JPH07163543A - 磁気共鳴イメージング装置の高周波受信コイル - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置の高周波受信コイルInfo
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- JPH07163543A JPH07163543A JP5342202A JP34220293A JPH07163543A JP H07163543 A JPH07163543 A JP H07163543A JP 5342202 A JP5342202 A JP 5342202A JP 34220293 A JP34220293 A JP 34220293A JP H07163543 A JPH07163543 A JP H07163543A
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Abstract
(57)【要約】
【目的】磁気共鳴イメージング装置の高周波受信コイル
において、被検体の大きさに応じてコイル直径を変化さ
せＳ／Ｎの向上を可能とする。 【構成】磁気共鳴イメージング装置の受信系内に設けら
れ導電ループが被検体の周囲を取り囲んで配置される高
周波受信コイル１４ｂにおいて、上記導電ループ２２を
上部分２２ａと下部分２２ｂとに分割して形成すると共
に、一方の分割部分（２２ａ）を他方（２２ｂ）に対し
てコネクタ２３ａ，２３ｂで結合可能とし、上記被検体
の周囲を取り囲むコイル直径を該被検体の大きさに応じ
て変化させうるものとしたものである。これにより、被
検体の大きさに応じてコイル直径を変化させて最適なフ
ィリングファクタを得ることができ、Ｓ／Ｎを向上して
断層像の画質向上を図ることができる。
において、被検体の大きさに応じてコイル直径を変化さ
せＳ／Ｎの向上を可能とする。 【構成】磁気共鳴イメージング装置の受信系内に設けら
れ導電ループが被検体の周囲を取り囲んで配置される高
周波受信コイル１４ｂにおいて、上記導電ループ２２を
上部分２２ａと下部分２２ｂとに分割して形成すると共
に、一方の分割部分（２２ａ）を他方（２２ｂ）に対し
てコネクタ２３ａ，２３ｂで結合可能とし、上記被検体
の周囲を取り囲むコイル直径を該被検体の大きさに応じ
て変化させうるものとしたものである。これにより、被
検体の大きさに応じてコイル直径を変化させて最適なフ
ィリングファクタを得ることができ、Ｓ／Ｎを向上して
断層像の画質向上を図ることができる。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、核磁気共鳴（以下「Ｎ
ＭＲ）と略記する）現象を利用して被検体（人体）の所
望部位の断層像を得る磁気共鳴イメージング装置の受信
系に用いられる高周波受信コイルに関し、特に被検体の
大きさに応じてコイル直径を変化させＳ／Ｎを向上する
ことができる磁気共鳴イメージング装置の高周波受信コ
イルに関する。
ＭＲ）と略記する）現象を利用して被検体（人体）の所
望部位の断層像を得る磁気共鳴イメージング装置の受信
系に用いられる高周波受信コイルに関し、特に被検体の
大きさに応じてコイル直径を変化させＳ／Ｎを向上する
ことができる磁気共鳴イメージング装置の高周波受信コ
イルに関する。
【０００２】
【従来の技術】磁気共鳴イメージング装置は、被検体の
体軸方向と垂直な方向に静磁場及び傾斜磁場を与える磁
場発生手段と、上記被検体の生体組織を構成する原子の
原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波信号を照
射する送信系と、上記の核磁気共鳴により放出される高
周波信号を検出する受信系と、この受信系で検出した高
周波信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系とを
備えて構成されている。そして、静磁場発生手段により
被検体に均一な静磁場を与えながら、核磁気共鳴を励起
させる周波数の高周波信号を送信系の高周波コイルで印
加し、これにより被検体から放出されるＮＭＲ信号を受
信系の高周波コイルで検出するようになっている。この
とき、上記被検体からのＮＭＲ信号の放出位置を特定す
るために、さらに傾斜磁場発生手段で傾斜磁場を与える
ことによりイメージングを行っている。
体軸方向と垂直な方向に静磁場及び傾斜磁場を与える磁
場発生手段と、上記被検体の生体組織を構成する原子の
原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波信号を照
射する送信系と、上記の核磁気共鳴により放出される高
周波信号を検出する受信系と、この受信系で検出した高
周波信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系とを
備えて構成されている。そして、静磁場発生手段により
被検体に均一な静磁場を与えながら、核磁気共鳴を励起
させる周波数の高周波信号を送信系の高周波コイルで印
加し、これにより被検体から放出されるＮＭＲ信号を受
信系の高周波コイルで検出するようになっている。この
とき、上記被検体からのＮＭＲ信号の放出位置を特定す
るために、さらに傾斜磁場発生手段で傾斜磁場を与える
ことによりイメージングを行っている。
【０００３】このような磁気共鳴イメージング装置にお
ける高周波受信コイルとしては、従来は、一つの導電ル
ープ、例えばソレノイドコイルまたはサドルコイルを使
用し、一方向の核磁気共鳴信号を受信するものであっ
た。そして、被検体から放出されるＮＭＲ信号を感度良
く受信するためには、上記高周波受信コイルを被検体表
面の任意の撮影部位に近接させる必要があった。ここ
で、高周波受信コイルのコイル直径に比例する受信コイ
ル内容積に占めるその受信コイル内に囲まれた被検体体
積の割合をフィリングファクタというが、高周波受信コ
イルを被検体表面に近接させる程上記フィリングファク
タは大きくなる。そして、ＮＭＲ信号の受信のＳ／Ｎ
は、上記フィリングファクタに比例することが知られて
いる。
ける高周波受信コイルとしては、従来は、一つの導電ル
ープ、例えばソレノイドコイルまたはサドルコイルを使
用し、一方向の核磁気共鳴信号を受信するものであっ
た。そして、被検体から放出されるＮＭＲ信号を感度良
く受信するためには、上記高周波受信コイルを被検体表
面の任意の撮影部位に近接させる必要があった。ここ
で、高周波受信コイルのコイル直径に比例する受信コイ
ル内容積に占めるその受信コイル内に囲まれた被検体体
積の割合をフィリングファクタというが、高周波受信コ
イルを被検体表面に近接させる程上記フィリングファク
タは大きくなる。そして、ＮＭＲ信号の受信のＳ／Ｎ
は、上記フィリングファクタに比例することが知られて
いる。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】しかし、上記従来の高
周波受信コイルにおいては、被検体の周囲を取り囲むコ
イル直径がその受信コイルで固定されており、変化でき
ないものであった。そして、各受信コイルのコイル直径
は、それが対象とする被検体の撮影部位に応じて標準的
なサイズとされており、個々の被検体の大きさに応じて
変化させることはできないものであった。従って、大き
な被検体に装着した場合は、その高周波受信コイルのフ
ィリングファクタは向上するが、小さな被検体に装着し
た場合は、そのフィリングファクタは低下することとな
る。すなわち、被検体の大きさに応じてフィリングファ
クタを常に向上することはできないものであった。この
ことから、特に、小さな被検体の場合は、ＮＭＲ信号の
受信のＳ／Ｎが低下し、得られる断層像の画質が劣化す
ることがあった。
周波受信コイルにおいては、被検体の周囲を取り囲むコ
イル直径がその受信コイルで固定されており、変化でき
ないものであった。そして、各受信コイルのコイル直径
は、それが対象とする被検体の撮影部位に応じて標準的
なサイズとされており、個々の被検体の大きさに応じて
変化させることはできないものであった。従って、大き
な被検体に装着した場合は、その高周波受信コイルのフ
ィリングファクタは向上するが、小さな被検体に装着し
た場合は、そのフィリングファクタは低下することとな
る。すなわち、被検体の大きさに応じてフィリングファ
クタを常に向上することはできないものであった。この
ことから、特に、小さな被検体の場合は、ＮＭＲ信号の
受信のＳ／Ｎが低下し、得られる断層像の画質が劣化す
ることがあった。
【０００５】そこで、本発明は、このような問題点に対
処し、被検体の大きさに応じてコイル直径を変化させＳ
／Ｎを向上することができる磁気共鳴イメージング装置
の高周波受信コイルを提供することを目的とする。
処し、被検体の大きさに応じてコイル直径を変化させＳ
／Ｎを向上することができる磁気共鳴イメージング装置
の高周波受信コイルを提供することを目的とする。
【０００６】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明による磁気共鳴イメージング装置の高周波受
信コイルは、被検体に静磁場及び傾斜磁場を与える磁場
発生手段と、上記被検体の生体組織を構成する原子の原
子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波信号を照射
する送信系と、上記の核磁気共鳴により放出される高周
波信号を検出する受信系と、この受信系で検出した高周
波信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系とを備
えて成る磁気共鳴イメージング装置の上記受信系内に設
けられ導電ループが上記被検体の周囲を取り囲んで配置
される高周波受信コイルにおいて、上記導電ループを上
部分と下部分と分割して形成すると共に、一方の分割部
分を他方に対して結合可能とし、上記被検体の周囲を取
り囲むコイルに直径を該被検体の大きさに応じて変化さ
せうるものとしたものである。
に、本発明による磁気共鳴イメージング装置の高周波受
信コイルは、被検体に静磁場及び傾斜磁場を与える磁場
発生手段と、上記被検体の生体組織を構成する原子の原
子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波信号を照射
する送信系と、上記の核磁気共鳴により放出される高周
波信号を検出する受信系と、この受信系で検出した高周
波信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系とを備
えて成る磁気共鳴イメージング装置の上記受信系内に設
けられ導電ループが上記被検体の周囲を取り囲んで配置
される高周波受信コイルにおいて、上記導電ループを上
部分と下部分と分割して形成すると共に、一方の分割部
分を他方に対して結合可能とし、上記被検体の周囲を取
り囲むコイルに直径を該被検体の大きさに応じて変化さ
せうるものとしたものである。
【０００７】また、上記導電ループは、二つの導電ルー
プがその感度方向を互いに直交させて一組に形成され、
且つ上記被検体から放出される高周波信号を検出する感
度方向が静磁場に対し直交して配置されるものとしても
よい。
プがその感度方向を互いに直交させて一組に形成され、
且つ上記被検体から放出される高周波信号を検出する感
度方向が静磁場に対し直交して配置されるものとしても
よい。
【０００８】
【作用】このように構成された磁気共鳴イメージング装
置の高周波受信コイルは、導電ループを上部分と下部分
とに分割して形成すると共に、一方の分割部分を他方に
対して結合可能としたので、被検体の周囲を取り囲むコ
イル直径を該被検体の大きさに応じて変化させて一つの
導電ループを形成するようになる。これにより、被検体
の大きさに応じてコイル直径を変化させ、Ｓ／Ｎを向上
することができる。
置の高周波受信コイルは、導電ループを上部分と下部分
とに分割して形成すると共に、一方の分割部分を他方に
対して結合可能としたので、被検体の周囲を取り囲むコ
イル直径を該被検体の大きさに応じて変化させて一つの
導電ループを形成するようになる。これにより、被検体
の大きさに応じてコイル直径を変化させ、Ｓ／Ｎを向上
することができる。
【０００９】
【実施例】以下、本発明の実施例を添付図面に基づいて
詳細に説明する。図１は本発明による高周波受信コイル
が適用される磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示
すブロック図であり、図２はその高周波受信コイルの実
施例を示す斜視図である。
詳細に説明する。図１は本発明による高周波受信コイル
が適用される磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示
すブロック図であり、図２はその高周波受信コイルの実
施例を示す斜視図である。
【００１０】上記磁気共鳴イメージング装置は、核磁気
共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体の断層像を得るも
ので、図１に示すように、静磁場発生磁石２と、傾斜磁
場発生系３と、送信系４と、受信系５と、信号処理系６
と、シーケンサ７と、中央処理装置（ＣＰＵ）８とを備
えて成る。
共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体の断層像を得るも
ので、図１に示すように、静磁場発生磁石２と、傾斜磁
場発生系３と、送信系４と、受信系５と、信号処理系６
と、シーケンサ７と、中央処理装置（ＣＰＵ）８とを備
えて成る。
【００１１】上記静磁場発生磁石２は、被検体１の周り
にその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁
場を発生させるもので、上記被検体１の周りのある広が
りをもった空間に永久磁石方式または常電導方式あるい
は超電導方式の磁場発生手段が配置されている。傾斜磁
場発生系３は、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向に巻かれた傾斜磁
場コイル９と、それぞれのコイルを駆動する傾斜磁場電
源１０とから成り、上記シーケンサ７からの命令に従っ
てそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１０を駆動すること
により、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向の傾斜磁場Ｇx ，Ｇy ，
Ｇz を被検体１に印加することになっている。この傾斜
磁場の加え方により、被検体１に対するスライス面を設
定することができる。
にその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁
場を発生させるもので、上記被検体１の周りのある広が
りをもった空間に永久磁石方式または常電導方式あるい
は超電導方式の磁場発生手段が配置されている。傾斜磁
場発生系３は、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向に巻かれた傾斜磁
場コイル９と、それぞれのコイルを駆動する傾斜磁場電
源１０とから成り、上記シーケンサ７からの命令に従っ
てそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１０を駆動すること
により、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向の傾斜磁場Ｇx ，Ｇy ，
Ｇz を被検体１に印加することになっている。この傾斜
磁場の加え方により、被検体１に対するスライス面を設
定することができる。
【００１２】送信系４は、被検体１の生体組織を構成す
る原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波
信号（電磁波）を照射するもので、高周波発振器１１と
変調器１２と高周波増幅器１３と高周波送信コイル１４
ａとから成り、上記高周波発振器１１から出力された高
周波パルスをシーケンサ７の命令に従って変調器１２で
振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波
増幅器１３で増幅した後に被検体１に近接して配置され
た高周波送信コイル１４ａに供給することにより、電磁
波が上記被検体１に照射されるようになっている。
る原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波
信号（電磁波）を照射するもので、高周波発振器１１と
変調器１２と高周波増幅器１３と高周波送信コイル１４
ａとから成り、上記高周波発振器１１から出力された高
周波パルスをシーケンサ７の命令に従って変調器１２で
振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波
増幅器１３で増幅した後に被検体１に近接して配置され
た高周波送信コイル１４ａに供給することにより、電磁
波が上記被検体１に照射されるようになっている。
【００１３】受信系５は、被検体１の生体組織の原子核
の核磁気共鳴により放出される高周波信号（ＮＭＲ信
号）を検出するもので、高周波受信コイル１４ｂと増幅
器１５と直交位相検波器１６とＡ／Ｄ変換器１７とを有
しており、上記高周波送信コイル１４ａから照射された
電磁波による被検体１の応答の高周波信号(ＮＭＲ信号)
は被検体１に近接して配置された高周波受信コイル１４
ｂで検出され、増幅器１５及び直交位相検波器１６を介
してＡ／Ｄ変換器１７に入力してディジタル量に変換さ
れ、さらにシーケンサ７からの命令によるタイミングで
直交位相検波器１６によりサンプリングされて二系列の
収集データとされ、その信号が信号処理系６に送られる
ようになっている。
の核磁気共鳴により放出される高周波信号（ＮＭＲ信
号）を検出するもので、高周波受信コイル１４ｂと増幅
器１５と直交位相検波器１６とＡ／Ｄ変換器１７とを有
しており、上記高周波送信コイル１４ａから照射された
電磁波による被検体１の応答の高周波信号(ＮＭＲ信号)
は被検体１に近接して配置された高周波受信コイル１４
ｂで検出され、増幅器１５及び直交位相検波器１６を介
してＡ／Ｄ変換器１７に入力してディジタル量に変換さ
れ、さらにシーケンサ７からの命令によるタイミングで
直交位相検波器１６によりサンプリングされて二系列の
収集データとされ、その信号が信号処理系６に送られる
ようになっている。
【００１４】この信号処理系６は、ＣＰＵ８と、磁気デ
ィスク１８及び磁気テープ１９等の記録装置と、ＣＲＴ
等のディスプレイ２０と、キーボード２１とから成り、
上記ＣＰＵ８でフーリエ変換，補正係数計算，画像再構
成等の処理を行い、任意断面の信号強度分布あるいは複
数の信号に適当な演算を行って得られた分布を画像化し
てディスプレイ２０に断層像として表示するようになっ
ている。
ィスク１８及び磁気テープ１９等の記録装置と、ＣＲＴ
等のディスプレイ２０と、キーボード２１とから成り、
上記ＣＰＵ８でフーリエ変換，補正係数計算，画像再構
成等の処理を行い、任意断面の信号強度分布あるいは複
数の信号に適当な演算を行って得られた分布を画像化し
てディスプレイ２０に断層像として表示するようになっ
ている。
【００１５】また、シーケンサ７は、ＣＰＵ８の制御で
動作し、被検体１の断層像のデータ収集に必要な種々の
命令を送信系４及び傾斜磁場発生系３並びに受信系５に
送り、上記ＮＭＲ信号を計測するシーケンスを発生する
手段となるものである。なお、図１において、送信系の
高周波送信コイル１４ａ及び受信系の高周波受信コイル
１４ｂ並びに傾斜磁場コイル９，９は、被検体１の周り
の空間に配置された静磁場発生磁石２の磁場空間内に配
置されている。
動作し、被検体１の断層像のデータ収集に必要な種々の
命令を送信系４及び傾斜磁場発生系３並びに受信系５に
送り、上記ＮＭＲ信号を計測するシーケンスを発生する
手段となるものである。なお、図１において、送信系の
高周波送信コイル１４ａ及び受信系の高周波受信コイル
１４ｂ並びに傾斜磁場コイル９，９は、被検体１の周り
の空間に配置された静磁場発生磁石２の磁場空間内に配
置されている。
【００１６】このように構成された磁気共鳴イメージン
グ装置において、受信系５内に設けられた高周波受信コ
イル１４ｂは、図２に示すように、導電ループが被検体
１の周囲を取り囲んで配置されるようになっており、本
発明においては、そのコイルを構成する導電ループが上
部分と下部分とに分割して形成されると共に、一方の分
割部分を他方の分割部分に対して結合可能とし、被検体
１の周囲を取り囲むコイル直径を該被検体１の大きさに
応じて変化させうるものとされている。
グ装置において、受信系５内に設けられた高周波受信コ
イル１４ｂは、図２に示すように、導電ループが被検体
１の周囲を取り囲んで配置されるようになっており、本
発明においては、そのコイルを構成する導電ループが上
部分と下部分とに分割して形成されると共に、一方の分
割部分を他方の分割部分に対して結合可能とし、被検体
１の周囲を取り囲むコイル直径を該被検体１の大きさに
応じて変化させうるものとされている。
【００１７】すなわち、図２に示すように、例えばリジ
ッドな部材の銅板から成りソレノイドコイル形に形成さ
れた導電ループ２２を有し、この導電ループ２２が中心
部を境にして上部分２２ａと下部分２２ｂとに分割され
ると共に、各分割部分の両端部にはそれぞれコネクタ２
３ａ，２３ｂが設けられており、各々対向するコネクタ
２３ａと２３ｂとを挿脱することにより、下部分２２ｂ
に対して上部分２２ａを結合したり、分離したりできる
ようになっている。そして、図示は省略したが、例えば
導電ループ２２の上部分２２ａは、サイズが大きいもの
から小さいものまで複数種類のものが用意されており、
被検体１の大きさに応じて適宜のサイズの上部分２２ａ
を選択して、下部分２２ｂにコネクタ２３ａ，２３ｂに
より結合して高周波受信コイル１４ｂを構成するように
なっている。
ッドな部材の銅板から成りソレノイドコイル形に形成さ
れた導電ループ２２を有し、この導電ループ２２が中心
部を境にして上部分２２ａと下部分２２ｂとに分割され
ると共に、各分割部分の両端部にはそれぞれコネクタ２
３ａ，２３ｂが設けられており、各々対向するコネクタ
２３ａと２３ｂとを挿脱することにより、下部分２２ｂ
に対して上部分２２ａを結合したり、分離したりできる
ようになっている。そして、図示は省略したが、例えば
導電ループ２２の上部分２２ａは、サイズが大きいもの
から小さいものまで複数種類のものが用意されており、
被検体１の大きさに応じて適宜のサイズの上部分２２ａ
を選択して、下部分２２ｂにコネクタ２３ａ，２３ｂに
より結合して高周波受信コイル１４ｂを構成するように
なっている。
【００１８】次に、このように構成された高周波受信コ
イル１４ｂの使用について、図３を参照して説明する。
まず、図１において、例えば被検体１の頭部について断
層像を計測するとする。この場合、静磁場発生磁石２の
計測空間内に挿入された被検体１について、図３（ａ）
に示すように、頭部２４の下側に導電ループ２２の下部
分２２ｂを配置し、その頭部２４の上側に上部分２２ａ
を配置して、それぞれ対向するコネクタ２３ａ，２３ｂ
を挿入して結合し、高周波受信コイル１４ｂを構成す
る。この場合は、上部分２２ａとして、下部分２２ｂと
ほぼ同じ大きさの標準サイズのものを選択したとする。
そして、被検体１の頭部２４の大きさに対して上記高周
波受信コイル１４ｂのコイル直径がある程度大きいとす
ると、上記の上部分２２ａと下部分２２ｂとを結合した
場合の受信コイル内容積Ｖ1 に占めるその受信コイル内
に囲まれた頭部２４の体積Ｖ2 の割合は小さくなり、前
述のフィリングファクタが小さくなる。従って、この場
合は、計測によるＮＭＲ信号の受信のＳ／Ｎが低下し、
得られる断層像の画質が劣化するおそれがある。
イル１４ｂの使用について、図３を参照して説明する。
まず、図１において、例えば被検体１の頭部について断
層像を計測するとする。この場合、静磁場発生磁石２の
計測空間内に挿入された被検体１について、図３（ａ）
に示すように、頭部２４の下側に導電ループ２２の下部
分２２ｂを配置し、その頭部２４の上側に上部分２２ａ
を配置して、それぞれ対向するコネクタ２３ａ，２３ｂ
を挿入して結合し、高周波受信コイル１４ｂを構成す
る。この場合は、上部分２２ａとして、下部分２２ｂと
ほぼ同じ大きさの標準サイズのものを選択したとする。
そして、被検体１の頭部２４の大きさに対して上記高周
波受信コイル１４ｂのコイル直径がある程度大きいとす
ると、上記の上部分２２ａと下部分２２ｂとを結合した
場合の受信コイル内容積Ｖ1 に占めるその受信コイル内
に囲まれた頭部２４の体積Ｖ2 の割合は小さくなり、前
述のフィリングファクタが小さくなる。従って、この場
合は、計測によるＮＭＲ信号の受信のＳ／Ｎが低下し、
得られる断層像の画質が劣化するおそれがある。
【００１９】そこで、図３（ｂ）に示すように、導電ル
ープ２２の上部分２２ａ′として、下部分２２ｂよりも
小さいものとして予め用意された小形のサイズのものを
選択して、それぞれ対向するコネクタ２３ａ′，２３ｂ
を挿入して結合する。すると、このようにして構成され
た高周波受信コイル１４ｂの直径は、図３（ａ）に示す
ものよりも小さくなり、被検体１の頭部２４の大きさに
対して接近したものとなる。従って、上記の上部分２２
ａ′と下部分２２ｂとを結合した場合の受信コイル内容
積Ｖ1′は、図３（ａ）に示す場合の受信コイル内容積
Ｖ1よりも小さくなり、頭部２４の体積Ｖ2 は一定であ
るから、この場合のフィリングファクタは大きくなる。
このときは、計測によるＮＭＲ信号の受信のＳ／Ｎが向
上し、得られる断層像の画質が向上することとなる。さ
らに、図３（ｂ）において、被検体１の頭部２４をカバ
ーしうる最も小さいサイズの上部分２２ａ′を選択して
使用すれば、この場合のフィリングファクタはその被検
体１について最大となり、Ｓ／Ｎを向上して画質をさら
に向上することができる。
ープ２２の上部分２２ａ′として、下部分２２ｂよりも
小さいものとして予め用意された小形のサイズのものを
選択して、それぞれ対向するコネクタ２３ａ′，２３ｂ
を挿入して結合する。すると、このようにして構成され
た高周波受信コイル１４ｂの直径は、図３（ａ）に示す
ものよりも小さくなり、被検体１の頭部２４の大きさに
対して接近したものとなる。従って、上記の上部分２２
ａ′と下部分２２ｂとを結合した場合の受信コイル内容
積Ｖ1′は、図３（ａ）に示す場合の受信コイル内容積
Ｖ1よりも小さくなり、頭部２４の体積Ｖ2 は一定であ
るから、この場合のフィリングファクタは大きくなる。
このときは、計測によるＮＭＲ信号の受信のＳ／Ｎが向
上し、得られる断層像の画質が向上することとなる。さ
らに、図３（ｂ）において、被検体１の頭部２４をカバ
ーしうる最も小さいサイズの上部分２２ａ′を選択して
使用すれば、この場合のフィリングファクタはその被検
体１について最大となり、Ｓ／Ｎを向上して画質をさら
に向上することができる。
【００２０】図４は導電ループ２２の上部分２２ａと下
部分２２ｂとの結合の変形例を示す説明図である。この
例は、下部分２２ｂはリジッドな部材のままで、上部分
２２ａを柔軟性材料から成るフレキシブルな導電ループ
部材で形成すると共に、下部分２２ｂにはその両端部に
設けたコネクタ２３ｂ，２３ｂ以外に、それよりも中央
側の部分に他のコネクタ２３ｂ′，２３ｂ′を設け、計
測対象の被検体１の頭部２４の大きさに応じてコネクタ
２３ｂ又は２３ｂ′を使い分け、下部分２２ｂに対して
上部分２２ａを結合するようにしたものである。すなわ
ち、頭部２４が比較的大きい場合は、下部分２２ｂの両
端部のコネクタ２３ｂ，２３ｂを用いて上部分２２ａを
実線で示すように結合する。このときは、上記構成され
た高周波受信コイル１４ｂのコイル直径は大きくなる。
また、頭部２４が小さい場合は、下部分２２ｂの中央側
のコネクタ２３ｂ′，２３ｂ′を用いて上部分２２ａを
鎖線で示すように結合する。このときは、上記構成され
た高周波受信コイル１４ｂのコイル直径は小さくなる。
従って、結果として図３（ａ)，(ｂ）で示した状態と同
じ効果を発揮することができる。なお、下部分２２ｂの
中央側部分に設けるコネクタ２３ｂ′，２３ｂ′は、両
端部のコネクタ２３ｂ，２３ｂからの距離を変化させて
複数組を設けておくとよい。このようにすると、複数種
類のコイル直径の高周波受信コイル１４ｂを構成するこ
とができる。
部分２２ｂとの結合の変形例を示す説明図である。この
例は、下部分２２ｂはリジッドな部材のままで、上部分
２２ａを柔軟性材料から成るフレキシブルな導電ループ
部材で形成すると共に、下部分２２ｂにはその両端部に
設けたコネクタ２３ｂ，２３ｂ以外に、それよりも中央
側の部分に他のコネクタ２３ｂ′，２３ｂ′を設け、計
測対象の被検体１の頭部２４の大きさに応じてコネクタ
２３ｂ又は２３ｂ′を使い分け、下部分２２ｂに対して
上部分２２ａを結合するようにしたものである。すなわ
ち、頭部２４が比較的大きい場合は、下部分２２ｂの両
端部のコネクタ２３ｂ，２３ｂを用いて上部分２２ａを
実線で示すように結合する。このときは、上記構成され
た高周波受信コイル１４ｂのコイル直径は大きくなる。
また、頭部２４が小さい場合は、下部分２２ｂの中央側
のコネクタ２３ｂ′，２３ｂ′を用いて上部分２２ａを
鎖線で示すように結合する。このときは、上記構成され
た高周波受信コイル１４ｂのコイル直径は小さくなる。
従って、結果として図３（ａ)，(ｂ）で示した状態と同
じ効果を発揮することができる。なお、下部分２２ｂの
中央側部分に設けるコネクタ２３ｂ′，２３ｂ′は、両
端部のコネクタ２３ｂ，２３ｂからの距離を変化させて
複数組を設けておくとよい。このようにすると、複数種
類のコイル直径の高周波受信コイル１４ｂを構成するこ
とができる。
【００２１】図５は本発明の高周波受信コイル１４ｂの
第二の実施例を示す斜視図である。この実施例は、ソレ
ノイドコイル形に形成された導電ループ２２以外にサド
ルコイル形と形成された導電ループ２５を有し、上記二
つの導電ループ２２，２５がその感度方向に互いに直交
させて一組に形成されると共に、被検体１から核磁気共
鳴により放出される高周波信号を検出する受信方向が静
磁場発生磁石２による静磁場に対し直交して配置される
ものとしたものである。このように、二つの導電ループ
２２，２５を互いに感度方向を直交させて一組に形成
し、二方向の核磁気共鳴信号を受信するようにした高周
波コイルを直交受信コイル（QuardratureDetection Coi
ls ：以下「ＱＤコイル」と略称する）というが、この
ようなＱＤコイルを用いるとＳ／Ｎを向上することがで
きる。
第二の実施例を示す斜視図である。この実施例は、ソレ
ノイドコイル形に形成された導電ループ２２以外にサド
ルコイル形と形成された導電ループ２５を有し、上記二
つの導電ループ２２，２５がその感度方向に互いに直交
させて一組に形成されると共に、被検体１から核磁気共
鳴により放出される高周波信号を検出する受信方向が静
磁場発生磁石２による静磁場に対し直交して配置される
ものとしたものである。このように、二つの導電ループ
２２，２５を互いに感度方向を直交させて一組に形成
し、二方向の核磁気共鳴信号を受信するようにした高周
波コイルを直交受信コイル（QuardratureDetection Coi
ls ：以下「ＱＤコイル」と略称する）というが、この
ようなＱＤコイルを用いるとＳ／Ｎを向上することがで
きる。
【００２２】そして、本発明においては、上記のＱＤコ
イルを用いた場合においても、上記各々の導電ループ２
２，２５を上部分と下部分とに分割して形成すると共
に、一方の分割部分を他方に対して結合可能とし、上記
被検体１の周囲を取り囲むコイル直径を該被検体１の大
きさに応じて変化させうるものとしたものである。すな
わち、ソレノイドコイル形に形成された一方の導電ルー
プ２２は、図２に示すと全く同様に構成されている。ま
た、サドルコイル形に形成された他方の導電ループ２５
は、図５に示すように、その導電ループ２５が中心部を
境にして上部分２５ａと下部分２５ｂとに分割されると
共に、各分割部分の両端部にはそれぞれコネクタ２６
ａ，２６ｂが設けられており、各々対向するコネクタ２
６ａと26ｂとを挿脱することにより、下部分２５ｂに対
して上部分２５ａを結合したり、分離したりできるよう
になっている。そして、図示は省略したが、例えば導電
ループ２５の上部分２５ａは、サイズが大きいものから
小さいものまで複数種類のものが用意されており、被検
体１の大きさに応じて適宜のサイズの上部分２５ａを選
択して、下部分２５ｂにコネクタ２６ａ，２６ｂにより
結合するようになっている。
イルを用いた場合においても、上記各々の導電ループ２
２，２５を上部分と下部分とに分割して形成すると共
に、一方の分割部分を他方に対して結合可能とし、上記
被検体１の周囲を取り囲むコイル直径を該被検体１の大
きさに応じて変化させうるものとしたものである。すな
わち、ソレノイドコイル形に形成された一方の導電ルー
プ２２は、図２に示すと全く同様に構成されている。ま
た、サドルコイル形に形成された他方の導電ループ２５
は、図５に示すように、その導電ループ２５が中心部を
境にして上部分２５ａと下部分２５ｂとに分割されると
共に、各分割部分の両端部にはそれぞれコネクタ２６
ａ，２６ｂが設けられており、各々対向するコネクタ２
６ａと26ｂとを挿脱することにより、下部分２５ｂに対
して上部分２５ａを結合したり、分離したりできるよう
になっている。そして、図示は省略したが、例えば導電
ループ２５の上部分２５ａは、サイズが大きいものから
小さいものまで複数種類のものが用意されており、被検
体１の大きさに応じて適宜のサイズの上部分２５ａを選
択して、下部分２５ｂにコネクタ２６ａ，２６ｂにより
結合するようになっている。
【００２３】
【発明の効果】本発明は以上のように構成されたので、
導電ループを上部分と下部分とに分割して形成すると共
に、一方の分割部分を他方に対して結合可能とすること
により、被検体の周囲を取り囲むコイル直径を該被検体
の大きさに応じて変化させて一つの導電ループを形成す
ることができる。これにより、被検体の大きさに応じて
コイル直径を変化させて最適なフィリングファクタを得
ることができ、Ｓ／Ｎを向上することができる。従っ
て、磁気共鳴イメージング装置で得られる断層像の画質
向上を図ることができる。また、二つの導電ループを組
み合わせ、その二つの導電ループがその感度方向を互い
に直交させて一組に形成され、且つ上記被検体から放出
される高周波信号を検出する感度方向が静磁場に対し直
交して配置されるようにしたいわゆるＱＤコイルを用い
た場合は、さらにＳ／Ｎを向上することができ、断層像
の画質向上を図ることができる。
導電ループを上部分と下部分とに分割して形成すると共
に、一方の分割部分を他方に対して結合可能とすること
により、被検体の周囲を取り囲むコイル直径を該被検体
の大きさに応じて変化させて一つの導電ループを形成す
ることができる。これにより、被検体の大きさに応じて
コイル直径を変化させて最適なフィリングファクタを得
ることができ、Ｓ／Ｎを向上することができる。従っ
て、磁気共鳴イメージング装置で得られる断層像の画質
向上を図ることができる。また、二つの導電ループを組
み合わせ、その二つの導電ループがその感度方向を互い
に直交させて一組に形成され、且つ上記被検体から放出
される高周波信号を検出する感度方向が静磁場に対し直
交して配置されるようにしたいわゆるＱＤコイルを用い
た場合は、さらにＳ／Ｎを向上することができ、断層像
の画質向上を図ることができる。
【図１】本発明による高周波受信コイルが適用される磁
気共鳴イメージング装置の全体構成を示すブロック図で
ある。
気共鳴イメージング装置の全体構成を示すブロック図で
ある。
【図２】上記高周波受信コイルの実施例を示す斜視図で
ある。
ある。
【図３】上記高周波受信コイルの使用状態を示す説明図
である。
である。
【図４】導電ループの上部分と下部分との結合の変形例
を示す説明図である。
を示す説明図である。
【図５】本発明の高周波受信コイルの第二の実施例を示
す斜視図である。
す斜視図である。
１ 被検体 ２ 静磁場発生磁石 ３ 傾斜磁場発生系 ４ 送信系 ５ 受信系 ６ 信号処理系 ７ シーケンサ ８ ＣＰＵ １４ａ 高周波送信コイル １４ｂ 高周波受信コイル ２２ 導電ループ ２２ａ，２２ａ’ 上部分 ２２ｂ 下部分 ２３ａ，２３ｂ コネクタ ２５ 導電ループ ２５ａ 上部分 ２５ｂ 上部分 ２６ａ，２６ｂ コネクタ
Claims (2)
- 【請求項１】被検体に静磁場及び傾斜磁場を与える磁場
発生手段と、上記被検体の生体組織を構成する原子の原
子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波信号を照射
する送信系と、上記の核磁気共鳴により放出される高周
波信号を検出する受信系と、この受信系で検出した高周
波信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系とを備
えて成る磁気共鳴イメージング装置の上記受信系内に設
けられ導電ループが上記被検体の周囲を取り囲んで配置
される高周波受信コイルにおいて、上記導電ループを上
部分と下部分とに分割して形成すると共に、一方の分割
部分を他方に対して結合可能とし、上記被検体の周囲を
取り囲むコイル直径を該被検体の大きさに応じて変化さ
せうるものとしたことを特徴とする磁気共鳴イメージン
グ装置の高周波受信コイル。 - 【請求項２】上記導電ループは、二つの導電ループがそ
の感度方向を互いに直交させて一組に形成され、且つ上
記被検体から放出される高周波信号を検出する感度方向
が静磁場に対し直交して配置されるものとしたことを特
徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置の高
周波受信コイル。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5342202A JPH07163543A (ja) | 1993-12-15 | 1993-12-15 | 磁気共鳴イメージング装置の高周波受信コイル |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5342202A JPH07163543A (ja) | 1993-12-15 | 1993-12-15 | 磁気共鳴イメージング装置の高周波受信コイル |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07163543A true JPH07163543A (ja) | 1995-06-27 |
Family
ID=18351915
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5342202A Pending JPH07163543A (ja) | 1993-12-15 | 1993-12-15 | 磁気共鳴イメージング装置の高周波受信コイル |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH07163543A (ja) |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0947444A (ja) * | 1995-08-09 | 1997-02-18 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴装置用ｒｆプローブ |
| JP2002119495A (ja) * | 2000-09-05 | 2002-04-23 | Marconi Medical Systems Finland Inc | Ｒｆコイルアセンブリ |
| WO2006083364A3 (en) * | 2004-11-23 | 2006-10-05 | Supertron Technologies Inc | Apparatus for cooling an rf coil on a magnetic resonance imaging system |
| JP2007330795A (ja) * | 2006-06-12 | 2007-12-27 | Siemens Ag | 磁気共鳴装置のためのヘッドコイル構造体 |
| JP2009022483A (ja) * | 2007-07-19 | 2009-02-05 | Hitachi Ltd | 高周波コイル及び磁気共鳴撮像装置 |
| JP2009045361A (ja) * | 2007-08-22 | 2009-03-05 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
-
1993
- 1993-12-15 JP JP5342202A patent/JPH07163543A/ja active Pending
Cited By (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0947444A (ja) * | 1995-08-09 | 1997-02-18 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴装置用ｒｆプローブ |
| JP2002119495A (ja) * | 2000-09-05 | 2002-04-23 | Marconi Medical Systems Finland Inc | Ｒｆコイルアセンブリ |
| WO2006083364A3 (en) * | 2004-11-23 | 2006-10-05 | Supertron Technologies Inc | Apparatus for cooling an rf coil on a magnetic resonance imaging system |
| JP2008520393A (ja) * | 2004-11-23 | 2008-06-19 | エムツーエム イメージング コープ． | 磁気共鳴画像装置のコイルを極低温冷却するための装置およびその方法 |
| US7759935B2 (en) | 2004-11-23 | 2010-07-20 | M2M Imaging Corp. | Apparatus and method for cryogenically cooling a coil on a magnetic resonance imaging system |
| US8115487B2 (en) | 2004-11-23 | 2012-02-14 | m2m Imaging Corporation | Apparatus and method for cryogenically cooling a coil on a magnetic resonance imaging system |
| JP2007330795A (ja) * | 2006-06-12 | 2007-12-27 | Siemens Ag | 磁気共鳴装置のためのヘッドコイル構造体 |
| JP2009022483A (ja) * | 2007-07-19 | 2009-02-05 | Hitachi Ltd | 高周波コイル及び磁気共鳴撮像装置 |
| JP2009045361A (ja) * | 2007-08-22 | 2009-03-05 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
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