユニットは、それぞれ測定部位に対応したコイルエレメントを有している。 FIG. 9 shows an example of the RF receiving coil 15 according to this embodiment, and is a diagram for explaining the arrangement of each coil element and each coil element unit. FIG. 10 is a diagram showing the RF receiving coil 15 as viewed from the side. As shown in each figure, this RF receiving coil 15 is composed of five types of coil units (head coil unit 252, neck-spine coil unit 253, spine coil unit 254, abdominal coil unit 255, knee coil. Unit 256). Each coil unit has a coil element corresponding to the measurement site.

頭部用コイルユニット２５２は、第１の頭部用コイルユニット２５２Ａ（図９参照）と、第２の頭部用コイルユニット２５２Ｂ（図１０参照）とを有している。各頭部用コイルユニットには、頭部を撮影するためのコイルエレメント２５２ａ、コイルエレメントユニット２５２ｂ等が設けられている。 The head coil unit 252 includes a first head coil unit 252A (see FIG. 9) and a second head coil unit 252B (see FIG. 10). Each head coil unit is provided with a coil element 252a, a coil element unit 252b, and the like for photographing the head.

ネック−スパイン用コイルユニット２５３は、脊椎を撮影するためのコイルエレメント２５３ａ、コイルエレメントユニット２５３ｂ、２５３ｃ等を有している。特に、コイルエレメントユニット２５３ｂは、頭部用コイルユニット２５２のコイルエレメントユニット２５２ｂと連結されることにより、ネック撮影用のコイルエレメントを形成する。 The neck-spine coil unit 253 includes a coil element 253a and coil element units 253b and 253c for photographing the spine. In particular, the coil element unit 253b is connected to the coil element unit 252b of the head coil unit 252, thereby forming a coil element for neck photography.

スパイン用コイルユニット２５４は、脊椎を撮影するためのコイルエレメント２５４ａ、コイルエレメントユニット２５４ｂ、２５４ｃを有している。特に、コイルエレメントユニット２５４ｂは、コイルエレメントユニット２５４ｃ又は２５３ｃと連結されることにより、脊椎撮影用のコイルエレメントを形成する。 The spine coil unit 254 includes a coil element 254a and coil element units 254b and 254c for photographing the spine. In particular, the coil element unit 254b is connected to the coil element unit 254c or 253c to form a coil element for spinal imaging.

図１０に示す腹部用コイルユニット２５５は、腹部を撮影するためのコイルエレメント（図示せず）を有している。この腹部用コイルユニット２５５は、例えば図示していない所定の凸部を、凹部２５４ｄにはめ込むことで、スパイン用コイルユニット２５４の上側に設置される。 The abdomen coil unit 255 shown in FIG. 10 has a coil element (not shown) for photographing the abdomen. The abdomen coil unit 255 is installed on the upper side of the spine coil unit 254, for example, by fitting a predetermined convex part (not shown) into the concave part 254d.

膝用コイルユニット２５６は、膝を撮影するためのコイルエレメント２５６ａ、コイルエレメントユニット２５６ｂを有している。特に、コイルエレメントユニット２５６ｂは、コイルエレメントユニット２５４ｃと連結されることにより、脊椎撮影用のコイルエレメントを形成する。 The knee coil unit 256 includes a coil element 256a and a coil element unit 256b for photographing the knee. In particular, the coil element unit 256b is connected to the coil element unit 254c to form a coil element for spinal photography.

以上述べた様に、本発明の技術的思想によれば、複数種類のコイルエレメントを種類毎に複数個有するコイルユニット、及び複数種類の当該コイルユニットを連結して構成されるＲＦ受信コイルを実現することも可能である。従って、種々のコイルエレメントの組み合わせにより、患者の体格・体型に対応するＲＦコイル、及び撮影目的や撮影プランに応じたＲＦコイルを組み立てることができる。その結果、磁気共鳴イメージングにおける撮影自由度を拡張することができ、個々の患者に適合する好適な撮影を実現することができる。 As described above, according to the technical idea of the present invention, a coil unit having a plurality of types of coil elements for each type and an RF receiving coil configured by connecting a plurality of types of the coil units are realized. It is also possible to do. Therefore, by combining various coil elements, it is possible to assemble an RF coil corresponding to the patient's physique and body shape and an RF coil corresponding to the imaging purpose and imaging plan. As a result, the imaging freedom in magnetic resonance imaging can be expanded, and suitable imaging suitable for individual patients can be realized.

なお、本発明は上記各実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。 Note that the present invention is not limited to the above-described embodiments as they are, and can be embodied by modifying the components without departing from the scope of the invention in the implementation stage.

（１）例えば、本ＲＦコイルを構成するコイルユニットの配列順序は、自由に入れ替えできるようにすることも可能である。これは、各コイルユニットに、当該ＲＦコイルが有する最大チャネル数に対応する受信信号Ｒｉ、制御信号Ｃｉを設けることによって実現することができる。 (1) For example, the arrangement order of the coil units constituting the RF coil can be freely changed. This can be realized by providing each coil unit with a reception signal Ri and a control signal Ci corresponding to the maximum number of channels of the RF coil.

（２）当然ながら、各コイルユニットは、単独でも使用可能である。 (2) Naturally, each coil unit can be used alone.

また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。 In addition, various inventions can be formed by appropriately combining a plurality of constituent elements disclosed in the embodiment. For example, some components may be deleted from all the components shown in the embodiment. Furthermore, constituent elements over different embodiments may be appropriately combined.

図１は、本磁気共鳴イメージング装置１０の構成を示すブロック図である。FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of the magnetic resonance imaging apparatus 10. 図２は、一つのコイルユニット１５０と、三つのコイルユニット１５１とから構成されるＲＦ受信コイル１５を示した図である。FIG. 2 is a diagram showing the RF receiving coil 15 including one coil unit 150 and three coil units 151. 図３は、本ＲＦコイル１５を構成するコイルユニット１５０の一例を示した図である。FIG. 3 is a view showing an example of the coil unit 150 constituting the RF coil 15. 図３は、本ＲＦコイル１５を構成するコイルユニット１５１の一例を示した図である。FIG. 3 is a diagram showing an example of the coil unit 151 that constitutes the RF coil 15. 図５は、ＲＦ受信コイル１５が有するコイルユニットの種類及び連結数の識別機能を説明するための図である。FIG. 5 is a diagram for explaining the function of identifying the type and number of connections of the coil unit included in the RF receiving coil 15. 図６は、受信信号の連結方法について説明するための図である。FIG. 6 is a diagram for explaining a method of connecting received signals. 図７は、本ＲＦ受信コイル１５のトラップ回路の制御及び制御信号の連結方法を説明するための図である。FIG. 7 is a diagram for explaining the trap circuit control of the RF receiving coil 15 and a control signal connection method. 図８は、本ＲＦ受信コイル１５のトラップ回路の一例を示した図である。FIG. 8 is a diagram showing an example of the trap circuit of the RF receiving coil 15. 図９は、第２の実施形態に係るＲＦ受信コイル１５の一例を示しており、各コイルエレメント、各コイルエレメントユニットの配置を説明するための図である。FIG. 9 shows an example of the RF receiving coil 15 according to the second embodiment, and is a diagram for explaining the arrangement of each coil element and each coil element unit. 図１０は、側面から見た第２の実施形態に係るＲＦ受信コイル１５を示した図である。FIG. 10 is a view showing the RF receiving coil 15 according to the second embodiment as viewed from the side. 図１１は、従来のＲＦコイルの一例を示した図である。FIG. 11 is a diagram showing an example of a conventional RF coil. 図１２は、従来のＲＦコイルの一例を示した図である。FIG. 12 is a diagram showing an example of a conventional RF coil.

Explanation of symbols

１０…磁気共鳴イメージング装置、１１…静磁場磁石、１２…冷却系システム制御部、１３…傾斜磁場コイル、１４…高周波送信コイル、１５…高周波受信コイル、１８…送信部、１９…受信部、２０…データ処理部、２４…表示部、２０１…記憶部、２０２…システム制御部、２０３…データ収集部、２０４…再構成部、２０６…識別部、２０７…トラップ回路制御部、２０８…入力部、２５２…頭部用コイルユニット、２５３…ネック−スパイン用コイルユニット、２５４…スパイン用コイルユニット、２５５…腹部用コイルユニット、２５６…膝用コイルユニット DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 ... Magnetic resonance imaging apparatus, 11 ... Static magnetic field magnet, 12 ... Cooling system control part, 13 ... Gradient magnetic field coil, 14 ... High frequency transmission coil, 15 ... High frequency reception coil, 18 ... Transmission part, 19 ... Reception part, 20 ... Data processing unit, 24 ... Display unit, 201 ... Storage unit, 202 ... System control unit, 203 ... Data collection unit, 204 ... Reconstruction unit, 206 ... Identification unit, 207 ... Trap circuit control unit, 208 ... Input unit, 252 ... Coil unit for head, 253 ... Coil unit for neck-spine, 254 ... Coil unit for spine, 255 ... Coil unit for abdomen, 256 ... Coil unit for knee

Claims

An RF coil connected to a magnetic resonance imaging apparatus and used for at least high frequency reception in magnetic resonance imaging,
A plurality of coil units that are connected and removable in two or more along a predetermined direction;
Each coil unit is
At least one first coil element having a shape corresponding to various imaging regions and forming one channel, at least one first coil element receiving high frequency from the various imaging regions;
A part of at least one type of second coil element having a shape corresponding to various imaging regions and forming one channel, and when the other coil unit is connected to the coil unit, the other coil unit And at least one coil element unit that forms the second coil element that receives high frequencies from the various imaging regions by the remaining part of the second coil element included in
Connecting means for connecting the coil unit along the predetermined direction,
RF coil characterized by this.

Corresponding to each channel, a signal line connected to one of the coil element units forming the first coil element and the second coil element, the signal from the magnetic resonance imaging apparatus being the signal line In order to supply at least one of each first coil element and each second coil element, or to generate a signal generated by at least one of each first coil element and each second coil element, the magnetic The RF coil according to claim 1, further comprising a first signal line for sending out to the resonance imaging apparatus.

Each of the coil units has a first identification means for identifying to the magnetic resonance imaging apparatus that the RF coil is a coil unit connected, and the number of connections of the coil units is determined for each type. 3. The RF coil according to claim 1, further comprising at least one of second identification means for causing the imaging apparatus to identify.

A switching means for switching electrical connection between the coil element unit and the first signal line,
When the second coil element is not formed by the coil element unit, the coil element unit and the first signal line are electrically disconnected,
When the second coil element is formed by the coil element unit, further comprising switching means for electrically connecting the coil element unit and the first signal line;
The RF coil according to claim 2 or 3, wherein:

A trap circuit that is provided for each of the first coil elements and for each of the second coil elements, and disables high-frequency reception by each channel according to a control signal;
A plurality of control signal lines for connecting each trap circuit and the magnetic resonance imaging apparatus, and transmitting the control signal from the magnetic resonance imaging apparatus to each trap circuit;
The RF coil according to claim 1, further comprising:

The at least one of the plurality of coil units includes the first coil element of a type different from the first coil element of a coil unit other than the at least one coil unit. The RF coil as described in any one of thru | or 5.

At least two adjacent coil units of the plurality of coil units form the second coil element of a type different from the first coil element of the coil unit other than the at least two adjacent coil units. The RF coil according to claim 1, comprising:

The at least one of the plurality of coil units includes a coil element unit that forms the second coil element of a different type from the first coil element of the at least one coil unit. The RF coil according to any one of 1 to 5.

A coil unit that is connected to a magnetic resonance imaging apparatus and constitutes an RF coil that is used for at least high-frequency reception in magnetic resonance imaging by being connected alone or two or more along a predetermined direction,
At least one first coil element having a shape corresponding to various imaging regions and forming one channel, at least one first coil element receiving high frequency from the various imaging regions;
A part of at least one type of second coil element having a shape corresponding to various imaging regions and forming one channel, and when the other coil unit is connected to the coil unit, the other coil unit And at least one coil element unit that forms the second coil element that receives high frequencies from the various imaging regions by the remaining part of the second coil element included in
Connecting means for connecting the coil unit along the predetermined direction;
A coil unit comprising:

Corresponding to each channel, a signal line connected to one of the coil element units forming the first coil element and the second coil element, the signal from the magnetic resonance imaging apparatus being the signal line In order to supply at least one of each first coil element and each second coil element, or to generate a signal generated by at least one of each first coil element and each second coil element, the magnetic The coil unit according to claim 9, further comprising a first signal line for sending out to the resonance imaging apparatus.

The coil unit includes a first identification unit for causing the magnetic resonance imaging apparatus to identify that the coil unit is connected to form an RF coil, and the number of connections of the coil unit is determined for each type. The coil unit according to claim 9 or 10, comprising at least one of second identification means for causing the imaging apparatus to identify.

A switching means for switching electrical connection between the coil element unit and the first signal line,
When the second coil element is not formed by the coil element unit, the coil element unit and the first signal line are electrically disconnected,
When the second coil element is formed by the coil element unit, further comprising switching means for electrically connecting the coil element unit and the first signal line;
The coil unit according to claim 10 or 11, wherein:

A trap circuit that is provided for each of the first coil elements and for each of the second coil elements, and disables high-frequency reception by each channel according to a control signal;
A plurality of control signal lines for connecting each trap circuit and the magnetic resonance imaging apparatus, and transmitting the control signal from the magnetic resonance imaging apparatus to each trap circuit;
The coil unit according to claim 9, further comprising:

A magnetic resonance imaging apparatus comprising the RF coil according to any one of claims 1 to 8 or the coil unit according to any one of claims 9 to 13.