JPH09131332A - Rf coil for magnetic resonance imaging device - Google Patents

Rf coil for magnetic resonance imaging device

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JPH09131332A
JPH09131332A JP31490395A JP31490395A JPH09131332A JP H09131332 A JPH09131332 A JP H09131332A JP 31490395 A JP31490395 A JP 31490395A JP 31490395 A JP31490395 A JP 31490395A JP H09131332 A JPH09131332 A JP H09131332A
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Shizuka Nagai
Mitsuaki Yamamoto
光秋 山本
静 永井
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Hitachi Medical Corp
株式会社日立メディコ
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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To reduce complicatedness in setting for installing a signal receiving coil on a sample to obtain a target image. SOLUTION: A coil 41 is composed of plural conductors 41a-41d, 51a, 51b to be separable and changeable, and different coils are composed by combination of the connected conductors, so either coil is used to obtain a target image. For example, a surface coil is composed of the conductors 41a-41d, and an image around the surface of a sample is taken by this surface coil at a high sensitivity. Next, a connection part 42 and a cross part 43 of the coil are removed, the conductors 51a and 51b are connected to the conductors 41b and 41c to compose a solenoid coil, and an image of a cross sectional surface surrounded by this solenoid is taken at a high sensitivity. Sensitivity distribution of the signal receiving can thus be changed without changing setting of the sample. By thus composing the different coils integrally preliminarily, either coil can be set to function by changing a switch.

Description

【発明の詳細な説明】 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【0001】 [0001]

【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴イメージング装置(以下、MRI装置という)用のRFコイルに関する。 The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter, referred to as MRI apparatus) for RF coil for.

【0002】 [0002]

【従来の技術】MRI装置は生体組織を構成する原子核に高周波を照射して磁気共鳴を起こさせ、それによって発生する磁気共鳴信号(以下、NMR信号という)を受信コイルで受信し、受信されたNMR信号にフーリエ変換等の演算を行なって画像に再構成するもので、被検体の任意箇所における断層像やスペクトロスコピーを得るために広く利用されている。 BACKGROUND OF THE INVENTION MRI apparatus to cause a magnetic resonance irradiating high frequency waves into nuclei constituting the biological tissue, whereby a magnetic resonance signal generated (hereinafter, referred to as NMR signals) received by the receiving coils, has been received and performs the calculation of the Fourier transform or the like to NMR signals intended to reconstruct the image, are widely used in order to obtain a tomographic image or spectroscopy at any point of the object.

【0003】このようなMRI装置において、人体から発生するNMR信号を感度よく受信するためには、受信コイルを被検体の任意の撮影部位に密着する必要がある。 In such a MRI apparatus in order to receive high sensitivity NMR signal generated from the human body, it is necessary to contact the receiving coil to any imaging region of the subject. このため様々な形状(受信方式)、大きさの受信コイルが使用されている。 Therefore various shapes (receiving system), receiver coil size are used. 例えば、全身用或いは頭部用等としてソレノイドコイルや鞍型コイル、局所用としてサーフェスコイル(表面コイル)やフェイズドアレイコイル等がある。 For example, there is a whole body or head solenoid coil or saddle coil as such for, surface coils (surface coils) for the topical or phased array coil or the like. また本発明者は、乳房のような特定の部位を撮影するための専用のコイルを提案している(特開平02−302246号)。 The present inventor has proposed a dedicated coil for imaging certain sites, such as the breast (JP 02-302246).

【0004】 [0004]

【発明が解決しようとする課題】これら受信コイルは、 The object of the invention is to be Solved by these receiving coil,
特有の感度分布を有し、例えばサーフェスコイルは体表近傍の限定された部位を高感度で撮影するのに適している。 Has a specific sensitivity distribution, for example, surface coils are suitable for limited portions in the vicinity of a body to shoot at high sensitivity. しかし、感度を有する領域が一定の部位近傍に限定されるため、関心領域が感度中心からずれた場合には、 However, since the region having the sensitivity is limited to the vicinity constant region, when the region of interest is deviated from the center of sensitivity is
被検体のセッティングをやり直さなければならない。 It must be redone the setting of the subject. また体表近傍の撮影に次いで更に深部まで撮影しようとする場合には、深部まで撮影できるソレノイド型コイルに替えなければならず、この場合にも被検体のセッティングをやり直さなければならない。 In the case to be photographed until further deep Following imaging in the vicinity of the body surface must be changed to a solenoid-type coil can shoot deep must redo the setting of the object in this case.

【0005】このように従来の受信コイルでは、1つのコイルをセッティングすると、そのコイルの感度分布の領域を撮影することになり、関心領域に合せてコイル感度分布を変えることは不可能であった。 [0005] Thus, the conventional receiving coil, when setting a single coil, it will be taking region of the sensitivity distribution of the coil was impossible to change the coil sensitivity distribution in accordance with the region of interest .

【0006】従って本発明は、被検体のセッティングをやり直すことなく受信コイルの感度分布を変え、所望の画像を容易に得ることが可能なMRI装置用のコイルを提供することを目的とする。 Accordingly the present invention changes the sensitivity distribution of receiving coils without redoing the setting of the object, and an object thereof is to provide a coil for an MRI apparatus which can be easily obtained a desired image.

【0007】 [0007]

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため、本発明では、MRI装置用RFコイルを2以上の異なるコイルを構成する導体で構成し、導体の一部を他の一部に対し着脱可能にするか或いは2以上の異なるコイルのいずれかを切り替えて装置と接続するようにしたものである。 To achieve the above object, according to an aspect of, the present invention, an RF coil for MRI apparatus is constituted by a conductor forming at least two different coils, for some part of the conductor of the other by switching either or two or more different coils to be detachable it is obtained so as to connect the device. 即ち、本発明のMRI装置用RFコイルの第1の態様は、コイル部と、コイル部を磁気共鳴イメージング装置のチューニング回路に接続する接続部とを備えたRFコイルであって、着脱可能な2以上の導体から成り、これら2以上の導体の装着時及び脱着時各々において異なる導体の組合せがチューニング回路に接続するようにしたものである。 That is, the first aspect of the MRI apparatus RF coil of the present invention includes a coil portion, an RF coil and a connecting portion for connecting the coil portions to the tuning circuit of the magnetic resonance imaging apparatus, detachable 2 consists or more conductors, in which the two or more different conductor combinations in the mounting time and desorption at each conductor is to be connected to the tuning circuit. また本発明のMRI装置用RFコイルの第2の態様は、コイル部として少なくとも2種の異なるコイルを備え、接続部はそれぞれのコイルを切り替えて前記チューニング回路に接続する手段を備えたものである。 The second aspect of the MRI apparatus RF coil of the present invention comprises at least two different coil as a coil portion, the connecting portion is obtained with means for connecting to said tuning circuit to switch the respective coils .

【0008】このMRI装置用RFコイルは、被検体をセッティングし、1のコイルで撮影した後、このコイルに別のコイルを構成する導体を取付け、MRI装置と接続することにより、感度分布の異なる別のコイルで続けて撮影することができる。 [0008] RF coil for this MRI apparatus, a subject to setting, after taking one coil, attaching a conductor constitutes another coil to the coil, by connecting the MRI apparatus, different sensitivity distributions it can be taken in succession with another coil. またコイル部が2種以上の異なる方式のコイルを備える場合には、被検体をセッティングした後、接続部においてコイルを切り替えて所望のコイルで撮影することにより、例えば被検体の体表近傍を撮影した後、続けて断面についての画像をも同時に撮影することができ、実質的にコイルの感度分布を変えて撮影することができる。 Further, when the coil portion comprises a coil of two or more different schemes, after setting the subject, by taking a desired coil by switching the coil at connection, for example, photographing the body near the object after continued can also be captured simultaneously an image of the cross section, it can be taken by changing the substantially sensitivity distribution of coil. 尚、本発明のRFコイルは、受信コイルのみならず被検体の高周波磁場を印加するための照射コイルとしても適用することができる。 Incidentally, RF coil of the present invention can also be applied as an irradiation coil for applying a high-frequency magnetic field of the object not only receiver coils.

【0009】 [0009]

【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。 BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION Hereinafter, an embodiment of the present invention with reference to the drawings.

【0010】図3は本発明が適用されるMRI装置の一実施例を示すブロック図である。 [0010] FIG. 3 is a block diagram showing an embodiment of an MRI apparatus to which the present invention is applied. このMRI装置は、静磁場発生磁気回路2と、傾斜磁場発生系3と、送信系4 The MRI apparatus includes a static magnetic field generating magnetic circuit 2, a gradient magnetic field generating system 3, a transmission system 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とを備えている。 If a receiving system 5, a signal processing system 6, and a sequencer 7, a central processing unit (CPU) 8.

【0011】静磁場発生磁気回路2は、被検体1の周りに任意の方向に均一な静磁場を発生させるためのものである。 [0011] static magnetic field generating magnetic circuit 2 is for generating a uniform static magnetic field in any direction around the subject 1. この静磁場発生磁気回路2の内部には、傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイル9と受信系5のRFコイル(以下、受信コイルという)15、送信系4のRFコイル(以下、照射コイルという)14が設定されている。 Inside the static magnetic field generating magnetic circuit 2, RF coil of the receiving system 5 and the gradient magnetic field coils 9 to generate a magnetic field gradient (hereinafter, referred to as receiving coil) 15, RF coils of the transmission system 4 (hereinafter, referred to as irradiation coil) 14 has been set.

【0012】傾斜磁場発生系3は、互に直交するデカルト座標軸方向、すなわちX軸方向、Y軸方向及びZ軸方向にそれぞれ独立に傾斜磁場を印加できる構成を有する傾斜磁場コイル9と、傾斜磁場コイル9に電流を供給する傾斜磁場電源10と、傾斜磁場電源10を制御するシーケンサ7とから構成される。 [0012] gradient magnetic field generating system 3, mutually orthogonal Cartesian coordinate directions, i.e. X-axis direction, a gradient magnetic field coil 9 having the configuration capable of applying a gradient magnetic field independently in the Y-axis direction and the Z-axis direction, gradient magnetic field a gradient magnetic field power supply 10 supplies current to the coil 9, and a sequencer 7 for controlling the gradient power supply 10.

【0013】送信系4は、高周波発振器11と、変調器12と、高周波増幅器13と、照射コイル14とから成り、シーケンサ7の指令により高周波発生器11からの高周波パルスを高周波増幅器13を介して増幅して照射コイル14に供給することにより、所定のパルス状の電磁波を被検体1に照射している。 [0013] The transmission system 4 includes a high-frequency oscillator 11, a modulator 12, a high frequency amplifier 13 consists of irradiation coil 14. The high-frequency pulse from the high frequency generator 11 via the high-frequency amplifier 13 by a command of the sequencer 7 by amplifying and supplying to the transmitter coil 14 are irradiated with the predetermined pulse-like electromagnetic wave to the subject 1.

【0014】受信系5は、受信コイル15と、オペアンプ16と、直交位相検波器17と、A/D変換器18とから構成される。 [0014] The receiving system 5, a receiving coil 15, and an operational amplifier 16, a quadrature phase detector 17, A / D converter 18.. 被検体1からのNMR信号を受信コイル15が検出すると、その信号をオペアンプ16と直交位相検波器17とを介してA/D変換器18でデジタル量に変換するとともに、シーケンサ7の指令のタイミングで直交位相検波器17によってサンプリングされた2 When receiving coil 15 an NMR signal from the subject 1 is detected, and converts to a digital value by A / D converter 18 the signal through the operational amplifier 16 and the quadrature phase detector 17, the timing of the command of the sequencer 7 2 sampled in the quadrature phase detector 17
系列の種々データに変換してCPU8に送っている。 Are sending to CPU8 is converted to various data of the series.
尚、受信コイル15は、図中には被検体から離れた位置に記載されているが、実際には被検体の近傍に配置されている。 The reception coil 15 is in the figure are described in a position away from the subject, in fact are disposed near the subject.

【0015】信号処理系6は、磁気ディスク20a、磁気テープ20b等の外部記憶装置20と、CRT等からなるディスプレイ21、キーボード22とを有している。 The signal processing system 6, a magnetic disk 20a, an external storage device 20 such as a magnetic tape 20b, a display 21 as a CRT or the like, and a keyboard 22.

【0016】シーケンサ7はCPU8からの制御指令に基づいて動作し、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、静磁場発生磁気回路2の傾斜磁場発生系3、受信系5に送っている。 The sequencer 7 operates based on a control command from the CPU 8, the transmission system 4 and various commands necessary for data acquisition of the tomographic image of the subject 1, static magnetic field generating magnetic circuit 2 of the gradient magnetic field generating system 3, It is sent to the receiving system 5.

【0017】CPU8は、あらかじめ定められたプログラムに従いシーケンサ7、送信系4、受信系5、信号処理系6の各々を制御するものである。 [0017] CPU8 is sequencer 7 in accordance with a predetermined program, transmitting system 4, the receiving system 5, and controls each of the signal processing system 6.

【0018】受信系5からのデータがCPU8に入力されると、このCPU8が信号処理、画像再構成処理などを実行し、その結果の被検体1の所望の断面像をディスプレイ21に表示するとともに、外部記憶装置20の例えば磁気ディスク20aに記憶する。 [0018] Data from receiver system 5 is input to the CPU 8, the CPU 8 signal processing, and executes an image reconstructing process or the like, and displays a desired cross-sectional image of the subject 1 in the result on the display 21 It is stored, for example, in a magnetic disk 20a of the external storage device 20.

【0019】次に、本発明の第1の態様として上述のM Next, the above-described M as a first aspect of the present invention
RI装置に用いられる受信コイル14の具体的構成例を図1を参照して説明する。 The specific configuration of the receiving coil 14 to be used in RI apparatus will be described with reference to FIG. 図1に示す受信コイルは、平面コイル及びソレノイドコイルのいずれかとして機能するコイルで、同図(a)は表面コイル41を構成する状態を示すもので、表面コイル41を構成する導体41 Receiving coil shown in Figure 1, a coil that acts as either the planar coil and the solenoid coil, FIG. (A) shows a state in which forming the surface coil 41, the conductor forming the surface coil 41 41
a、41b、41c、41dとから成り、導体41aと41bとで1のループを構成し、導体41cと41dとで1のループとは巻線方向が反対のループを構成する。 a, consists 41b, 41c, and 41d, constitute a first loop between the conductors 41a and 41b, the winding direction constitutes the opposite loop 1 loop in the conductor 41c and 41d.
これら導体41a〜41dは、適応される部位に合せた形状の絶縁部材、例えばFRPの表面に固定されている。 These conductors 41a~41d are insulating member having a shape matching the portion to be adapted, for example, is fixed to the surface of the FRP. 2組の導体が構成する2つのループが交差するクロス部42及び受信コイルを図示しないチューニング回路に接続するための接続部43は、例えばFRPのような絶縁基板上に導体パターンを形成したものから成り、それぞれ導体41a〜41dが固定された絶縁部材から切り離すことができるように構成されている。 Connecting portion 43 for connecting to the tuning circuit (not shown) cross-section 42 and the receiving coil two loops two sets of conductors constitutes intersect, for example, from those forming a conductor pattern on an insulating substrate such as FRP made, each conductor 41a~41d is configured to be able to separate from a fixed insulating member. そしてこれらクロス部42及び接続部43が導体41a〜41dに接続された同図(a)の状態で、表面コイルを構成し、 And in the state of FIG These cross portion 42 and the connecting portion 43 is connected to the conductor 41 a to 41 d (a), constitute a surface coil,
表面コイルの近傍にある被検体部位からのNMR信号(表面コイルとほぼ平行な方向の高周波磁場パルス)を受信し、チューニング回路を介してMRI装置のオペアンプ16、直交位相検波器17に送出する。 In the vicinity of the surface coil receiving the NMR signal (high-frequency magnetic field pulse substantially parallel to the surface coil) from the subject site, the operational amplifier 16 of the MRI apparatus via the tuning circuit, and sends it to the quadrature phase detector 17. 尚、チューニング回路は、受信コイルの共振周波数をNMR周波数と同調させるための回路である。 Note that the tuning circuit is a circuit for causing the resonant frequency of the receive coil is tuned with the NMR frequency.

【0020】一方、同図(b)はソレノイドコイルを構成した状態を示すもので、同図(a)におけるクロス部42及び接続部43を取外して、その部分に導体51 Meanwhile, FIG. (B) shows a state in which arrangement the solenoid coil, remove the cross-section 42 and the connecting portion 43 in FIG. (A), the conductor 51 in that portion
a、51bを取付けたものである。 a, in which is mounted a 51b. 導体51a、51b Conductors 51a, 51b
も導体41a〜41dと同様にFRP等の絶縁部材に固定されており、このような略コの字状の絶縁部材の両端の形状はクロス部42及び接続部43と同様の形状で、 Also is fixed to the insulating member such as FRP similar to the conductors 41 a to 41 d, the shape of the ends of the shaped insulating member such substantially C is in the same shape as the cross section 42 and the connecting portion 43,
クロス部42及び接続部43を取外した部分に嵌着することができる。 It can be fitted to the portion removed cross section 42 and the connecting portion 43. そして嵌着された(b)の状態では導体41b、41cに対し、それぞれ導体51a、51bが接続され、導体41bと51a及び導体41cと51b The conductor 41b is in a state of being fitted (b), with respect to 41c, is respectively conductors 51a, 51b are connected, the conductor 41b and 51a and the conductor 41c and 51b
がそれぞれ同方向のループを構成しており、導体51a There constitute the same direction of the loop, respectively, conductors 51a
及び51bのそれぞれ一方の端部がチューニグ回路への接続部となっている。 And an end portion of one respective 51b is a connection to Chunigu circuit. このソレノイドコイルでも表面コイルと同様の方向の高周波磁場パルスであるNMR信号を受信し、チューニング回路を介してMRI装置に送出する。 Also receives an NMR signal is the same in the direction of the high-frequency magnetic field pulse and the surface coil in the solenoid coil, and sends the MRI apparatus via a tuning circuit. 表面コイルの状態でコイルの一部であった導体4 Conductor which was part of a coil in the form of surface coils 4
1a及び41dは、いずれの導体とも電気的非接続状態となっているので、ソレノイドコイルと干渉することはない。 1a and 41d, since any has become electrically non-connected state with the conductor, does not interfere with the solenoid coil.

【0021】尚、図ではソレノイドコイルを構成する導体51a、51bは、表面コイルを構成する導体41a [0021] Incidentally, the conductor 51a constituting the solenoid coil in the figure, 51b, the conductor forming the surface coil 41a
〜41dのうち、内側にある導体41b及び41cと接続する例を説明したが、撮像しようとする関心領域に応じて外側の導体41a及び41dと、或いは任意の2本の導体と接続するようにしてもよい。 Of ~41D, an example has been described to be connected to the conductor 41b and 41c on the inside, so as to connect the outer conductors 41a and 41d, or any two conductors according to the region of interest to be imaged it may be. またソレノイドコイルは2つのループで構成する例を説明したが、接続する導体と接続部分を変更することによって単一のループで構成しても、また3以上のループで構成してもよい。 Although the solenoid coil was described as an example be composed of two loops, it is constituted by a single loop by changing the conductor and the connecting portion to be connected, or may be constituted by three or more loops.

【0022】また図1では、導体形状が矩形のコイルを示したが、導体の形状は適用する部位の形状に合せて任意に変更が可能である。 [0022] In Figure 1, the conductor shape showed a rectangular coil, the shape of the conductor can be arbitrarily changed in accordance with the shape of the site to be applied. 例えば図2(a)及び(b) For example, FIG. 2 (a) and (b)
は、図1と同様の受信コイルの変形例を示すもので、乳房用の表面コイルと、体躯用のソレノイドコイルとを組合せたものである。 Shows a modified example of the same reception coil and FIG. 1, in which a combination of the surface coil for breast, and a solenoid coil for stature. 乳房用の表面コイルは、中央の2本の導体41'b、41'cが乳房の形状に合せた凹凸形状を有し、それぞれ外側の導体41a、41dと巻線方向の異なるループを構成している。 Surface coil for breast, central two conductors 41'B, has an uneven shape 41'c is tailored to the shape of the breast, it constitutes an outer conductor 41a, 41d and winding directions of different loops, respectively ing. この実施例では2つのループがクロスするクロス部44は、チューニング回路との接続部となっており、この接続部44と、導体4 In the cross section 44 in which two loops are cross this embodiment, has a connecting portion of the tuning circuit, and the connection portion 44, the conductor 4
1'b、41'cの接続部44側と反対の端部45とが、 1'b, and the end portion 45 opposite to the connecting portion 44 side of 41'C,
着脱可能に構成されている。 It is detachably configured. そしてこれら接続部44及び反対側端部45を切り離して、この部分にソレノイドコイルを構成する導体51a、51bが接続可能に構成されている。 Then disconnect these connection 44 and an opposite end portion 45, the conductor 51a constituting the solenoid coil in this portion, 51b are configured to be connected. これにより図2(b)に示すような体躯用のソレノイドコイルが構成される。 Thus the solenoid coil for stature as shown in FIG. 2 (b) is constructed. 図2に示すコイルでも、導体のFRP等への固定や、接続部等の構成は図1 Even coil shown in FIG. 2, the fixed or to the FRP or the like of the conductors, the configuration of such connections 1
のコイルと同様である。 Is the same as that of the coil.

【0023】以上のように構成される受信コイルでは、 [0023] In the receiving coil configured as described above,
まず図1(a)又は図2(a)に示すような表面コイルの状態で、被検体の関心領域が表面コイルの近傍となるようにセッティングを行い、撮影を行う。 First, in the state of the surface coils as shown in FIG. 1 (a) or FIG. 2 (a), the region of interest of the subject performs the setting so that the vicinity of the surface coil, performs photographing. 例えば、図2 For example, Figure 2
(a)に示す乳房用受信コイルであれば、受信コイルの凹部に被検体の乳房が収るようにうつ伏せに寝かせて、 If breast receiving coil shown in (a), of the subject breast sideway prone to Osamuru so the recess of the receiving coil,
寝台をMRI装置の静磁場発生磁気回路2内の測定空間に移動させる。 Moving the bed to the measuring space of the static magnetic field generating magnetic circuit 2 of the MRI apparatus. 次いで図2のシーケンサ7により所定のパルスシーケンスで傾斜磁場発生系3及び送信系4を駆動して、被検体の組織を構成する原子核スピンを励起し、組織から発生する位置情報の付与されたNMR信号を受信コイル14で受信する。 NMR then that drives the gradient magnetic field generating system 3 and the transmission system 4 in a predetermined pulse sequence by the sequencer 7 of FIG. 2, to excite the nuclear spins constituting the tissue of the subject, granted position information generated from the tissue receiving the signal at the receiving coil 14. 信号処理系6は受信されたNMR信号を用いてフーリエ変換等の演算を行い、被検体断面像を再構成する。 The signal processing system 6 performs an operation such as a Fourier transform by using the received NMR signals to reconstruct an object cross-sectional image. この断面像は、受信コイル1 The cross-sectional image, receiving coil 1
4である表面コイルの感度分布を反映した画像であり、 An image that reflects the sensitivity distribution of the surface coil is four,
この画像を基に更に感度分布の異なる画像を得る必要がある場合には、寝台を測定空間から外側に移動させた後、図2(a)の表面コイルの接続部44及び端部45 When it is necessary to obtain further images of different sensitivities distribution based on the image, after the bed from the measurement space to move outwardly, the connection portion 44 and the end portion 45 of the surface coil of FIGS. 2 (a)
を取外し、被検体を覆うように他の導体51a、51b Removal, other conductors 51a to cover the subject, 51b
を接続する。 Connecting. これにより体躯用のソレノイドコイルが設定されるが、この際被検体を動かす必要はない。 Although this way solenoid coil for stature is set, it is not necessary to move the time the subject. 次いで表面コイルに撮像の場合と同様に、MRI装置による撮像を行い、異なる感度のソレノイドコイルによる断層像を得る。 Then as in the case of imaging the surface coil performs imaging by the MRI apparatus to obtain a tomographic image by the solenoid coil of different sensitivities. このように被検体のセッティングをし直すことなく、異なる感度分布のコイルによる撮像を一度に行うことができる。 Thus without re the setting of the object, imaging can be performed by the coil of different sensitivity distributions at a time. また本実施例の受信コイルではコイル導体が分割されているので、被検体への装着が極めて容易である。 Since the coil conductors in the receiver coil of the present embodiment is divided, it is very easy to mount to a subject.

【0024】尚、以上の実施例では、コイル導体の一部を交換することによって2つの異なる方式のコイル、即ち表面コイルとソレノイドコイルとを構成する場合について説明したが、例えば、図1(a)の表面コイルにおける外側の導体41a及び41dと内側の導体41b及び41cとの接続を切り離して、外側の導体41a及び41dとは大きさ、形状等の異なる別の導体を内側の導体41b及び41cに接続するなど、方式は同じで異なる感度分布を有するコイルを構成するように導体を交換することも可能である。 [0024] In the above embodiments, two different ways of coils by replacing a portion of the coil conductor, i.e. has been described which constitutes the surface coil and the solenoid coil, for example, FIG. 1 (a ) disconnect the connection to the outer conductor 41a and 41d and the inner conductor 41b and 41c in the surface coil, the size and the outer conductor 41a and 41d of the other conductors having different shapes, such as inner conductors 41b and 41c such as connection to, scheme it is possible to exchange the conductor so as to constitute a coil with the same or different sensitivity distributions.

【0025】次に本発明の第2の態様として、2つの異なるコイルを一体的に備え、これらをスイッチ(チューニング回路に接続する手段)により切り替え可能にした受信コイルの具体的構成例を図4を参照して説明する。 [0025] Next a second aspect of the present invention, comprises two different coils integrally, Figure a specific configuration of the receiver coil that these can be switched by a switch (means connected to the tuning circuit) 4 with reference to the description.

【0026】図4(a)に示す受信コイルは、平面をなす4本の導体61a〜61dと、この平面に対し垂直な導体71a、71bとから成る。 The receiver coil shown in FIG. 4 (a), consists of a four conductors 61a~61d forming a flat, vertical conductor 71a to the plane, and 71b. この受信コイルは、等価回路を同図(b)に示すように導体61bの一端には、この受信コイルの等価回路を図4(b)に示す。 The receiving coil to one end of the conductor 61b to the equivalent circuit shown in FIG. (B), an equivalent circuit of the receiving coils in Figure 4 (b). 導体61bの一端には、導体61bを導体61a及び導体71aの一端のいずれか一方に接続するためのスイッチSw1、Sw2が設けられており、導体61bの他端にはチューニング回路との接続部の一方に接続され、導体61a及び導体71bの他端にはいずれか一方をチューニング回路との接続部の他方に接続するためのスイッチSw3、Sw4が設けられている。 One end of the conductor 61b, the switch Sw1 for connecting a conductor 61b to one end of the conductor 61a and the conductor 71a, Sw2 is provided, the other end of the conductor 61b at the connection of the tuning circuit is connected on the other hand, the switch Sw3, Sw4 for the other end of the conductor 61a and conductor 71b is to be connected to the other connection portion between the tuning circuit either are provided. スイッチSw1がO Switch Sw1 is O
Nのときは、Sw3がONで、Sw2、Sw4はOFF When the N, Sw3 is in the ON, Sw2, Sw4 is OFF
となり、Sw2がONのときは、Sw4がONで、Sw Next, when Sw2 is ON, Sw4 is in the ON, Sw
1、Sw3がOFFとなる。 1, Sw3 is turned OFF.

【0027】同様に、導体61cの一端には導体61c [0027] Similarly, the conductor 61c at one end of the conductor 61c
を導体61d及び導体71bの一端のいずれか一方に接続するためのスイッチSw5、Sw6が設けられており、導体61cの他端にはチューニング回路との接続部の一方に接続され、導体61d及び導体71bの他端にはいずれか一方をチューニング回路との接続部の他方に接続するためのスイッチSw7、Sw8が設けられている。 Switch Sw5 to connect to either end of the conductor 61d and conductors 71b and, Sw6 is provided, the other end of the conductor 61c is connected to one connection of the tuning circuit, conductors 61d and conductor 71b switches Sw7 for the other end to be connected to the other connection portion between the tuning circuit either, Sw8 is provided for. Sw5がONのときは、Sw7がONで、Sw6、 When Sw5 is ON, Sw7 is in the ON, Sw6,
Sw8がOFFとなり、Sw6がONのときは、Sw8 Sw8 is turned OFF, when Sw6 is ON, Sw8
がONで、Sw5、Sw7がOFFとなる。 But in ON, Sw5, Sw7 is turned OFF. スイッチとしては機械的なスイッチでも、ダイオードのようなスイッチング素子でもよく、これらは手動で或いはキーボード22からの指令により自動的に切り替えることが可能である。 The switch also a mechanical switch may be a switching element such as a diode, which can be automatically switched by a command from the manually or keyboard 22. また導体及びスイッチは、FRP等の絶縁部材上に一体的に形成することができる。 The conductor and the switch may be integrally formed on an insulating member such as FRP.

【0028】以上のように構成される受信コイルは、被検体の関心領域が受信コイルの近傍となるようにセッティングした後、MRIによる撮像を行う。 [0028] The above-described receiving coil configured as, after the region of interest of the subject is setting so that the vicinity of the receiver coil, performs imaging by MRI. この際、スイッチSw1、Sw3、Sw5、Sw7をオンにすることにより導体61a→61b→61c→61dの順で接続された表面コイルが形成され、この表面コイルによりコイル表面近傍に高い感度を有する画像を得ることができる。 At this time, the switch Sw1, Sw3, Sw5, connected surface coil in the order of the conductor 61a → 61b → 61c → 61d by turning on Sw7 is formed, an image having a high sensitivity in the vicinity of the coil surface by the surface coil it is possible to obtain. またスイッチSw2、Sw4、Sw6、Sw8をオンにすることにより、導体61bと71aとから成るソレノイドコイル及び導体61cと71bとから成るソレノイドコイルが形成され、受信コイルのセッティングを改めて行うことなく、これらソレノイドコイルに囲まれた断面に高い感度を有する画像を得ることができる。 Further, by turning on the switch Sw2, Sw4, Sw6, Sw8, solenoid coil comprising a solenoid coil and conductor 61c and 71b made of a conductor 61b and 71a are formed, without performing the setting of the receiving coil again, these it is possible to obtain an image having a high sensitivity to the cross-section surrounded by the solenoid coil. このように本実施例の受信コイルでは、寝台を移動したり被検体を動かすことなく単にスイッチを切り替るだけで、容易に2つの異なる方式のコイルによる画像を得ることができる。 Thus the receiving coil of this embodiment, simply switches the switch without moving the object or moving the bed, it can be easily obtained image by the coil of the two different schemes.

【0029】尚、図4に示す受信コイルにおいても導体形状は、円形や凹凸を有する形状等適宜変更することが可能であり、またソレノイドコイルを構成する導体の数も2本に限定されるものではない。 [0029] Incidentally, conductor shape in the receiving coil shown in FIG. 4, it is possible to shape suitably changed with a circular or uneven, also but also the number of conductors constituting the solenoid coil is restricted to two is not. 更に異なるコイルの組合せも、表面コイルとソレノイドに限らず、形状の異なる2つの表面コイルなど同種の方式のコイルの組合せであってもよい。 Combinations of more different coils is not limited to the surface coil and a solenoid, it may be a combination of coils of the same type of systems such as the two surface coils having different shapes.

【0030】また以上の実施例では、本発明のRFコイルを受信コイルに適用した場合について説明したが、本発明は照射コイルであっても適用可能である。 Further in the above embodiment, although the RF coil of the present invention has been described as applied to a receiving coil, the present invention is applicable even irradiation coil.

【0031】 [0031]

【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、M According to the present invention as described above, according to the present invention, M
RI用コイルの導体の一部を交換可能とすることにより、或いは一体化されている異なるコイルをスイッチにより切り替えることにより、被検体のセッティングをやり直すことなく、感度分布の異なるコイルでの撮像を可能にすることができる。 By enabling replacement of some of the conductors of the RI coil, or by switching the switches of different coils are integrated, without redoing the setting of a subject, enables imaging at different coil sensitivities distribution it can be. 特にコイルの導体を分割した場合には、被検体への装着の容易性を高めることができる。 Particularly in the case of dividing the conductors of the coil can increase the ease of attachment to the subject. 一方、2以上の方式のコイルが一体化されている場合には、スイッチの切り替えだけで異なる方式のコイルによる撮像が可能となり、操作性がよい。 On the other hand, when the coil of the two or more systems have been integrated together, enables imaging with the coil only in a different way changeover switch, the operability is good.

【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS

【図1】本発明の第1の態様によるRFコイルの1実施例を示す図で、(a)は表面コイルでの使用状態を、 A diagram showing an embodiment of an RF coil according to the first aspect of the invention, FIG, the use state at (a) a surface coil,
(b)はソレノイドコイルでの使用状態を示す図。 (B) is a diagram showing a usage state of a solenoid coil.

【図2】本発明の第1の態様によるRFコイルの別の実施例を示す図で、(a)は表面コイルでの使用状態を、 A diagram showing another embodiment of the RF coil according to the first aspect of the present invention; FIG, the use state at (a) a surface coil,
(b)はソレノイドコイルでの使用状態を示す図。 (B) is a diagram showing a usage state of a solenoid coil.

【図3】本発明のRFコイルが適用されるMRI装置の1実施例を示す概略構成図。 Schematic diagram showing one embodiment of the MRI apparatus by the RF coil of the present invention; FIG applied.

【図4】本発明の第2の態様によるRFコイルの1実施例を示す図で、(a)は全体構成図、(b)は等価回路を示す図。 A diagram showing an embodiment of an RF coil according to a second aspect of the present invention; FIGS, (a) shows the overall configuration diagram, (b) is a diagram showing an equivalent circuit.

【符号の説明】 DESCRIPTION OF SYMBOLS

1・・・・・・被検体 14・・・・・・RFコイル(受信コイル) 42、44・・・・・・接続部 1 ...... subject 14 ...... RF coil (receiving coil) 42, 44 ...... connecting portion

Claims (2)

    【特許請求の範囲】 [The claims]
  1. 【請求項1】コイル部と、前記コイル部を磁気共鳴イメージング装置のチューニング回路に接続する接続部とを備えたRFコイルであって、着脱可能な2以上の導体から成り、これら2以上の導体の装着時及び脱着時各々において異なる導体の組合せが前記チューニング回路に接続することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用R And 1. A coil unit, an RF coil and a connecting portion for connecting the coil portion to the tuning circuit of the magnetic resonance imaging apparatus, made detachable two or more conductors, the two or more conductors R for the magnetic resonance imaging apparatus different conductor combinations at each occasion of mounting and desorption, characterized in that connected to the tuning circuit
    Fコイル。 F coil.
  2. 【請求項2】コイル部と、前記コイル部を磁気共鳴イメージング装置のチューニング回路に接続する接続部とを備えたRFコイルであって、前記コイル部として少なくとも2種の異なるコイルを備え、前記接続部はそれぞれのコイルを切り替えて前記チューニング回路に接続する手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用RFコイル。 2. A coil unit, an RF coil and a connecting portion for connecting the coil portion to the tuning circuit of the magnetic resonance imaging apparatus, comprising at least two different coil as said coil section, said connection RF coil for a magnetic resonance imaging apparatus, characterized in that parts are provided with means for connecting to said tuning circuit to switch the respective coils.
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