JPH0351414B2 - - Google Patents
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- JPH0351414B2 JPH0351414B2 JP62502516A JP50251687A JPH0351414B2 JP H0351414 B2 JPH0351414 B2 JP H0351414B2 JP 62502516 A JP62502516 A JP 62502516A JP 50251687 A JP50251687 A JP 50251687A JP H0351414 B2 JPH0351414 B2 JP H0351414B2
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- G—PHYSICS
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- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
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- 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
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Description
請求の範囲
１ 或る体積部内の限定された領域からの核磁気
信号を分離する装置であつて、
上記体積部に隣接して配置され、上記限定され
た領域を含む領域からの異なるが重畳する部分か
らの信号を受信する複数のコイル、
上記限定された領域を含む各コイルからの信号
を受信し、且つ重み付けをなす手段、及び
上記受け取つた信号を組合わせ、上記限定され
た領域内に高い感度を与えそして上記限定された
領域外に低い感度を与える手段とを具備し、これ
によつて、所望の部分の信号対雑音比を高め、上
記信号を組合わせる手段が、上記限定された領域
からの重み付けされた信号を増大し、上記限定さ
れた領域外からの重み付けされた信号を減少する
ことを特徴とする装置。Claim 1: An apparatus for separating nuclear magnetic signals from a limited region within a certain volume, the device being arranged adjacent to the volume so that different signals from a region including the limited region are superimposed. a plurality of coils for receiving signals from said limited area; means for receiving and weighting signals from each coil including said limited area; and means for providing a lower sensitivity outside said limited area, thereby increasing the signal-to-noise ratio in the desired portion, and means for combining said signals within said limited area. Apparatus for increasing weighted signals from outside the defined area and decreasing weighted signals from outside the limited area.
２ 上記組合わせる手段は、少なくとも１つの受
け取つた信号を少なくとも１つの他の受け取つた
信号から減算する手段を備えている請求の範囲第
１項に記載の装置。2. Apparatus according to claim 1, wherein said means for combining comprises means for subtracting at least one received signal from at least one other received signal.
３ 上記複数のコイルは、上記信号を重み付けす
るために選択された数の巻回を有している請求の
範囲第１項に記載の装置。3. The apparatus of claim 1, wherein the plurality of coils have a number of turns selected to weight the signal.
４ 上記組み合わせる手段は、コイルを互いに接
続する手段を備えている請求の範囲第３項に記載
の装置。4. Apparatus according to claim 3, wherein the means for combining comprises means for connecting the coils to each other.
５ 上記組合わせる手段は、各コイルの出力を増
幅器に供給しそして増幅器の出力を組合わせる手
段を備えている請求の範囲第３項に記載の装置。5. Apparatus according to claim 3, wherein the means for combining comprises means for feeding the output of each coil to an amplifier and combining the outputs of the amplifiers.
６ 上記増幅器は、制御される利得を有している
請求の範囲第５項に記載の装置。6. The apparatus of claim 5, wherein the amplifier has a controlled gain.
７ 上記組合わせる手段は、上記体積部の種々の
領域が高い感度を発揮するように種々のコイルの
組合せを順次に結合する手段を備えた請求の範囲
第１項に記載の装置。7. The apparatus of claim 1, wherein the means for combining comprises means for sequentially combining different coil combinations so that different regions of the volume exhibit high sensitivity.
発明の背景
発明の分野
本発明は、核磁気共鳴を用いた造影システム及
び分光システムに関する。本発明は、その主たる
用途において、改善された信号対雑音比で身体の
領域からNMR情報を導出することに関する。BACKGROUND OF THE INVENTION Field of the Invention The present invention relates to imaging and spectroscopy systems using nuclear magnetic resonance. In its primary application, the present invention relates to deriving NMR information from regions of the body with improved signal-to-noise ratio.
先行技術
現在実施されている磁気共鳴造影システムにお
いては、主たるノイズ源が身体に起因するロスで
あり、これは、コイルのロス及び第１増幅器のノ
イズを遥かに上回る。従つて、SN比を改善する
ために、身体の一部分のみに接続して身体による
ノイズを低減するような表面コイルが設計されて
いる。これらは、1982年オツクスフオード
（Oxford）のクラレンドン・プレス（Clarendon
Press）出版のD.G.ガジアン（Gadian）著の「核
磁気共鳴及び生体系へのその応用」と題する文献
に述べられている。不都合なことに、これらのコ
イルは、身体の表面に近い表皮部分のみに対して
性能を発揮するに過ぎない。又、1985年９月のメ
デイカル・フイジツクス（Medical Physics）の
第12巻、第604−607頁に掲載されたC.E.ハイ
（Hayes）及びL.アクセル（Axel）著の「1.5Tの
磁気共鳴造影に対する表面コイルのノイズ性能
（Noise Performance of Surface Coil for
Magnetic Resonance Imaging at1.5T）」と題
する論文に述べられたように、コイルの直径によ
つて本質的に規定された感知体積部の形状を制御
することは困難である。その結果、高いSN比で
内部領域を観察するか又は外部領域において局部
的な分光分析を行なうことが望まれる場合に、現
在のところ利用できる方法は皆無である。PRIOR ART In currently implemented magnetic resonance imaging systems, the main noise source is body-induced losses, which far exceed coil losses and first amplifier noise. Therefore, in order to improve the signal-to-noise ratio, surface coils are designed to connect only to one part of the body to reduce body noise. These were published in the Clarendon Press, Oxford in 1982.
It is described in the article entitled ``Nuclear Magnetic Resonance and its Application to Biological Systems'' by DG Gadian, published by J.D. Press. Unfortunately, these coils only work on the epidermis near the surface of the body. Also, ``For 1.5T Magnetic Resonance Imaging'' by CE Hayes and L. Axel, published in Medical Physics, September 1985, Volume 12, pp. 604-607. Noise Performance of Surface Coil for
It is difficult to control the shape of the sensing volume, which is essentially defined by the diameter of the coil, as stated in the paper entitled "Magnetic Resonance Imaging at 1.5T)". As a result, there are currently no methods available when it is desired to observe the internal region with a high signal-to-noise ratio or to perform localized spectroscopic analysis in the external region.
1985年ロンドンにおいて出版された
「Proceedings of the Society of Magnetic
Resonance in Medicine」においては、結合コ
イル対を多数の構成で用いた表面コイルを示した
２つの論文が掲載されている。それらの構成は、
幾つかの望ましい特性を示すが、依然として表皮
構造に集約される。各々の場合に、身体の表面に
おいて最大感度が示されており、この感度は深い
領域になる程単調に低下する。従つて、深部にあ
る領域程、比較的悪いSN比で信号受信される。
というのは、これらコイルは表面付近の領域から
もノイズ信号を導出するからである。これらコイ
ルの組合体は、不所望な領域を打ち消すように構
成されていない。 ``Proceedings of the Society of Magnetics'' published in London in 1985.
In ``Resonance in Medicine,'' there are two papers that demonstrate surface coils using coupled coil pairs in multiple configurations. Their composition is
Although it exhibits some desirable properties, it is still concentrated in the skin structure. In each case, maximum sensitivity is shown at the surface of the body, and this sensitivity decreases monotonically in deeper regions. Therefore, the deeper a region is, the signal is received with a relatively poor signal-to-noise ratio.
This is because these coils also derive noise signals from areas near the surface. These coil combinations are not configured to cancel out undesired areas.
発明の要旨
本発明の目的は、磁気共鳴造影及びSN比の改
善された分光信号を提供することである。SUMMARY OF THE INVENTION It is an object of the present invention to provide magnetic resonance imaging and spectroscopic signals with improved signal-to-noise ratio.
本発明の更に別の目的は、主として所望の当該
領域に限定された感度領域をもつことのできる表
面コイルの改良されたシステムを提供することで
ある。 Yet another object of the present invention is to provide an improved system of surface coils that can have a sensitivity area that is primarily limited to the desired area of interest.
本発明の更に別の目的は、表面コイルのシステ
ムと、制御可能な感度領域を有する関連制御増幅
器とを提供することである。 Yet another object of the invention is to provide a system of surface coils and an associated control amplifier with a controllable sensitivity range.
本発明の更に別の目的は、主として身体の内部
領域に対して感度をもち、他の領域に対しては無
視できる程度の感度であるような表面コイルのシ
ステムを提供することである。 Yet another object of the invention is to provide a system of surface coils that is primarily sensitive to internal areas of the body and negligibly sensitive to other areas.
簡単に説明すると、本発明によれば、互いに異
なるが重畳する感知領域を有するように分離され
たコイルの配列体が用いられる。これらコイルか
らの信号は、当該領域において最大感度を発揮し
その他のところでは僅かな感度しか発揮しないよ
うに重み付けして組合わされる。この組合せ及び
重み付けは、コイルを直接接続することによつて
達成することもできるし、各信号を増幅しそして
増幅された信号を組合せることによつて達成する
こともできる。この後者の場合には、感度の領域
を制御するように、増幅器の利得又は重みを制御
することができる。 Briefly, in accordance with the present invention, an array of coils is used that is separated to have distinct but overlapping sensing areas. The signals from these coils are weighted and combined to provide maximum sensitivity in that region and less sensitivity elsewhere. This combination and weighting can be achieved by directly connecting the coils or by amplifying each signal and combining the amplified signals. In this latter case, the gain or weights of the amplifier can be controlled to control the area of sensitivity.
本発明を更に完全に理解するために、添付図面
に関連した幾つかの実施例の詳細な説明を参照す
る。
For a more complete understanding of the invention, reference is made to the detailed description of several embodiments taken in conjunction with the accompanying drawings.
第１図は、本発明の実施例の概略図であり；
第２図は、本発明の実施例の動作を説明するた
めの１組の曲線であり；
第３図は、直列接続コイルを用いた本発明の実
施例の概略図であり；
第４図は、制御増幅器を使用した本発明の実施
例の概略図であり；そして
第５図は、本発明の別の実施例の概略図であ
る。 FIG. 1 is a schematic diagram of an embodiment of the invention; FIG. 2 is a set of curves to illustrate the operation of an embodiment of the invention; FIG. FIG. 4 is a schematic diagram of an embodiment of the invention using a controlled amplifier; and FIG. 5 is a schematic diagram of another embodiment of the invention using a controlled amplifier. be.
好ましい実施例の説明
第１図は、本発明の実施例の基本的なブロツク
図である。ここでは、表面コイル１１，１２，１
３の配列体は、各々、一般的に人体である対称物
１０から異なつた距離に離間されている。これら
コイルからの信号は、以下に示すように組み合わ
されて、対称物１０内の感知領域を形成する。前
記したように、この感知領域の大きさが主として
ノイズの量を決定する。というのは、人体のロス
が主たるノイズ源だからである。それ故、この領
域が調査される領域を取り巻くことが望ましい。
既存の表面コイルは、表面付近においてこの最大
感度を示し、内部領域については感度が低下す
る。それ故、これらコイルは、造影、分光又は化
学シフト造影のいずれについても内部領域では比
較的悪いSN比しか与えない。DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENT FIG. 1 is a basic block diagram of an embodiment of the invention. Here, surface coils 11, 12, 1
The three arrays are each spaced a different distance from the object 10, which is typically a human body. The signals from these coils are combined as shown below to form a sensing area within object 10. As mentioned above, the size of this sensing area primarily determines the amount of noise. This is because human body loss is the main noise source. It is therefore desirable that this area surrounds the area being investigated.
Existing surface coils exhibit this maximum sensitivity near the surface, with reduced sensitivity for interior regions. Therefore, these coils provide a relatively poor signal-to-noise ratio in the interior region for either imaging, spectroscopy or chemical shift imaging.
感知領域のこの位置決めは、種々の勾配構成を
用いたNMR位置決め手順と本質的に無関係であ
る。これらの手順では、当該体積部１０の部分か
ら信号が分離される。然し乍ら、これらはノイズ
の取り上げには影響せず、これは基本的に各コイ
ルの組み合わされた磁界作用によつて決定され
る。 This positioning of the sensing region is essentially independent of NMR positioning procedures using various gradient configurations. These procedures separate the signal from the portion of the volume 10 in question. However, these do not affect the noise pickup, which is essentially determined by the combined magnetic field action of each coil.
内部領域の信号を良好なSN比で受け取るため
に、コイルの出力は、不所望な領域を打ち消すよ
うに組み合わされる。接続されたコイルにおいて
は同じノイズ信号が取り上げられるのでこの打ち
消しがノイズに適用されることを理解するのが重
要である。 In order to receive the signal of the interior region with a good signal-to-noise ratio, the outputs of the coils are combined to cancel out the undesired regions. It is important to understand that this cancellation applies to noise because the same noise signal is picked up in the connected coils.
簡単な説明として、コイル１１及び１２のみを
使用しそしてそれらの出力を背中合せ即ち打ち消
し関係で組合せるものと仮定する。又、コイル１
２は、コイル１１から距離ｄだけ分離され、それ
よりもほヾ２倍の巻回を有するものと仮定する。
個々の感度曲線が第２図に示されており、コイル
１１に対する曲線が３１で示されそしてコイル１
２に対する曲線が３０で示されている。出力は互
いに差し引かれるので、それにより得られた感度
曲線が点線３２で示されている。最大感度は或る
所望の内部領域において生じ、人体の表面付近で
は打ち消しが生じることに注意されたい。曲線３
２の下の積分された領域のみがノイズに影響し、
表面付近のノイズが排除される。 For simplicity, assume that only coils 11 and 12 are used and their outputs are combined in a back-to-back or canceling relationship. Also, coil 1
Assume that coil 2 is separated from coil 11 by a distance d and has almost twice as many turns.
The individual sensitivity curves are shown in FIG. 2, with the curve for coil 11 being indicated at 31 and the curve for coil 1
The curve for 2 is shown at 30. The outputs are subtracted from each other and the resulting sensitivity curve is shown by the dotted line 32. Note that maximum sensitivity occurs in some desired internal region, with cancellation occurring near the surface of the body. curve 3
Only the integrated area under 2 contributes to the noise,
Noise near the surface is eliminated.
第３図は、コイルの信号を組合せるより一般的
な解決策を示している。ここでは、３つのコイル
の出力が加算又は互いに逆の極性で組み合わさ
れ、所望の感知領域が与えられる。更に、コイル
の巻回数は、第２図に示すように各成分の相対的
な重みを決定する。コイル信号３６の和は、現在
実施されている古典的なNMR受信信号となる。
これは、同期復調器３５へ送られ、この復調器
は、通常、搬送波周波数のコサイン及びサインに
よつて駆動される積の検出器で構成される。復調
された出力は、同相及び直角位相成分を示すＩ及
びＱと称される。 FIG. 3 shows a more general solution for combining the coil signals. Here, the outputs of the three coils are summed or combined with opposite polarities to provide the desired sensing area. Furthermore, the number of turns of the coil determines the relative weight of each component, as shown in FIG. The sum of the coil signals 36 becomes the classical NMR reception signal currently practiced.
This is passed to a synchronous demodulator 35, which typically consists of a product detector driven by the cosine and sine of the carrier frequency. The demodulated outputs are referred to as I and Q indicating in-phase and quadrature components.
更に融通性の高い構成が第４図に示されてい
る。ここでは、各コイルの出力は、各々、制御式
増幅器４０，４１及び４２に送られる。これらの
増幅器は、正又は負の利得を有するように制御さ
れる。これらは、各々、制御信号４５，４６及び
４７によつて制御される。これらの制御信号は、
選択されるべき領域を決定する。領域セレクタ４
３は、最大SN比で当該領域を選択するように手
動又は自動的にプログラムすることができる。 A more flexible configuration is shown in FIG. Here, the output of each coil is sent to controlled amplifiers 40, 41 and 42, respectively. These amplifiers are controlled to have positive or negative gain. These are controlled by control signals 45, 46 and 47, respectively. These control signals are
Determine the area to be selected. Area selector 4
3 can be programmed manually or automatically to select the area with maximum signal to noise ratio.
最適な重みを選択するための手順は、制御理論
としては良く知られている。所望の当該領域がｆ
（ｘ）で指示されると仮定する。又、各コイルは、
感度曲線ｓ（ｘ）を形成すると仮定する。それに
より得られる全感度曲線ｇ（ｘ）は、次の式で表
わされる。 The procedure for selecting optimal weights is well known in control theory. The desired region is f
Assume that it is indicated by (x). Also, each coil is
Assume that we form a sensitivity curve s(x). The total sensitivity curve g(x) obtained thereby is expressed by the following equation.
ｇ（ｘ）＝a0s（ｘ）＋a1s（ｘ−x1）＋a2s
（ｘ−x2）＋……ans（ｘ−xn）
ここで、a0……anは各コイル信号に加えられ
る重みでありそしてx1……xnはコイルの間隔で
ある。一般に、これらは、良く知られた手順でｇ
（ｘ）−ｆ（ｘ）の平方の大きさを最小にするよう
に選択される。第３図のシステムの場合には、重
みa0……anがコイルの巻回数を表わしている。 g(x)= a0s (x)+ a1s (x- x1 )+ a2s
(x- x2 )+...ans(x-xn) where a0 ...an are the weights applied to each coil signal and x1 ...xn are the coil spacings. Generally, these are performed using well-known procedures.
It is chosen to minimize the magnitude of the square of (x)-f(x). In the case of the system shown in FIG. 3, the weights a 0 . . . an represent the number of turns of the coil.
第１図のシステムにおいて、選択領域はコイル
の平面に直角な１つの次元において得られた。然
し乍ら、本発明の範囲内で種々のコイル形状を使
用できる。例えば、第１図の場合のように、身体
の片側のみにコイルを配置するのではなく、身体
の両側にコイルを配置して融通性をもつて感知領
域を選択するようにすることができる。又、第５
図に示すように、コイルの軸は、コイルの軸に直
角な空間選択性を与えるようにずらすことができ
る。ここで、コイル６０，６１及び６２はその軸
がずらされている。それらの出力は、選択領域を
適当に選択するように組合せることができる。 In the system of Figure 1, the selected area was obtained in one dimension perpendicular to the plane of the coil. However, a variety of coil shapes may be used within the scope of the present invention. For example, rather than placing coils on only one side of the body, as in FIG. 1, coils may be placed on both sides of the body to provide flexibility in selecting the sensing area. Also, the fifth
As shown, the axis of the coil can be offset to provide spatial selectivity perpendicular to the axis of the coil. Here, the axes of the coils 60, 61, and 62 are offset. Their outputs can be combined to suitably select a selection area.
第４図のシステムにおいて、特に、高い周波数
を使用する場合には、システム全体にわたつて
種々の位相ずれがあるために種々の打ち消しが正
確なものでなくなる。これを補正するために、補
償位相ずれを増幅器チエーンに導入し、位相エラ
ーを修正することができる。これらは、第３図の
システムに導入することもできる。又、これら
は、第３図のシステムに導入することもできる。
これらの位相ずれは、空間選択機構の一部分とし
て使用することもできる。 In the system of FIG. 4, especially when high frequencies are used, the various phase shifts throughout the system make the various cancellations less accurate. To correct this, a compensating phase shift can be introduced into the amplifier chain to correct the phase error. These can also be introduced into the system of FIG. They can also be introduced into the system of FIG.
These phase shifts can also be used as part of a spatial selection mechanism.
一般に、最大の効率を得るために、表面コイル
として共振コイルが使用される。従つて、第１
図、第３図、第４図及び第５図では、通常ラーモ
ア周波数と称するシステムの共振周波数でコイル
を共振させることができる。この周波数は磁界に
比例する。或いは又、直列接続された１組の結合
コイルを有する第３図のシステムは、単一共振シ
ステムである。自己インダクタンスと、加算及び
減算の相互インダクタンスとの組合せを用いて、
ラーモア周波数の共振回路を形成することができ
る。 Generally, resonant coils are used as surface coils to obtain maximum efficiency. Therefore, the first
3, 4 and 5, the coil can be made to resonate at the system's resonant frequency, commonly referred to as the Larmor frequency. This frequency is proportional to the magnetic field. Alternatively, the system of FIG. 3 with a pair of coupled coils connected in series is a single resonant system. Using a combination of self-inductance and additive and subtractive mutual inductance,
A resonant circuit at the Larmor frequency can be formed.
一般に、このシステムは、磁気共鳴信号を受信
する時に改良されたSN比を与えるように設計さ
れている。然し乍ら、第３図のシステムは、送信
モードでも使用できる。送信／受信スイツチは信
号３６に配置することができる。送信モードにお
いては、送信バーストがコイルの直列配列体に送
られ、当該領域に空間選択励起が与えられる。 Generally, the system is designed to provide improved signal-to-noise ratio when receiving magnetic resonance signals. However, the system of FIG. 3 can also be used in transmit mode. A transmit/receive switch can be placed on signal 36. In transmit mode, a transmit burst is sent to a series array of coils to provide spatially selective excitation to the region of interest.
多くの造影及び分光の分野では、身体の種々の
領域をシーケンシングするために勾配システムが
使用される。例えば、投影造影においては、一連
の平行な平面をシーケンシングしてそのたびに各
平面の投影を得ることにより或る体積部の投影を
得ることができる。当該SN比を最大にするため
に、第４図のシステムを用いて感知体積部を各平
面の領域に制限し、その間にその平面の情報を得
ることができる。この解決策は、多面の断面造影
にも使用することができる。 In many imaging and spectroscopy fields, gradient systems are used to sequence various regions of the body. For example, in projection imaging, a projection of a volume can be obtained by sequencing a series of parallel planes, obtaining a projection of each plane each time. To maximize the signal-to-noise ratio, the system of FIG. 4 can be used to limit the sensing volume to the area of each plane, during which information for that plane can be obtained. This solution can also be used for multiplanar cross-sectional imaging.
比較的小さな体積部からの信号を受け取るよう
にシステムが構成される場合には、コイルのロス
によるノイズが人体のロスに匹敵するか又はそれ
以上のものとなる。この場合は、受信コイルの配
列体を超冷却することによつてSN比を更に改善
することができる。これは、主磁石に用いられて
いるものと同じ冷却システムを用いて達成するこ
とができる。 If the system is configured to receive signals from a relatively small volume, the noise due to coil losses can be comparable to or even greater than the losses in the human body. In this case, the signal-to-noise ratio can be further improved by supercooling the receiving coil array. This can be accomplished using the same cooling system used for the main magnet.
Applications Claiming Priority (2)
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|---|---|---|---|
| US85386186A | 1986-04-21 | 1986-04-21 | |
| US853,861 | 1986-04-21 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63503118A JPS63503118A (en) | 1988-11-17 |
| JPH0351414B2 true JPH0351414B2 (en) | 1991-08-06 |
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ID=25317092
Family Applications (1)
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- 1987-04-21 JP JP50251687A patent/JPS63503118A/en active Granted
Patent Citations (4)
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Also Published As
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