JPH07231881A - Ｍｒｉ用ｒｆコイル及びｍｒｉ装置 - Google Patents
Ｍｒｉ用ｒｆコイル及びｍｒｉ装置Info
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- JPH07231881A JPH07231881A JP6023868A JP2386894A JPH07231881A JP H07231881 A JPH07231881 A JP H07231881A JP 6023868 A JP6023868 A JP 6023868A JP 2386894 A JP2386894 A JP 2386894A JP H07231881 A JPH07231881 A JP H07231881A
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Abstract
(57)【要約】 （修正有）
【目的】 イメージング領域を狭めることなく受信信号
のＳ／Ｎを改善することが可能なＭＲＩ用ＲＦコイル及
びＭＲＩ装置を実現する。 【構成】 同一方向に電流が流れる２本のメインパス部
を測定対象物の長手方向に対して平行して備えた８の字
型の第一のコイル１と、メインパス部が所定の距離を持
って平行して配置された二重ループの電流路が縦続接続
されることにより、同一方向に電流が流れる４本のメイ
ンパス部を所定間隔で形成するように、かつ、この４本
のメインパス部が前記第一のコイルのメインパス部に直
交して相互結合が最小となるように配置された第二のコ
イル２と、加算後の信号対雑音比が最大となるように、
信号レベルを調整するレベル調整手段５と、位相を調整
して両信号の位相を一致させる位相調整手段６と、調整
された受信信号を加算する加算手段７とを備えたことを
特徴とするＭＲＩ装置。
のＳ／Ｎを改善することが可能なＭＲＩ用ＲＦコイル及
びＭＲＩ装置を実現する。 【構成】 同一方向に電流が流れる２本のメインパス部
を測定対象物の長手方向に対して平行して備えた８の字
型の第一のコイル１と、メインパス部が所定の距離を持
って平行して配置された二重ループの電流路が縦続接続
されることにより、同一方向に電流が流れる４本のメイ
ンパス部を所定間隔で形成するように、かつ、この４本
のメインパス部が前記第一のコイルのメインパス部に直
交して相互結合が最小となるように配置された第二のコ
イル２と、加算後の信号対雑音比が最大となるように、
信号レベルを調整するレベル調整手段５と、位相を調整
して両信号の位相を一致させる位相調整手段６と、調整
された受信信号を加算する加算手段７とを備えたことを
特徴とするＭＲＩ装置。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は磁気共鳴イメージング
（ＭＲＩ）装置に用いるサーフェスコイルに関し、特に
主磁場と鎖交する方向に置いて撮像する際に用いるＭＲ
Ｉ用ＲＦコイル及びそのＭＲＩ用ＲＦコイルを用いたＭ
ＲＩ装置に関する。
（ＭＲＩ）装置に用いるサーフェスコイルに関し、特に
主磁場と鎖交する方向に置いて撮像する際に用いるＭＲ
Ｉ用ＲＦコイル及びそのＭＲＩ用ＲＦコイルを用いたＭ
ＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】ＭＲＩ装置は、核磁気共鳴現象を利用し
て被検体中の所望の検査部位における原子核スピンの密
度分布，緩和時間分布等を計測して、その計測データか
ら被検体の断面を画像表示するものである。
て被検体中の所望の検査部位における原子核スピンの密
度分布，緩和時間分布等を計測して、その計測データか
ら被検体の断面を画像表示するものである。
【０００３】均一で強力な静磁場発生装置内に置かれた
被検体の原子核スピンは、静磁場の強さによって定まる
周波数（ラーモア周波数）で静磁場の方向を軸として歳
差運動を行う。そこで、このラーモア周波数に等しい周
波数の高周波パルスを外部より照射すると、スピンが励
起されて高いエネルギー状態に遷移する。これを核磁気
共鳴現象と言う。この高周波パルスの照射を打ち切る
と、スピンはそれぞれの状態に応じた時定数で元の低い
エネルギー状態に戻り、この時に外部に電磁波を照射す
る。これをその周波数に同調した高周波受信コイル（Ｒ
Ｆコイル）で検出する。このとき、空間内に位置情報を
付加する目的で、三軸の傾斜磁場を静磁場空間に印加す
る。この結果、空間内の位置情報を周波数情報として捕
らえることができる。
被検体の原子核スピンは、静磁場の強さによって定まる
周波数（ラーモア周波数）で静磁場の方向を軸として歳
差運動を行う。そこで、このラーモア周波数に等しい周
波数の高周波パルスを外部より照射すると、スピンが励
起されて高いエネルギー状態に遷移する。これを核磁気
共鳴現象と言う。この高周波パルスの照射を打ち切る
と、スピンはそれぞれの状態に応じた時定数で元の低い
エネルギー状態に戻り、この時に外部に電磁波を照射す
る。これをその周波数に同調した高周波受信コイル（Ｒ
Ｆコイル）で検出する。このとき、空間内に位置情報を
付加する目的で、三軸の傾斜磁場を静磁場空間に印加す
る。この結果、空間内の位置情報を周波数情報として捕
らえることができる。
【０００４】そして、このようなＭＲＩ装置において
は、特に被検体の脊椎等の撮像において高い感度を有す
るサーフェスコイルを備えており、このサーフェスコイ
ルを前記のＭＲＩ用ＲＦコイルとして用いるようになっ
ている。
は、特に被検体の脊椎等の撮像において高い感度を有す
るサーフェスコイルを備えており、このサーフェスコイ
ルを前記のＭＲＩ用ＲＦコイルとして用いるようになっ
ている。
【０００５】図３はこの種のサーフェスコイルの従来の
構成を示す構成図である。この図３において、まず、互
いに重畳されて配置される２つのコイル１０１，１０２
は共に、載置された被検体の下に配置されるものであ
る。
構成を示す構成図である。この図３において、まず、互
いに重畳されて配置される２つのコイル１０１，１０２
は共に、載置された被検体の下に配置されるものであ
る。
【０００６】このうち、一方のコイル１０１は被検体の
脊椎方向に平行して配置される第１，第２の導電体部１
０１ａ，１０１ｂを有しており、この第１，第２の導電
体部１０１ａ，１０１ｂを流れる電流が同一方向となる
ような８の字コイルとして形成されている。尚、この導
電体部１０１ａ，１０１ｂをメインパス部と呼ぶ。
脊椎方向に平行して配置される第１，第２の導電体部１
０１ａ，１０１ｂを有しており、この第１，第２の導電
体部１０１ａ，１０１ｂを流れる電流が同一方向となる
ような８の字コイルとして形成されている。尚、この導
電体部１０１ａ，１０１ｂをメインパス部と呼ぶ。
【０００７】また、他方のコイル１０２は、前記コイル
１０１と同形に形成されたものであり、同様にメインパ
ス部１０２ａ，１０２ｂを備えており、前記コイル１０
１とは直交するように配置されるものである。
１０１と同形に形成されたものであり、同様にメインパ
ス部１０２ａ，１０２ｂを備えており、前記コイル１０
１とは直交するように配置されるものである。
【０００８】ここで、前記したコイル１０１は、図４に
示したように、図示する方向に電流が流れる２つの導体
ループが接続されたものである。そして、前記メインパ
ス部１０１ａ，１０１ｂ上の脊椎内のＸ軸方向のスピン
１０３からの信号フラックスを検出するものである。
示したように、図示する方向に電流が流れる２つの導体
ループが接続されたものである。そして、前記メインパ
ス部１０１ａ，１０１ｂ上の脊椎内のＸ軸方向のスピン
１０３からの信号フラックスを検出するものである。
【０００９】また、他方のコイル１０２は、前記コイル
１０１と直交するように配置し、以下に示すようにＳＮ
Ｒを改善するために設けられたコイルとなっている。す
なわち、図５に示すように、互いに直交配置された二つ
のループ状コイル１０１，１０２を考える。ここで、一
方のコイル１０１から発生された磁束が他方のコイル１
０２を通り抜けない状態、すなわち相互結合を最小（鎖
交磁束が零、若しくは零に近い最小値にある状態）とす
ることができる。このことは、それぞれのコイル１０
１，１０２から発生したノイズが独立しており、他方の
コイルから影響を受けないことを示している。そして、
コイル１０１からプリアンプ１０４で増幅された検出信
号は図６（ａ）に示す位相になっており、コイル１０２
からプリアンプ１０５で増幅された検出信号は図６
（ｂ）に示す位相になっており、それぞれの位相は９０
°ずれたものとなっている。そこでプリアンプ１０４の
出力を位相補正回路１０６で図６（ｃ）に示すように補
正した後に、それぞれの検出信号を加算部１０７で図６
（ｄ）示すように加算する。このように加算を行った場
合、信号は振幅が２倍（＋６ｄＢ）になるが、ノイズは
ランダム位相であるために振幅が√２倍（＋３ｄＢ）に
なる。従って、加算部１０７の出力では信号対雑音比
（以下、Ｓ／Ｎという）が３ｄＢアップ（（＋６ｄＢ）
−（＋３ｄＢ））することになり、ノイズ成分を相対的
に低減させることが可能になる。
１０１と直交するように配置し、以下に示すようにＳＮ
Ｒを改善するために設けられたコイルとなっている。す
なわち、図５に示すように、互いに直交配置された二つ
のループ状コイル１０１，１０２を考える。ここで、一
方のコイル１０１から発生された磁束が他方のコイル１
０２を通り抜けない状態、すなわち相互結合を最小（鎖
交磁束が零、若しくは零に近い最小値にある状態）とす
ることができる。このことは、それぞれのコイル１０
１，１０２から発生したノイズが独立しており、他方の
コイルから影響を受けないことを示している。そして、
コイル１０１からプリアンプ１０４で増幅された検出信
号は図６（ａ）に示す位相になっており、コイル１０２
からプリアンプ１０５で増幅された検出信号は図６
（ｂ）に示す位相になっており、それぞれの位相は９０
°ずれたものとなっている。そこでプリアンプ１０４の
出力を位相補正回路１０６で図６（ｃ）に示すように補
正した後に、それぞれの検出信号を加算部１０７で図６
（ｄ）示すように加算する。このように加算を行った場
合、信号は振幅が２倍（＋６ｄＢ）になるが、ノイズは
ランダム位相であるために振幅が√２倍（＋３ｄＢ）に
なる。従って、加算部１０７の出力では信号対雑音比
（以下、Ｓ／Ｎという）が３ｄＢアップ（（＋６ｄＢ）
−（＋３ｄＢ））することになり、ノイズ成分を相対的
に低減させることが可能になる。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、図３に
示したようなサーフェスコイル１０１，１０２では、信
号検出のためのコイル感度領域が異なるために、対象と
するイメージング領域からの信号が２倍にならない。一
方、ノイズの方はコイルの形状、大きさが同じために√
２倍になる。この結果、上述のようなＳ／Ｎの改善が理
論通り行われないことが予想される。
示したようなサーフェスコイル１０１，１０２では、信
号検出のためのコイル感度領域が異なるために、対象と
するイメージング領域からの信号が２倍にならない。一
方、ノイズの方はコイルの形状、大きさが同じために√
２倍になる。この結果、上述のようなＳ／Ｎの改善が理
論通り行われないことが予想される。
【００１１】このような問題に対し、図７に示すよう
に、ノイズ低減のためのコイル１０２をノイズ低減用の
コイル１０２を小さくすることでＳ／Ｎの改善を図ろう
とする技術が特開平４−２８５５３３号公報に記載され
ている。
に、ノイズ低減のためのコイル１０２をノイズ低減用の
コイル１０２を小さくすることでＳ／Ｎの改善を図ろう
とする技術が特開平４−２８５５３３号公報に記載され
ている。
【００１２】しかし、図３に示したサーフェスコイル及
び図７に示したサーフェスコイルのいずれにも、８の字
コイルを２重にすることによりイメージング領域が狭ま
るという欠点を有している。
び図７に示したサーフェスコイルのいずれにも、８の字
コイルを２重にすることによりイメージング領域が狭ま
るという欠点を有している。
【００１３】すなわち、図８（ａ）に示したようにサー
フェスコイルを直交して配置する場合には、図８（ｂ）
に示すように、コイル１０１により形成される縦長長方
形のイメージング領域と、コイル１０２により形成され
る横長長方形のイメージング領域とが形成される。そし
て、上述したＳ／Ｎ改善（３ｄＢアップ）の効果が得ら
れる領域は、二つの長方形イメージング領域が重なった
中央の正方形部分のみである。このため、当初の目的で
ある脊椎のイメージングとして用いる場合には、Ｓ／Ｎ
が改善される領域が狭くなり、その利点を活かすことが
難しいという問題を有している。
フェスコイルを直交して配置する場合には、図８（ｂ）
に示すように、コイル１０１により形成される縦長長方
形のイメージング領域と、コイル１０２により形成され
る横長長方形のイメージング領域とが形成される。そし
て、上述したＳ／Ｎ改善（３ｄＢアップ）の効果が得ら
れる領域は、二つの長方形イメージング領域が重なった
中央の正方形部分のみである。このため、当初の目的で
ある脊椎のイメージングとして用いる場合には、Ｓ／Ｎ
が改善される領域が狭くなり、その利点を活かすことが
難しいという問題を有している。
【００１４】また、図３及び図７に示したいずれのもの
も、同一形状若しくはほぼ同一形状のコイルを直交配置
して、図５に示したように同相加算するものしか示され
ていない。このため、異なる形状のコイルであって、Ｓ
／Ｎが異なる受信信号を加算することについては一切配
慮されていなかった。
も、同一形状若しくはほぼ同一形状のコイルを直交配置
して、図５に示したように同相加算するものしか示され
ていない。このため、異なる形状のコイルであって、Ｓ
／Ｎが異なる受信信号を加算することについては一切配
慮されていなかった。
【００１５】本発明は上記の点に鑑みてなされたもの
で、その目的は、イメージング領域を狭めることなく受
信信号のＳ／Ｎを改善することが可能なＭＲＩ用ＲＦコ
イル及びＭＲＩ装置を実現することである。
で、その目的は、イメージング領域を狭めることなく受
信信号のＳ／Ｎを改善することが可能なＭＲＩ用ＲＦコ
イル及びＭＲＩ装置を実現することである。
【００１６】
【課題を解決するための手段】前記の課題は、同一方向
に電流が流れる２本のメインパス部を測定対象物の長手
方向に対して平行して備えた８の字型の第一のコイル
と、メインパス部が所定の距離を持って平行して配置さ
れた二重ループの電流路が縦続接続されることにより、
同一方向に電流が流れる４本のメインパス部を所定間隔
で形成するように、かつ、この４本のメインパス部が前
記第一のコイルのメインパス部に直交するように配置さ
れた第二のコイルと、を備えたことを特徴とするＭＲＩ
用ＲＦコイルにより達成される。
に電流が流れる２本のメインパス部を測定対象物の長手
方向に対して平行して備えた８の字型の第一のコイル
と、メインパス部が所定の距離を持って平行して配置さ
れた二重ループの電流路が縦続接続されることにより、
同一方向に電流が流れる４本のメインパス部を所定間隔
で形成するように、かつ、この４本のメインパス部が前
記第一のコイルのメインパス部に直交するように配置さ
れた第二のコイルと、を備えたことを特徴とするＭＲＩ
用ＲＦコイルにより達成される。
【００１７】前記の課題は、同一方向に電流が流れる２
本のメインパス部を測定対象物の長手方向に対して平行
して備えた８の字型の第一のコイルと、メインパス部が
所定の距離を持って平行して配置された二重ループの電
流路が縦続接続されることにより、同一方向に電流が流
れる４本のメインパス部を所定間隔で形成するように、
かつ、この４本のメインパス部が前記第一のコイルのメ
インパス部に直交して相互結合が最小となるように配置
された第二のコイルと、を備えたことを特徴とするＭＲ
Ｉ用ＲＦコイルにより達成される。
本のメインパス部を測定対象物の長手方向に対して平行
して備えた８の字型の第一のコイルと、メインパス部が
所定の距離を持って平行して配置された二重ループの電
流路が縦続接続されることにより、同一方向に電流が流
れる４本のメインパス部を所定間隔で形成するように、
かつ、この４本のメインパス部が前記第一のコイルのメ
インパス部に直交して相互結合が最小となるように配置
された第二のコイルと、を備えたことを特徴とするＭＲ
Ｉ用ＲＦコイルにより達成される。
【００１８】前記の課題は、同一方向に電流が流れる２
本のメインパス部を測定対象物の長手方向に対して平行
して備えた８の字型の第一のコイルと、メインパス部が
所定の距離を持って平行して配置された二重ループの電
流路が縦続接続されることにより、同一方向に電流が流
れる４本のメインパス部を所定間隔で形成するように、
かつ、この４本のメインパス部が前記第一のコイルのメ
インパス部に直交するように配置された第二のコイル
と、前記第一のコイルの受信信号及び前記第二のコイル
の受信信号の双方若しくはいずれか一方の信号レベルを
調整するレベル調整手段と、前記第一のコイルの受信信
号及び前記第二のコイルの受信信号の双方若しくはいず
れか一方の位相を調整して両信号の位相を一致させる位
相調整手段と、レベル及び位相が調整された受信信号を
加算する加算手段とを備えたことを特徴とするＭＲＩ装
置により達成される。
本のメインパス部を測定対象物の長手方向に対して平行
して備えた８の字型の第一のコイルと、メインパス部が
所定の距離を持って平行して配置された二重ループの電
流路が縦続接続されることにより、同一方向に電流が流
れる４本のメインパス部を所定間隔で形成するように、
かつ、この４本のメインパス部が前記第一のコイルのメ
インパス部に直交するように配置された第二のコイル
と、前記第一のコイルの受信信号及び前記第二のコイル
の受信信号の双方若しくはいずれか一方の信号レベルを
調整するレベル調整手段と、前記第一のコイルの受信信
号及び前記第二のコイルの受信信号の双方若しくはいず
れか一方の位相を調整して両信号の位相を一致させる位
相調整手段と、レベル及び位相が調整された受信信号を
加算する加算手段とを備えたことを特徴とするＭＲＩ装
置により達成される。
【００１９】前記の課題は、同一方向に電流が流れる２
本のメインパス部を測定対象物の長手方向に対して平行
して備えた８の字型の第一のコイルと、メインパス部が
所定の距離を持って平行して配置された二重ループの電
流路が縦続接続されることにより、同一方向に電流が流
れる４本のメインパス部を所定間隔で形成するように、
かつ、この４本のメインパス部が前記第一のコイルのメ
インパス部に直交して相互結合が最小となるように配置
された第二のコイルと、前記第一のコイルの受信信号及
び前記第二のコイルの受信信号の信号レベル及びノイズ
レベルを参照して、加算後の信号対雑音比が最大となる
ように、双方若しくはいずれか一方の信号レベルを調整
するレベル調整手段と、前記第一のコイルの受信信号及
び前記第二のコイルの受信信号の双方若しくはいずれか
一方の位相を調整して両信号の位相を一致させる位相調
整手段と、レベル及び位相が調整された受信信号を加算
する加算手段とを備えたことを特徴とするＭＲＩ装置に
より達成される。
本のメインパス部を測定対象物の長手方向に対して平行
して備えた８の字型の第一のコイルと、メインパス部が
所定の距離を持って平行して配置された二重ループの電
流路が縦続接続されることにより、同一方向に電流が流
れる４本のメインパス部を所定間隔で形成するように、
かつ、この４本のメインパス部が前記第一のコイルのメ
インパス部に直交して相互結合が最小となるように配置
された第二のコイルと、前記第一のコイルの受信信号及
び前記第二のコイルの受信信号の信号レベル及びノイズ
レベルを参照して、加算後の信号対雑音比が最大となる
ように、双方若しくはいずれか一方の信号レベルを調整
するレベル調整手段と、前記第一のコイルの受信信号及
び前記第二のコイルの受信信号の双方若しくはいずれか
一方の位相を調整して両信号の位相を一致させる位相調
整手段と、レベル及び位相が調整された受信信号を加算
する加算手段とを備えたことを特徴とするＭＲＩ装置に
より達成される。
【００２０】
【作用】本発明にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルにおいて
は、第一のコイルの２本のメインパス部に対して、直交
する第二のコイルについては４本のメインパス部が配置
されているので、それぞれのコイルのメインパス部に囲
まれた範囲が測定対象物の長手方向に平行するようにし
て互いに重なるような位置に配置されることになり、そ
れぞれのコイルのイメージング領域がほぼ同じ大きさで
重なった状態になり、イメージング領域が狭まらない。
更に、互いのコイルの相互結合が最小になるように配置
されているので、鎖交磁束も最小（ほぼ零）になり、そ
れぞれの受信信号を加算することで信号対雑音比が改善
される。
は、第一のコイルの２本のメインパス部に対して、直交
する第二のコイルについては４本のメインパス部が配置
されているので、それぞれのコイルのメインパス部に囲
まれた範囲が測定対象物の長手方向に平行するようにし
て互いに重なるような位置に配置されることになり、そ
れぞれのコイルのイメージング領域がほぼ同じ大きさで
重なった状態になり、イメージング領域が狭まらない。
更に、互いのコイルの相互結合が最小になるように配置
されているので、鎖交磁束も最小（ほぼ零）になり、そ
れぞれの受信信号を加算することで信号対雑音比が改善
される。
【００２１】また、本発明にかかるＭＲＩ装置において
は、それぞれのコイルのメインパス部に囲まれた範囲が
測定対象物の長手方向に平行するようにして互いに重な
り相互結合が最小になるような位置に配置された両コイ
ルの受信信号について、位相及び信号レベルを調整して
同相加算しているので、イメージング領域を狭めること
なく信号対雑音比が改善される。また、両コイルのＳ／
Ｎに応じてレベル調整をしてから同相加算するようにし
ているので、Ｓ／Ｎの改善が最大となる。
は、それぞれのコイルのメインパス部に囲まれた範囲が
測定対象物の長手方向に平行するようにして互いに重な
り相互結合が最小になるような位置に配置された両コイ
ルの受信信号について、位相及び信号レベルを調整して
同相加算しているので、イメージング領域を狭めること
なく信号対雑音比が改善される。また、両コイルのＳ／
Ｎに応じてレベル調整をしてから同相加算するようにし
ているので、Ｓ／Ｎの改善が最大となる。
【００２２】
【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。図１は本発明の一実施例のＭＲＩ用ＲＦコ
イル（以下、単にコイルと言う）及びＭＲＩ装置の全体
の構成を示す構成図である。また、図２はコイルの形状
について詳細に示す説明図である。
に説明する。図１は本発明の一実施例のＭＲＩ用ＲＦコ
イル（以下、単にコイルと言う）及びＭＲＩ装置の全体
の構成を示す構成図である。また、図２はコイルの形状
について詳細に示す説明図である。
【００２３】これらの図において、コイル１は従来から
の８の字コイルと呼ばれるサーフェスコイルであり、測
定対象物（例えば、被検体の脊椎）の長手方向に平行し
て配置されるべきメインパス部１ａ，１ｂと、測定対象
物から離れた位置に配置されるべきリターンパス部１
ｃ，１ｄを備えている。ここでは、１ｃ，１ａ，１ｄ，
１ｂの方向に電流が流れるようになっており、平行して
配置されているメインパス部１ａ，１ｂでは同方向に電
流が流れ、このメインパス部１ａ，１ｂに囲まれた部分
（図２（ａ）中の斜線で囲まれた領域）がイメージング
領域となっている。
の８の字コイルと呼ばれるサーフェスコイルであり、測
定対象物（例えば、被検体の脊椎）の長手方向に平行し
て配置されるべきメインパス部１ａ，１ｂと、測定対象
物から離れた位置に配置されるべきリターンパス部１
ｃ，１ｄを備えている。ここでは、１ｃ，１ａ，１ｄ，
１ｂの方向に電流が流れるようになっており、平行して
配置されているメインパス部１ａ，１ｂでは同方向に電
流が流れ、このメインパス部１ａ，１ｂに囲まれた部分
（図２（ａ）中の斜線で囲まれた領域）がイメージング
領域となっている。
【００２４】また、コイル２は２本のメインパス部が所
定の距離を持って平行して配置された二重ループの電流
路２組（（２ａ，２ｂ，２ｃ，２ｄ）と（２ｅ，２ｆ，
２ｇ，２ｈ））が縦続接続されることにより、同一方向
に電流が流れる４本の所定間隔のメインパス部（２ａ，
２ｂ，２ｅ，２ｆ）を形成するように構成されている。
また、この４本のメインパス部が前記第一のコイルのメ
インパス部（１ａ，１ｂ）に直交して相互結合が最小と
なるように配置されている。尚、図２（ｂ）の斜線で囲
まれた部分がイメージング領域となっている。
定の距離を持って平行して配置された二重ループの電流
路２組（（２ａ，２ｂ，２ｃ，２ｄ）と（２ｅ，２ｆ，
２ｇ，２ｈ））が縦続接続されることにより、同一方向
に電流が流れる４本の所定間隔のメインパス部（２ａ，
２ｂ，２ｅ，２ｆ）を形成するように構成されている。
また、この４本のメインパス部が前記第一のコイルのメ
インパス部（１ａ，１ｂ）に直交して相互結合が最小と
なるように配置されている。尚、図２（ｂ）の斜線で囲
まれた部分がイメージング領域となっている。
【００２５】これらコイル１，２での微弱な受信信号
は、必要に応じて送信ＲＦ電力からプリアンプを保護す
るためのλ／４プロテクション部等の保護手段を経由し
て、プリアンプ３，４で所定のレベルまで増幅される。
ここでは、可変利得のアンプ若しくはアッテネータ等で
構成されたゲイン調整部５でプリアンプ３の出力がゲイ
ン調整され、更にプリアンプ４の出力と同相になるよう
に位相調整を行う位相調整部６により位相調整がなされ
る。そして、この位相調整部６の出力とプリアンプ４の
出力とが、コンバイナー等の加算部９のそれぞれの入力
端子に供給されて同相加算される。この後、加算された
受信信号が信号処理装置８において所定のＭＲＩに必要
な各種信号処理が実行される。
は、必要に応じて送信ＲＦ電力からプリアンプを保護す
るためのλ／４プロテクション部等の保護手段を経由し
て、プリアンプ３，４で所定のレベルまで増幅される。
ここでは、可変利得のアンプ若しくはアッテネータ等で
構成されたゲイン調整部５でプリアンプ３の出力がゲイ
ン調整され、更にプリアンプ４の出力と同相になるよう
に位相調整を行う位相調整部６により位相調整がなされ
る。そして、この位相調整部６の出力とプリアンプ４の
出力とが、コンバイナー等の加算部９のそれぞれの入力
端子に供給されて同相加算される。この後、加算された
受信信号が信号処理装置８において所定のＭＲＩに必要
な各種信号処理が実行される。
【００２６】尚、ここでは、コイル１の受信信号側でゲ
イン調整及び位相調整を行っているが、原理的にはコイ
ル１，２からの受信信号を加算部９で同相加算できれば
良く、ゲイン調整部５及び位相調整部６はいずれ側にあ
っても構わない。また、ゲイン調整と位相調整との処理
順は問わない。また、信号処理装置８での信号処理は既
知の各種処理であるので、ここでは言及しないものとす
る。
イン調整及び位相調整を行っているが、原理的にはコイ
ル１，２からの受信信号を加算部９で同相加算できれば
良く、ゲイン調整部５及び位相調整部６はいずれ側にあ
っても構わない。また、ゲイン調整と位相調整との処理
順は問わない。また、信号処理装置８での信号処理は既
知の各種処理であるので、ここでは言及しないものとす
る。
【００２７】以上のようなコイル構成及びコイル配置に
することにより、図２（ａ），（ｂ）に示すようにそれ
ぞれのコイル１，２のイメージング領域が近似する形状
及び大きさになり、コイルを直交配置しているにもかか
わらず合成されたイメージング領域が狭まることがな
い。すなわち、測定対象物が被検体の脊椎であるような
場合に適している。すなわち、コイル１，２の受信信号
を加算してＳ／Ｎを向上させる場合に、各コイルのイメ
ージング領域を有効に最大限利用することができる。
することにより、図２（ａ），（ｂ）に示すようにそれ
ぞれのコイル１，２のイメージング領域が近似する形状
及び大きさになり、コイルを直交配置しているにもかか
わらず合成されたイメージング領域が狭まることがな
い。すなわち、測定対象物が被検体の脊椎であるような
場合に適している。すなわち、コイル１，２の受信信号
を加算してＳ／Ｎを向上させる場合に、各コイルのイメ
ージング領域を有効に最大限利用することができる。
【００２８】また、コイル１とコイル２とでコイル形状
が異なるためＳ／Ｎも異なり、両コイルの受信信号を単
に位相調整のみで同相加算しても最良のＳ／Ｎ改善が得
られるとは限らない。このために、いずれかのコイルの
受信信号に対してゲイン調整を行う必要がある。
が異なるためＳ／Ｎも異なり、両コイルの受信信号を単
に位相調整のみで同相加算しても最良のＳ／Ｎ改善が得
られるとは限らない。このために、いずれかのコイルの
受信信号に対してゲイン調整を行う必要がある。
【００２９】ここでは、コイル１のＳ／Ｎをａ，コイル
２のＳ／Ｎをｂ，コイル１のコイル２に対するゲイン比
をｘ，コイル２のノイズレベルをＮ2 とすると、同相加
算後のＳ／Ｎ（ＳＮＲ（ｘ））は以下のようになる。
２のＳ／Ｎをｂ，コイル１のコイル２に対するゲイン比
をｘ，コイル２のノイズレベルをＮ2 とすると、同相加
算後のＳ／Ｎ（ＳＮＲ（ｘ））は以下のようになる。
【００３０】
【数１】
【００３１】このＳＮＲ（ｘ）を最大にするｘは、ＳＮ
Ｒ（ｘ）の微分値ＳＮＲ′（ｘ）が零となる条件を満た
すｘである。この条件を求めると、ｘ＝ａ／ｂとなり、
このときに同相加算後のＳ／Ｎが最大になる。尚、ｘ＝
ａ／ｂの条件のときのＳ／Ｎは√（ａ2 ＋ｂ2 ）とな
る。すなわち、コイル１，２のＳ／Ｎに応じてゲイン調
整部５のゲインを調整した後に同相加算することで、Ｓ
／Ｎの異なる受信信号であっても最大のＳ／Ｎ改善が得
られるようになる。尚、コイル１，２のそれぞれの受信
信号は９０°位相が異なっているものであり、加算部７
で加算を行う前に位相調整部６で位相調整を行ってい
る。
Ｒ（ｘ）の微分値ＳＮＲ′（ｘ）が零となる条件を満た
すｘである。この条件を求めると、ｘ＝ａ／ｂとなり、
このときに同相加算後のＳ／Ｎが最大になる。尚、ｘ＝
ａ／ｂの条件のときのＳ／Ｎは√（ａ2 ＋ｂ2 ）とな
る。すなわち、コイル１，２のＳ／Ｎに応じてゲイン調
整部５のゲインを調整した後に同相加算することで、Ｓ
／Ｎの異なる受信信号であっても最大のＳ／Ｎ改善が得
られるようになる。尚、コイル１，２のそれぞれの受信
信号は９０°位相が異なっているものであり、加算部７
で加算を行う前に位相調整部６で位相調整を行ってい
る。
【００３２】このようなＭＲＩ用ＲＦコイルについて、
イメージング領域を長手方向を２５ｃｍ，幅方向を８ｃ
ｍとした場合、図２に示すコイル各サイズは、コイル１
ではＬy ＝３０ｃｍ，Ｌo ＝８ｃｍ，Ｌr ＝２４ｃｍで
あり、コイル２ではＬo ＝１０ｃｍ，Ｌ1 ＝３０ｃｍ，
Ｌr ＝４０ｃｍ，Ｌx ＝１５ｃｍ程度になることが確か
められた。
イメージング領域を長手方向を２５ｃｍ，幅方向を８ｃ
ｍとした場合、図２に示すコイル各サイズは、コイル１
ではＬy ＝３０ｃｍ，Ｌo ＝８ｃｍ，Ｌr ＝２４ｃｍで
あり、コイル２ではＬo ＝１０ｃｍ，Ｌ1 ＝３０ｃｍ，
Ｌr ＝４０ｃｍ，Ｌx ＝１５ｃｍ程度になることが確か
められた。
【００３３】また、コイル１とコイル２とのＳＮＲ比ａ
／ｂ＝１．２であるとすると、必要とするイメージング
領域（２５ｃｍ＊８ｃｍ）のほぼ全域にわたり、良い方
のＳ／Ｎに対して更に１．３倍に改善できる。尚、ａ／
ｂ＝１であれば、Ｓ／Ｎを１．４倍に改善（３ｄＢアッ
プ）することができる。
／ｂ＝１．２であるとすると、必要とするイメージング
領域（２５ｃｍ＊８ｃｍ）のほぼ全域にわたり、良い方
のＳ／Ｎに対して更に１．３倍に改善できる。尚、ａ／
ｂ＝１であれば、Ｓ／Ｎを１．４倍に改善（３ｄＢアッ
プ）することができる。
【００３４】以上説明したように、メインパス部が２本
の通常の８の字コイル１と、これに直交して、メインパ
ス部を４本設けた２重ループが縦続接続されたコイル２
とを配置したことにより、イメージング領域を狭めるこ
となくＳ／Ｎを改善可能なＭＲＩ用ＲＦコイルを実現で
きる。そして、両コイルを相互結合が最小になるように
配置することで、それぞれのコイルの受信信号に含まれ
るノイズの相関がなくなり、同相加算することによりＳ
／Ｎの改善が大きくなる。
の通常の８の字コイル１と、これに直交して、メインパ
ス部を４本設けた２重ループが縦続接続されたコイル２
とを配置したことにより、イメージング領域を狭めるこ
となくＳ／Ｎを改善可能なＭＲＩ用ＲＦコイルを実現で
きる。そして、両コイルを相互結合が最小になるように
配置することで、それぞれのコイルの受信信号に含まれ
るノイズの相関がなくなり、同相加算することによりＳ
／Ｎの改善が大きくなる。
【００３５】また、各コイルのＳ／Ｎに応じてゲイン調
整を行ってから同相加算することにより、異なる形状で
あってＳ／Ｎが異なるコイルを用いた場合であっても確
実にＳ／Ｎを改善することが可能なＭＲＩ装置を実現で
きる。そして、各受信信号のＳ／Ｎ（ａ，ｂ）の比（ａ
／ｂ）に等しくなるように受信信号のレベル比を調整す
ることで最大のＳ／Ｎ改善が実現出来る。
整を行ってから同相加算することにより、異なる形状で
あってＳ／Ｎが異なるコイルを用いた場合であっても確
実にＳ／Ｎを改善することが可能なＭＲＩ装置を実現で
きる。そして、各受信信号のＳ／Ｎ（ａ，ｂ）の比（ａ
／ｂ）に等しくなるように受信信号のレベル比を調整す
ることで最大のＳ／Ｎ改善が実現出来る。
【００３６】
【発明の効果】以上詳細に説明したように本発明によれ
ば、メインパス部が２本の通常の８の字コイル１と、こ
れに直交して、メインパス部を４本設けた２重ループが
縦続接続されたコイル２とを配置したことにより、イメ
ージング領域を狭めることなくＳ／Ｎを改善可能なＭＲ
Ｉ用ＲＦコイルを実現できる。
ば、メインパス部が２本の通常の８の字コイル１と、こ
れに直交して、メインパス部を４本設けた２重ループが
縦続接続されたコイル２とを配置したことにより、イメ
ージング領域を狭めることなくＳ／Ｎを改善可能なＭＲ
Ｉ用ＲＦコイルを実現できる。
【００３７】また、各コイルのＳ／Ｎに応じてゲイン調
整を行ってから同相加算することにより、異なる形状で
あってＳ／Ｎが異なるコイルであっても最大限Ｓ／Ｎを
改善可能なＭＲＩ装置を実現することができる。
整を行ってから同相加算することにより、異なる形状で
あってＳ／Ｎが異なるコイルであっても最大限Ｓ／Ｎを
改善可能なＭＲＩ装置を実現することができる。
【図１】本発明の一実施例のＭＲＩ用ＲＦコイル及びＭ
ＲＩ装置の構成例を示す構成図である。
ＲＩ装置の構成例を示す構成図である。
【図２】本発明の一実施例のＭＲＩ用ＲＦコイルの構成
例の詳細を示す構成図である。
例の詳細を示す構成図である。
【図３】従来の８の字コイルの直交配置の例を示す説明
図である。
図である。
【図４】従来の８の字コイルの感度分布を示す説明図で
ある。
ある。
【図５】従来の８の字コイルを用いた場合の受信回路の
構成例を示す構成図である。
構成例を示す構成図である。
【図６】従来の受信信号の加算の様子を示す説明図であ
る。
る。
【図７】特開平４−２８５５３３号公報に記載された８
の字コイルの直交配置の例を示す説明図である。
の字コイルの直交配置の例を示す説明図である。
【図８】８の字コイルの直交配置による場合のイメージ
ング領域の例を示す説明図である。
ング領域の例を示す説明図である。
１ コイル（第一のコイル） １ａ，１ｂ メインパス部の電流路 １ｃ，１ｄ リターンパス部の電流路 ２ コイル（第二のコイル） ２ａ，２ｂ，２ｅ，２ｆ メインパス部の電流路 ２ｃ，２ｄ，２ｇ，２ｈ リターンパス部の電流路 ３，４ プリアンプ ５ ゲイン調整部 ６ 位相調整部 ７ 加算部 ８ 信号処理装置
Claims (4)
- 【請求項１】 同一方向に電流が流れる２本のメインパ
ス部を測定対象物の長手方向に対して平行して備えた８
の字型の第一のコイルと、 メインパス部が所定の距離を持って平行して配置された
二重ループの電流路が縦続接続されることにより、同一
方向に電流が流れる４本のメインパス部を所定間隔で形
成するように、かつ、この４本のメインパス部が前記第
一のコイルのメインパス部に直交するように配置された
第二のコイルと、 を備えたことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。 - 【請求項２】 同一方向に電流が流れる２本のメインパ
ス部を測定対象物の長手方向に対して平行して備えた８
の字型の第一のコイルと、 メインパス部が所定の距離を持って平行して配置された
二重ループの電流路が縦続接続されることにより、同一
方向に電流が流れる４本のメインパス部を所定間隔で形
成するように、かつ、この４本のメインパス部が前記第
一のコイルのメインパス部に直交して相互結合が最小と
なるように配置された第二のコイルと、 を備えたことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。 - 【請求項３】 同一方向に電流が流れる２本のメインパ
ス部を測定対象物の長手方向に対して平行して備えた８
の字型の第一のコイルと、 メインパス部が所定の距離を持って平行して配置された
二重ループの電流路が縦続接続されることにより、同一
方向に電流が流れる４本のメインパス部を所定間隔で形
成するように、かつ、この４本のメインパス部が前記第
一のコイルのメインパス部に直交するように配置された
第二のコイルと、 前記第一のコイルの受信信号及び前記第二のコイルの受
信信号の双方若しくはいずれか一方の信号レベルを調整
するレベル調整手段と、 前記第一のコイルの受信信号及び前記第二のコイルの受
信信号の双方若しくはいずれか一方の位相を調整して両
信号の位相を一致させる位相調整手段と、 レベル及び位相が調整された受信信号を加算する加算手
段とを備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 【請求項４】 同一方向に電流が流れる２本のメインパ
ス部を測定対象物の長手方向に対して平行して備えた８
の字型の第一のコイルと、 メインパス部が所定の距離を持って平行して配置された
二重ループの電流路が縦続接続されることにより、同一
方向に電流が流れる４本のメインパス部を所定間隔で形
成するように、かつ、この４本のメインパス部が前記第
一のコイルのメインパス部に直交して相互結合が最小と
なるように配置された第二のコイルと、 前記第一のコイルの受信信号及び前記第二のコイルの受
信信号の信号レベル及びノイズレベルを参照して、加算
後の信号対雑音比が最大となるように、双方若しくはい
ずれか一方の信号レベルを調整するレベル調整手段と、 前記第一のコイルの受信信号及び前記第二のコイルの受
信信号の双方若しくはいずれか一方の位相を調整して両
信号の位相を一致させる位相調整手段と、 レベル及び位相が調整された受信信号を加算する加算手
段とを備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6023868A JPH07231881A (ja) | 1994-02-22 | 1994-02-22 | Ｍｒｉ用ｒｆコイル及びｍｒｉ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6023868A JPH07231881A (ja) | 1994-02-22 | 1994-02-22 | Ｍｒｉ用ｒｆコイル及びｍｒｉ装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07231881A true JPH07231881A (ja) | 1995-09-05 |
Family
ID=12122428
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP6023868A Pending JPH07231881A (ja) | 1994-02-22 | 1994-02-22 | Ｍｒｉ用ｒｆコイル及びｍｒｉ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH07231881A (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2000116620A (ja) * | 1998-10-15 | 2000-04-25 | Ge Yokogawa Medical Systems Ltd | Ｒｆコイル並びに磁気共鳴撮像方法および装置 |
| EP1150133A2 (en) * | 2000-04-26 | 2001-10-31 | GE Medical Systems Global Technology Company LLC | MRI RF coil |
| JP2011030890A (ja) * | 2009-08-04 | 2011-02-17 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置および高周波コイル |
| CN106526512A (zh) * | 2016-11-30 | 2017-03-22 | 重庆三峡学院 | 一种可用于头部核磁共振成像的射频线圈 |
-
1994
- 1994-02-22 JP JP6023868A patent/JPH07231881A/ja active Pending
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2000116620A (ja) * | 1998-10-15 | 2000-04-25 | Ge Yokogawa Medical Systems Ltd | Ｒｆコイル並びに磁気共鳴撮像方法および装置 |
| US6259251B1 (en) | 1998-10-15 | 2001-07-10 | Ge Yokogawa Medical Systems, Limited | RF coil and magnetic resonance imaging method and apparatus |
| EP1150133A2 (en) * | 2000-04-26 | 2001-10-31 | GE Medical Systems Global Technology Company LLC | MRI RF coil |
| EP1150133A3 (en) * | 2000-04-26 | 2004-03-31 | GE Medical Systems Global Technology Company LLC | MRI RF coil |
| JP2011030890A (ja) * | 2009-08-04 | 2011-02-17 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置および高周波コイル |
| CN106526512A (zh) * | 2016-11-30 | 2017-03-22 | 重庆三峡学院 | 一种可用于头部核磁共振成像的射频线圈 |
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