JPH01207044A - 核磁気共鳴画像診断装置の受信装置 - Google Patents
核磁気共鳴画像診断装置の受信装置Info
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- JPH01207044A JPH01207044A JP63032083A JP3208388A JPH01207044A JP H01207044 A JPH01207044 A JP H01207044A JP 63032083 A JP63032083 A JP 63032083A JP 3208388 A JP3208388 A JP 3208388A JP H01207044 A JPH01207044 A JP H01207044A
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
- G01R33/3621—NMR receivers or demodulators, e.g. preamplifiers, means for frequency modulation of the MR signal using a digital down converter, means for analog to digital conversion [ADC] or for filtering or processing of the MR signal such as bandpass filtering, resampling, decimation or interpolation
-
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- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
- G01R33/341—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils
- G01R33/3415—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils comprising arrays of sub-coils, i.e. phased-array coils with flexible receiver channels
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
（産業上の利用分野）
本発明は、複数の受信用高周波コイルを用いるマルチコ
イル法により核磁気共鳴画像の撮像を行う核磁気共鳴画
ＦＩＩ診断装置の受信装置に関する。
イル法により核磁気共鳴画像の撮像を行う核磁気共鳴画
ＦＩＩ診断装置の受信装置に関する。
（従来の技術）
核磁気共鳴（以下ＮＭＲという）現象を用いて特定原子
核に注目した被検体の断層像を得る核磁気共鳴画像診断
装置（以下ＮＭＲ−ＣＴという）は従来から知られてい
る。このＮＭＲ−ＣＴの原理の概要を簡単に説明する。
核に注目した被検体の断層像を得る核磁気共鳴画像診断
装置（以下ＮＭＲ−ＣＴという）は従来から知られてい
る。このＮＭＲ−ＣＴの原理の概要を簡単に説明する。
原子核は磁気を帯びた回転している独楽と見ることがで
きるが、それを例えばｌ軸方向の静１ｉｌｉ場Ｈｏの中
におくと、前記の原子核は次式で示す角速度ω０で歳差
運動をする。これをラーモアの歳差運動という。
きるが、それを例えばｌ軸方向の静１ｉｌｉ場Ｈｏの中
におくと、前記の原子核は次式で示す角速度ω０で歳差
運動をする。これをラーモアの歳差運動という。
ω０＝γＨｏ 但し、γ：核磁気回転比今、静磁場
のあるｌ軸に垂直な軸、例えばＸ軸に高周波コイルを配
置し、ｘｙ面内で回転する前記の角周波数ω０の高周波
回転磁場を印加すると磁気共鳴が起り、静磁場Ｈｏのも
とでゼーマン分裂をしていた原子核の集団は共鳴条件を
満足する高周波１ｉｌｉ場によって準位間の遷移を生じ
、エネルギー単位の高い方の準位に遷移する。ここで、
核磁気回転比γは原子核の種類によって異なるので共鳴
周波数によって当該原子核を特定することができる。更
にその共鳴の強さを測定すれば、その原子核の存在量を
知ることができる。共鳴後緩和時間と呼ばれる時定数で
定まる時間の間に高い準位へ励起された原子核は低い準
位へ戻ってエネルギーの放射を行う。
のあるｌ軸に垂直な軸、例えばＸ軸に高周波コイルを配
置し、ｘｙ面内で回転する前記の角周波数ω０の高周波
回転磁場を印加すると磁気共鳴が起り、静磁場Ｈｏのも
とでゼーマン分裂をしていた原子核の集団は共鳴条件を
満足する高周波１ｉｌｉ場によって準位間の遷移を生じ
、エネルギー単位の高い方の準位に遷移する。ここで、
核磁気回転比γは原子核の種類によって異なるので共鳴
周波数によって当該原子核を特定することができる。更
にその共鳴の強さを測定すれば、その原子核の存在量を
知ることができる。共鳴後緩和時間と呼ばれる時定数で
定まる時間の間に高い準位へ励起された原子核は低い準
位へ戻ってエネルギーの放射を行う。
このＮＭＲの現象の観測方法の中パルス法について第４
図を参照しながら説明する。
図を参照しながら説明する。
前述のように共鳴条件を満足する高周波パルス（Ｈｌ）
を静磁場（２軸）に垂直な（×軸）方向に印加すると、
第４図（イ）に示すように磁化ベクトルＭは回転座標系
でω′−γＨ１の角周波数でｚｙ面内で回転を始める。
を静磁場（２軸）に垂直な（×軸）方向に印加すると、
第４図（イ）に示すように磁化ベクトルＭは回転座標系
でω′−γＨ１の角周波数でｚｙ面内で回転を始める。
今パルス幅を１．とするとＨａからの回転角θは次式で
表される。
表される。
θ３γＨ１ｊｏ ・・・（１）
第４図（ハ）に示す第１のパルスを励起パルスと呼び、
特に（１）式においてθ＝９０°となるような（０をも
つパルスを９０’パルスと呼ぶ。この９０°パルス直侵
では磁化ベクトルＭは第４図（ロ）のようにｘｙ面をω
０で回転していることになり、例えばＸ軸においたコイ
ルに誘導起電力を生じる。しかし、この信号は時間と共
に減衰してい（ので、この信号を自由誘導減衰信号（以
下ＦＩＤ信号という）と呼ぶ。ＦＩＤ信号をフーリエ変
換すれば周波数領域での信号が得られる。次に第４図（
ハ）に示すように９０’パルスから１時間後に印加され
るパルスを反転パルスと呼び、特にθ−１８０°になる
ようなパルス幅の第２のパルスを１８０°パルスと呼ぶ
。１８０°パルスを加えるとばらばらになっていた磁気
モーメントがτ時間後−ｙ方向で再び焦点を合せて信号
が観測される。この信号をスピンエコー（以下ＳＥ倍信
号いう）と呼んでいる。このＳＥ倍信号強度を測定して
所望の像を得ることができる。ＮＭＲの共鳴条件は ν＝γＨｏ／２π で与えられる。ここで、νは共鳴周波数、Ｈｏは静磁場
の強さである。従って共鳴周波数は磁場の強さに比例す
ることが分る。このため静磁場に線形の磁場勾配を重畳
させて、位置によって異なる強さの磁場を与え、共鳴周
波数を変化させて位置情報を得るＮＭＲイメージングの
方法がある。この内フーリエ変換法について説明する。
第４図（ハ）に示す第１のパルスを励起パルスと呼び、
特に（１）式においてθ＝９０°となるような（０をも
つパルスを９０’パルスと呼ぶ。この９０°パルス直侵
では磁化ベクトルＭは第４図（ロ）のようにｘｙ面をω
０で回転していることになり、例えばＸ軸においたコイ
ルに誘導起電力を生じる。しかし、この信号は時間と共
に減衰してい（ので、この信号を自由誘導減衰信号（以
下ＦＩＤ信号という）と呼ぶ。ＦＩＤ信号をフーリエ変
換すれば周波数領域での信号が得られる。次に第４図（
ハ）に示すように９０’パルスから１時間後に印加され
るパルスを反転パルスと呼び、特にθ−１８０°になる
ようなパルス幅の第２のパルスを１８０°パルスと呼ぶ
。１８０°パルスを加えるとばらばらになっていた磁気
モーメントがτ時間後−ｙ方向で再び焦点を合せて信号
が観測される。この信号をスピンエコー（以下ＳＥ倍信
号いう）と呼んでいる。このＳＥ倍信号強度を測定して
所望の像を得ることができる。ＮＭＲの共鳴条件は ν＝γＨｏ／２π で与えられる。ここで、νは共鳴周波数、Ｈｏは静磁場
の強さである。従って共鳴周波数は磁場の強さに比例す
ることが分る。このため静磁場に線形の磁場勾配を重畳
させて、位置によって異なる強さの磁場を与え、共鳴周
波数を変化させて位置情報を得るＮＭＲイメージングの
方法がある。この内フーリエ変換法について説明する。
この手法に用いる高周波磁場及び勾配磁場印加のパルス
シーケンスを第５図に示す。（イ）図において、Ｘ。
シーケンスを第５図に示す。（イ）図において、Ｘ。
ｙ、ｚ軸にそれぞれＧｘ 、Ｇｙ 、Ｇｚの勾配磁場を
与え、高周波磁場をＸ軸に印加する状態を示している。
与え、高周波磁場をＸ軸に印加する状態を示している。
（ロ）図はそれぞれの磁場を印加するタイミングを示す
図である。図においてＲＦは高周波の回転磁場で９０＠
パルスと１８０”パルスをＸ軸に印加する。ＧＸはリー
ド軸と呼ばれるｚ軸に印加する固定の勾配磁場、Ｇｙは
ワーブ軸と呼ばれるｙ軸に印加する時間によって裾幅を
変化させる勾配磁場、Ｑｚはスライス軸と呼ばれるｚ軸
に印加する固定の勾配磁場である。信号は１８０°パル
ス後のＳＥ倍信号示している。期間は各軸に与える勾配
磁場の信号の時期を示すために設けである。期間１にお
いて９０”パルスと勾配磁場Ｑｚ＋によってｚ＝Ｑを中
心とするｚ軸に垂直な断層撮影におけるスライス面内の
スピンが選択的に励起される。このため９０°パルスを
励起パルスという。期間２のＧ×＋はスピンの位相を乱
れさせて１８００パルスで反転させるためのもので、デ
イフェーズ勾配と呼ばれる。又、１８０”パルスは反転
パルスと呼ばれる。Ｑｚ−はＱｚ＋によって乱れたスピ
ンの位相を元に戻すためのものである。期間２では位相
エンコード勾配Ｇｙｎも印加する。これはｙ方向の位置
に比例してスピンの位相をずらしてやるためのもので、
その強度は毎周期異なるように制御される。期間３にお
いて１８０°パルスを与えて再び磁気モーメントを揃え
、その後に現われるＳＥ倍信号観察する。期間４のＱｘ
÷は乱れた位相を揃え、ＳＥ倍信号生じさせるための勾
配磁場でリフェーズ勾配といい、リフェーズ勾配とデイ
フェーズ勾配の面積が等しくなったところにＳＥ倍信号
現れる。
図である。図においてＲＦは高周波の回転磁場で９０＠
パルスと１８０”パルスをＸ軸に印加する。ＧＸはリー
ド軸と呼ばれるｚ軸に印加する固定の勾配磁場、Ｇｙは
ワーブ軸と呼ばれるｙ軸に印加する時間によって裾幅を
変化させる勾配磁場、Ｑｚはスライス軸と呼ばれるｚ軸
に印加する固定の勾配磁場である。信号は１８０°パル
ス後のＳＥ倍信号示している。期間は各軸に与える勾配
磁場の信号の時期を示すために設けである。期間１にお
いて９０”パルスと勾配磁場Ｑｚ＋によってｚ＝Ｑを中
心とするｚ軸に垂直な断層撮影におけるスライス面内の
スピンが選択的に励起される。このため９０°パルスを
励起パルスという。期間２のＧ×＋はスピンの位相を乱
れさせて１８００パルスで反転させるためのもので、デ
イフェーズ勾配と呼ばれる。又、１８０”パルスは反転
パルスと呼ばれる。Ｑｚ−はＱｚ＋によって乱れたスピ
ンの位相を元に戻すためのものである。期間２では位相
エンコード勾配Ｇｙｎも印加する。これはｙ方向の位置
に比例してスピンの位相をずらしてやるためのもので、
その強度は毎周期異なるように制御される。期間３にお
いて１８０°パルスを与えて再び磁気モーメントを揃え
、その後に現われるＳＥ倍信号観察する。期間４のＱｘ
÷は乱れた位相を揃え、ＳＥ倍信号生じさせるための勾
配磁場でリフェーズ勾配といい、リフェーズ勾配とデイ
フェーズ勾配の面積が等しくなったところにＳＥ倍信号
現れる。
このシーケンスをビューといい、パルス繰り返し周期Ｔ
Ｒ後に再び９０″パルスを加え、次のビューを開始する
。前記のワープ勾配は各ビューに対応して変化させてい
る。
Ｒ後に再び９０″パルスを加え、次のビューを開始する
。前記のワープ勾配は各ビューに対応して変化させてい
る。
上記のようなＮＭＲ−ＣＴにおいて、ＳＥ倍信号受信す
るのは受信用ＲＦコイル（以下単にＲＦコイルという）
によって行っているが、複数のローカルコイルを並べて
信号を受信するマルチコイル法という方法がある。第６
図にその方法の一例を示す。図においては被検体１の背
骨を体軸に沿ってスライスし、背側から背骨に沿って複
数のＲＦコイル３を並べて受信するマルチコイル法を示
している。このようなマルチコイル法による受信’ＪＡ
Ｍの概要を第２図に示す。図において、１１゜１２．１
３．・・・、Ｎは被検体１のスライス面に沿って並べら
れたＲＦコイルで、各ＲＦコイルで受信されたＳＥ倍信
号それぞれプリアンプ１１ａ。
るのは受信用ＲＦコイル（以下単にＲＦコイルという）
によって行っているが、複数のローカルコイルを並べて
信号を受信するマルチコイル法という方法がある。第６
図にその方法の一例を示す。図においては被検体１の背
骨を体軸に沿ってスライスし、背側から背骨に沿って複
数のＲＦコイル３を並べて受信するマルチコイル法を示
している。このようなマルチコイル法による受信’ＪＡ
Ｍの概要を第２図に示す。図において、１１゜１２．１
３．・・・、Ｎは被検体１のスライス面に沿って並べら
れたＲＦコイルで、各ＲＦコイルで受信されたＳＥ倍信
号それぞれプリアンプ１１ａ。
１２ａ、１３ａ、−、ＮａＦ増幅サレす受信機１１ｂ、
１２ｂ、１３ｂ、・・・、Ｎｂで周波数変換。
１２ｂ、１３ｂ、・・・、Ｎｂで周波数変換。
増幅、検波等の信号処理をされ、画像再構成装置１９で
画像データに再構成される。２０は各ＲＦコイル１１．
１２．１３．・・・、Ｎの有感度領域である。このマル
チコイル法では各ＲＦコイルの有感度領域２０は被検体
の比較的浅い部分にのみ感度がある。（ロ）図はＲＦコ
イル１〜Ｎを上から見た図で、このように並べて使用す
る。
画像データに再構成される。２０は各ＲＦコイル１１．
１２．１３．・・・、Ｎの有感度領域である。このマル
チコイル法では各ＲＦコイルの有感度領域２０は被検体
の比較的浅い部分にのみ感度がある。（ロ）図はＲＦコ
イル１〜Ｎを上から見た図で、このように並べて使用す
る。
一方、第３図に示すように、前記のマルチコイルと同等
な横方向の視野を有するＲＦ単一コイル２１では、コイ
ルの有感度領域２０は第２図に比べてかなり深くまで及
ぶ。（ロ）図は上から見たＲＦ単一コイル２１を示して
いる。このことは単一コイル２１の方が被検体１の発す
るノイズの影響を多く受けることを意味している。それ
故、被写体の浅い部分を撮像するときにはマルチコイル
法を用いる方が単一コイルによる場合よりも良好なＳＮ
比で受信することができる。このＳＮ比の改善は１０ｃ
ｎ＋径程度の８個のコイルを用いて背骨を第６図のよう
に撮影した場合、長方形のＲＦ単一コイル２１に比べて
３〜４倍になる。
な横方向の視野を有するＲＦ単一コイル２１では、コイ
ルの有感度領域２０は第２図に比べてかなり深くまで及
ぶ。（ロ）図は上から見たＲＦ単一コイル２１を示して
いる。このことは単一コイル２１の方が被検体１の発す
るノイズの影響を多く受けることを意味している。それ
故、被写体の浅い部分を撮像するときにはマルチコイル
法を用いる方が単一コイルによる場合よりも良好なＳＮ
比で受信することができる。このＳＮ比の改善は１０ｃ
ｎ＋径程度の８個のコイルを用いて背骨を第６図のよう
に撮影した場合、長方形のＲＦ単一コイル２１に比べて
３〜４倍になる。
（発明が解決しようとする課題）
ところで、このようなマルチコイル法を採用した場合、
第２図に示すようにコイルの数がＮ個のとき、プリアン
プ１１ａ、１２ａ、１３ａ、・・・。
第２図に示すようにコイルの数がＮ個のとき、プリアン
プ１１ａ、１２ａ、１３ａ、・・・。
Ｎａ、受信１１１ ｌｂ 、 １２ｂ 、 １３ｂ 、
−、ＮｂとそれぞれＮｆｌのプリアンプ、受信機等のハ
ードウェアが必要であり、従って又、画像再構成装置１
９においての演算量が増えるため回路構成が膨大となり
、コストの増加は免がれない。
−、ＮｂとそれぞれＮｆｌのプリアンプ、受信機等のハ
ードウェアが必要であり、従って又、画像再構成装置１
９においての演算量が増えるため回路構成が膨大となり
、コストの増加は免がれない。
本発明は上記問題点に鑑みてなされたもので、その目的
は、マルチコイル法の特長を損うことなく、受信系のハ
ードウェアの量及び演算量を大幅に削減することのでき
るＮＭＲ−ＣＴの受信装置を実現することにある。
は、マルチコイル法の特長を損うことなく、受信系のハ
ードウェアの量及び演算量を大幅に削減することのでき
るＮＭＲ−ＣＴの受信装置を実現することにある。
＜ｉｌＩ題を解決するための手段）
前記の課題を解決する本発明は、複数の受信用高周波コ
イルを用いるマルチコイル法により核磁気共鳴画像の撮
像を行う核磁気共鳴画像診断装置の受信装置において、
前記複数の受信用高周波コイルのうち隣接しない前記受
信用高周波コイルからの受信信号を合成する複数の信号
合成手段と、該信号合成手段の出力信号を処理する前記
信号合成手段と同数の受信手段とを具備することを特徴
とするものである。
イルを用いるマルチコイル法により核磁気共鳴画像の撮
像を行う核磁気共鳴画像診断装置の受信装置において、
前記複数の受信用高周波コイルのうち隣接しない前記受
信用高周波コイルからの受信信号を合成する複数の信号
合成手段と、該信号合成手段の出力信号を処理する前記
信号合成手段と同数の受信手段とを具備することを特徴
とするものである。
（作用）
複数のＲＦコイルを有感度領域がオーバーラツプしない
程度に離隔して設けられたもの同士をそれぞれ信号合成
手段に入力し、信号合成手段と同数の受信手段により周
波数変換、増幅、検波等信号処理を行い、画像再構成の
演算を信号合成手段と同数の回数で行った後、すべて加
算して１枚の画像を得る。
程度に離隔して設けられたもの同士をそれぞれ信号合成
手段に入力し、信号合成手段と同数の受信手段により周
波数変換、増幅、検波等信号処理を行い、画像再構成の
演算を信号合成手段と同数の回数で行った後、すべて加
算して１枚の画像を得る。
（実施例）
以下、図面を参照して本発明の実施例を詳細に説明する
。
。
第１図は本発明の一実施例の概略構成図である。
図において、第２図と同等部分には同一の符号を付しで
ある。図中３１は複数個を並べて用いているＲＦコイル
１１，１２，１３．・・・、Ｎのうち奇数番号に該当す
るＲＦコイルからの受信信号を合成する信号合成器、３
２は前記ＲＦコイルのうち偶数番号に該当するＲＦコイ
ルの受信信号を合成する信号合成器である。各合成器に
入る信号は奇数番目のみと偶数番目のみとに分離しであ
るため、信号が有感度領域でオーバーラツプすることは
ない。３１ａ 、３２ａは信号合成器３１．３２の出力
をそれぞれ増幅して受信［３１ｂ、３２ｂに供給するプ
リアンプである。
ある。図中３１は複数個を並べて用いているＲＦコイル
１１，１２，１３．・・・、Ｎのうち奇数番号に該当す
るＲＦコイルからの受信信号を合成する信号合成器、３
２は前記ＲＦコイルのうち偶数番号に該当するＲＦコイ
ルの受信信号を合成する信号合成器である。各合成器に
入る信号は奇数番目のみと偶数番目のみとに分離しであ
るため、信号が有感度領域でオーバーラツプすることは
ない。３１ａ 、３２ａは信号合成器３１．３２の出力
をそれぞれ増幅して受信［３１ｂ、３２ｂに供給するプ
リアンプである。
次に、上記のように構成された実施例の動作を説明する
。
。
ＲＦコイル１１．１２．・・・、Ｎはそれぞれ第２図（
イ）に示すような有感度領域２０を持っている。ＳＥ倍
信号受信したＲＦコイル１１．１２゜・・・、Ｎのうち
奇数番号のＲＦコイル１１．１３゜・・・、Ｎ−１で受
信されたＳＥ倍信号信号合成器３１に入力されて合成さ
れる。偶数番号のＲＦコイル１２．１４．・・・、Ｎで
受信されたＳＥ倍信号信号合成器３２に入力されて合成
される。各信号合成器３１．３２で合成された受信信号
はそれぞれプリアンプ３１ａ、３２ａで増幅され、受信
機３１ｂ、３２ｂで増幅、検波及びＡＤ変換等の信号処
理を受は画像再構成装置１９で画像再構成演算されて画
像データとされる。各ＲＦコイル１１゜１２、・・・、
Ｎは隣接するＲＦコイルの有感度領域がオーバーラツプ
するのであって、奇数番号のＲＦコイル同士、又は偶数
番号のＲＦコイル同士には有感度領域のオーバーラツプ
はない。従って、これらの信号を信号合成器３１及び３
２で合成しても互いに消し合うことはないので、信号合
成器３１及び３２で合成された信号を再構成装置１９で
再構成すれば、各コイルの有感度領域に対応した完全な
画像ができる。この信号の状態を第７図に示す。（イ）
図は奇数番号のＲＦコイルからの信号を画像再構成した
結果の画像データを示し、（ロ）図は偶数番号のＲＦコ
イルからの信号を画像再構成した結果の画像データを示
している。
イ）に示すような有感度領域２０を持っている。ＳＥ倍
信号受信したＲＦコイル１１．１２゜・・・、Ｎのうち
奇数番号のＲＦコイル１１．１３゜・・・、Ｎ−１で受
信されたＳＥ倍信号信号合成器３１に入力されて合成さ
れる。偶数番号のＲＦコイル１２．１４．・・・、Ｎで
受信されたＳＥ倍信号信号合成器３２に入力されて合成
される。各信号合成器３１．３２で合成された受信信号
はそれぞれプリアンプ３１ａ、３２ａで増幅され、受信
機３１ｂ、３２ｂで増幅、検波及びＡＤ変換等の信号処
理を受は画像再構成装置１９で画像再構成演算されて画
像データとされる。各ＲＦコイル１１゜１２、・・・、
Ｎは隣接するＲＦコイルの有感度領域がオーバーラツプ
するのであって、奇数番号のＲＦコイル同士、又は偶数
番号のＲＦコイル同士には有感度領域のオーバーラツプ
はない。従って、これらの信号を信号合成器３１及び３
２で合成しても互いに消し合うことはないので、信号合
成器３１及び３２で合成された信号を再構成装置１９で
再構成すれば、各コイルの有感度領域に対応した完全な
画像ができる。この信号の状態を第７図に示す。（イ）
図は奇数番号のＲＦコイルからの信号を画像再構成した
結果の画像データを示し、（ロ）図は偶数番号のＲＦコ
イルからの信号を画像再構成した結果の画像データを示
している。
（ハ）図は（イ）図、（ロ）図における画像データを加
算合成した画像テークを示す図である。図において、コ
イル１の画像データ４１とコイル３の画像データ４３と
はオーバーラツプしていないので打ち消し合うことはな
い。コイル２の画像データ４２とコイル４の画像データ
４４もオーバーラツプしていないので打ち消し合うこと
はない。
算合成した画像テークを示す図である。図において、コ
イル１の画像データ４１とコイル３の画像データ４３と
はオーバーラツプしていないので打ち消し合うことはな
い。コイル２の画像データ４２とコイル４の画像データ
４４もオーバーラツプしていないので打ち消し合うこと
はない。
従って、合成画像データ５０は完全な画像データとなる
。
。
以上、説明したように本実施例によれば、ＲＦコイルの
個数に拘らず、プリアンプ、受信機等の受信系は２系統
１画像再構成演算は２回で済み、例えば８個のＲＦコイ
ルを用いた場合を例とすれば、画質は完全に同じである
が、受信系のハードウェア及び画像再構成の演算量は共
に１／４になる。
個数に拘らず、プリアンプ、受信機等の受信系は２系統
１画像再構成演算は２回で済み、例えば８個のＲＦコイ
ルを用いた場合を例とすれば、画質は完全に同じである
が、受信系のハードウェア及び画像再構成の演算量は共
に１／４になる。
尚、本発明は上記実施例に限定されるものではない。
ＲＦコイル１１．１２．・・・、Ｎがらの微弱な信号を
直接信号合成器に入力した場合、信号合成器の損失が十
分低くないときはＳＮ比が劣化することがあるので、そ
の場合は第８図に示すようにＲＦコイル１１．１２．・
・・、Ｎの信号をプリアンプ１１ａ、１２ａ、・・・、
Ｎａで増幅した後、信号台Ｊｉｌ１３１．３２に入力
するようにすればよい。この場合はプリアンプの数は減
らないが、受信機以降ではハードウェア量及び演算量を
低下させることができる。
直接信号合成器に入力した場合、信号合成器の損失が十
分低くないときはＳＮ比が劣化することがあるので、そ
の場合は第８図に示すようにＲＦコイル１１．１２．・
・・、Ｎの信号をプリアンプ１１ａ、１２ａ、・・・、
Ｎａで増幅した後、信号台Ｊｉｌ１３１．３２に入力
するようにすればよい。この場合はプリアンプの数は減
らないが、受信機以降ではハードウェア量及び演算量を
低下させることができる。
ＲＦコイルを一列に並べないで第９図に示すように方形
に並べたとぎにも用いることができる。
に並べたとぎにも用いることができる。
図の例によれば、９個のＲＦコイルのそれぞれ離隔した
もの同士を１つの信号合成器で合成するようにする。即
ち、３個のＲＦコイルＡ、３個のＲＦコイル８．２個の
ＲＦコイルＣをそれぞれ合成してＲＦコイルＤとの４系
統のプリアンプ及び受信機で信号処理をする。このよう
にすれば９個のＲＦコイルに対し４系統のハードウェア
量及び４回の演算で済むようになる。
もの同士を１つの信号合成器で合成するようにする。即
ち、３個のＲＦコイルＡ、３個のＲＦコイル８．２個の
ＲＦコイルＣをそれぞれ合成してＲＦコイルＤとの４系
統のプリアンプ及び受信機で信号処理をする。このよう
にすれば９個のＲＦコイルに対し４系統のハードウェア
量及び４回の演算で済むようになる。
（発明の効果）
以上詳細に説明したように、本発明によれば、マルチコ
イル法の画質を損うことなく、受信系のハードウェアの
間及び画像再構成演算の吊を大幅に減少することができ
る。
イル法の画質を損うことなく、受信系のハードウェアの
間及び画像再構成演算の吊を大幅に減少することができ
る。
第１図は本発明の一実施例の概略構成図、第２図は従来
のマルチコイル法による受信装置の説明図、第３図にＲ
Ｆ単一コイルによる有感度領域の図、第４図はＮＭＲ−
ＣＴのパルス法の説明図、第５図はＮＭＲ−ＣＴの標準
的なパルスシーケンスの図、第６図はマルチコイル法に
おけるＲＦコイルの使用法の説明図、第７図は本実施例
にょる画像再構成結果の説明図、第８図は本発明の他の
実施例の概略構成図、第９図は本発明の更に他の実施例
の説明図である。 １・・・被検体 １１．１２，１３．・・・、Ｎ・・・ＲＦコイル１１ａ
、１２ａ、 １３ａ、・、Ｎａ、３１ａ。 ３２ａ・・・プリアンプ １１ｂ、１２ｂ、１３ｂ、・・・、Ｎｂ、３１ｂ。 ３２ｂ・・・受信機 １９・・・画像再構成装置 ３１．３２・・・信号合成器 特許出願人 横河メディカルシステム株式会社帛３区 （イ） 禎４因 （イ） （
ロ）（ハ） ９０’パル入 １８００パルス 第９ 巨コ 第６図 第７図 （イ） （ハ）
のマルチコイル法による受信装置の説明図、第３図にＲ
Ｆ単一コイルによる有感度領域の図、第４図はＮＭＲ−
ＣＴのパルス法の説明図、第５図はＮＭＲ−ＣＴの標準
的なパルスシーケンスの図、第６図はマルチコイル法に
おけるＲＦコイルの使用法の説明図、第７図は本実施例
にょる画像再構成結果の説明図、第８図は本発明の他の
実施例の概略構成図、第９図は本発明の更に他の実施例
の説明図である。 １・・・被検体 １１．１２，１３．・・・、Ｎ・・・ＲＦコイル１１ａ
、１２ａ、 １３ａ、・、Ｎａ、３１ａ。 ３２ａ・・・プリアンプ １１ｂ、１２ｂ、１３ｂ、・・・、Ｎｂ、３１ｂ。 ３２ｂ・・・受信機 １９・・・画像再構成装置 ３１．３２・・・信号合成器 特許出願人 横河メディカルシステム株式会社帛３区 （イ） 禎４因 （イ） （
ロ）（ハ） ９０’パル入 １８００パルス 第９ 巨コ 第６図 第７図 （イ） （ハ）
Claims (1)
- 複数の受信用高周波コイルを用いるマルチコイル法によ
り核磁気共鳴画像の撮像を行う核磁気共鳴画像診断装置
の受信装置において、前記複数の受信用高周波コイルの
うち隣接しない前記受信用高周波コイルからの受信信号
を合成する複数の信号合成手段と、該信号合成手段の出
力信号を処理する前記信号合成手段と同数の受信手段と
を具備することを特徴とする核磁気共鳴画像診断装置の
受信装置。
Priority Applications (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63032083A JPH01207044A (ja) | 1988-02-15 | 1988-02-15 | 核磁気共鳴画像診断装置の受信装置 |
| DE68927049T DE68927049T2 (de) | 1988-02-15 | 1989-02-15 | Bildformungsanordnung mittels magnetischer resonanz |
| EP89902534A EP0407579B1 (en) | 1988-02-15 | 1989-02-15 | Magnetic resonance imaging device |
| US07/555,490 US5122749A (en) | 1988-02-15 | 1989-02-15 | Magnetic resonance imaging apparatus |
| PCT/JP1989/000154 WO1989007416A1 (en) | 1988-02-15 | 1989-02-15 | Magnetic resonance imaging device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63032083A JPH01207044A (ja) | 1988-02-15 | 1988-02-15 | 核磁気共鳴画像診断装置の受信装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01207044A true JPH01207044A (ja) | 1989-08-21 |
Family
ID=12348982
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63032083A Pending JPH01207044A (ja) | 1988-02-15 | 1988-02-15 | 核磁気共鳴画像診断装置の受信装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5122749A (ja) |
| EP (1) | EP0407579B1 (ja) |
| JP (1) | JPH01207044A (ja) |
| DE (1) | DE68927049T2 (ja) |
| WO (1) | WO1989007416A1 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005118567A (ja) * | 2003-10-17 | 2005-05-12 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｍｒスキャナのｒｆコイルのアレイによる同時ｍｒデータ収集の撮影領域を損なうことなく信号対雑音比を改善する方法及び装置 |
| JP2006346054A (ja) * | 2005-06-15 | 2006-12-28 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴撮影装置 |
Families Citing this family (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB8814187D0 (en) * | 1988-06-15 | 1988-07-20 | Mansfield P | Improvements in/relating to surface electrical coil structures |
| JP3110741B2 (ja) * | 1990-07-18 | 2000-11-20 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US5086275A (en) * | 1990-08-20 | 1992-02-04 | General Electric Company | Time domain filtering for nmr phased array imaging |
| US5138260A (en) * | 1990-11-21 | 1992-08-11 | Picker International, Inc. | Computer controlled switching of multiple rf coils |
| US5374890A (en) * | 1992-07-24 | 1994-12-20 | Picker International, Inc. | Simultaneous magnetic resonance imaging of multiple human organs |
| DE4412446C2 (de) * | 1994-04-12 | 1996-09-12 | Bruker Medizintech | Verfahren und Vorrichtung zur Erstellung eines NMR-Tomographiebildes |
| DE10003712C2 (de) * | 2000-01-28 | 2002-12-12 | Siemens Ag | Verfahren zur Selektion einer Lokalantenne |
| EP1518129A1 (en) | 2002-06-21 | 2005-03-30 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetic resonance imaging apparatus and method |
Family Cites Families (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB1580787A (en) * | 1976-04-14 | 1980-12-03 | Mansfield P | Nuclear magnetic resonance apparatus and methods |
| JPS60376A (ja) * | 1983-06-15 | 1985-01-05 | Yokogawa Medical Syst Ltd | 核磁気共鳴イメ−ジング装置におけるｒｆコイル装置 |
| JPS60190846A (ja) * | 1984-03-10 | 1985-09-28 | Jeol Ltd | 核磁気共鳴装置 |
| US4620155A (en) * | 1984-08-16 | 1986-10-28 | General Electric Company | Nuclear magnetic resonance imaging antenna subsystem having a plurality of non-orthogonal surface coils |
| US4721913A (en) * | 1985-05-08 | 1988-01-26 | Mcw Research Foundation, Inc. | NMR local coil network |
| NL8603006A (nl) * | 1986-11-27 | 1988-06-16 | Philips Nv | Magnetisch resonantie apparaat met gestapeld oppervlakte spoelenstelsel. |
| US4943775A (en) * | 1986-11-27 | 1990-07-24 | U.S. Philips Corporation | Magnetic resonance apparatus with uncoupled rf coils |
| NL8603005A (nl) * | 1986-11-27 | 1988-06-16 | Philips Nv | Magnetisch resonantie apparaat met flexibele quadratuur spoelenstelsel. |
| JPH05166Y2 (ja) * | 1987-02-28 | 1993-01-06 | ||
| US4825162A (en) * | 1987-12-07 | 1989-04-25 | General Electric Company | Nuclear magnetic resonance (NMR) imaging with multiple surface coils |
| NL8802959A (nl) * | 1988-12-01 | 1990-07-02 | Philips Nv | Rf spoelensysteem met meerdere oppervlaktespoelen. |
-
1988
- 1988-02-15 JP JP63032083A patent/JPH01207044A/ja active Pending
-
1989
- 1989-02-15 EP EP89902534A patent/EP0407579B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1989-02-15 US US07/555,490 patent/US5122749A/en not_active Expired - Fee Related
- 1989-02-15 WO PCT/JP1989/000154 patent/WO1989007416A1/ja active IP Right Grant
- 1989-02-15 DE DE68927049T patent/DE68927049T2/de not_active Expired - Fee Related
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| JP2005118567A (ja) * | 2003-10-17 | 2005-05-12 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｍｒスキャナのｒｆコイルのアレイによる同時ｍｒデータ収集の撮影領域を損なうことなく信号対雑音比を改善する方法及び装置 |
| JP2006346054A (ja) * | 2005-06-15 | 2006-12-28 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴撮影装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0407579B1 (en) | 1996-08-28 |
| WO1989007416A1 (en) | 1989-08-24 |
| US5122749A (en) | 1992-06-16 |
| EP0407579A4 (en) | 1991-09-11 |
| DE68927049D1 (de) | 1996-10-02 |
| DE68927049T2 (de) | 1997-02-06 |
| EP0407579A1 (en) | 1991-01-16 |
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