JPH10314138A - Ｍｒｉ用受信処理装置およびｍｒ信号の受信処理方法 - Google Patents
Ｍｒｉ用受信処理装置およびｍｒ信号の受信処理方法Info
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- JPH10314138A JPH10314138A JP9129859A JP12985997A JPH10314138A JP H10314138 A JPH10314138 A JP H10314138A JP 9129859 A JP9129859 A JP 9129859A JP 12985997 A JP12985997 A JP 12985997A JP H10314138 A JPH10314138 A JP H10314138A
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- coils
- mri
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Abstract
(57)【要約】
【課題】被検体内に挿入する受信プローブの不感領域を
無くし、またはそれを問題とならない状態にして撮影画
像の品質を向上させるとともに、撮影の手間の増大化、
繁雑化を回避でき、撮影効率を向上させる。 【解決手段】被検体が発生したＭＲ信号を受信する受信
部としてのバルーン部２１を有し且つ被検体の内部に挿
入して使用される受信プローブ１１を備え、バルーン部
２１が受信したＭＲ信号を処理して画像化する信号処理
ユニット１２を備える。バルーン部２１は３個の電気的
に独立したＲＦコイル３２ａ〜３２ｃを備え、これらの
ＲＦコイルは少なくとも使用状態において互いに９０度
または略９０度の異なる検出感度方向を持つように配置
して成る。
無くし、またはそれを問題とならない状態にして撮影画
像の品質を向上させるとともに、撮影の手間の増大化、
繁雑化を回避でき、撮影効率を向上させる。 【解決手段】被検体が発生したＭＲ信号を受信する受信
部としてのバルーン部２１を有し且つ被検体の内部に挿
入して使用される受信プローブ１１を備え、バルーン部
２１が受信したＭＲ信号を処理して画像化する信号処理
ユニット１２を備える。バルーン部２１は３個の電気的
に独立したＲＦコイル３２ａ〜３２ｃを備え、これらの
ＲＦコイルは少なくとも使用状態において互いに９０度
または略９０度の異なる検出感度方向を持つように配置
して成る。
Description
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、ＭＲＩ（磁気共鳴
イメージング）用受信処理装置およびその受信処理方法
に関し、とくに、被検体の体腔などの内部に挿入されて
ＭＲ信号を受信するＲＦコイルを備えた受信プローブの
指向性の改善に関する。この受信プローブのＲＦコイル
は、人体の直腸内に挿入して使用される直腸用ＲＦコイ
ル、あるいはＭＲ内視鏡として内視鏡的に使用されるＭ
Ｒ内視鏡用ＲＦコイルによって代表される。
イメージング）用受信処理装置およびその受信処理方法
に関し、とくに、被検体の体腔などの内部に挿入されて
ＭＲ信号を受信するＲＦコイルを備えた受信プローブの
指向性の改善に関する。この受信プローブのＲＦコイル
は、人体の直腸内に挿入して使用される直腸用ＲＦコイ
ル、あるいはＭＲ内視鏡として内視鏡的に使用されるＭ
Ｒ内視鏡用ＲＦコイルによって代表される。
【０００２】
【従来の技術】近年、ＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）
システムが医療の分野で多用されている。ＭＲＩシステ
ムは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラー
モア周波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に
伴って発生するＭＲ信号に基づいて画像を再構成した
り、スペクトル情報を得る装置である。
システムが医療の分野で多用されている。ＭＲＩシステ
ムは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラー
モア周波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に
伴って発生するＭＲ信号に基づいて画像を再構成した
り、スペクトル情報を得る装置である。
【０００３】このＭＲＩシステムでは、ＭＲ信号を受信
するのに受信専用または送受兼用のＲＦコイルが必要で
ある。このＲＦコイルを極力、患部に接近させて撮像す
るため、近年、ＲＦコイルを内蔵させた受信プローブを
被検体の内部に挿入するタイプのものが提案されてい
る。具体的には、直腸用ＲＦコイルやＭＲ内視鏡用ＲＦ
コイルとして被検体内に挿入されるもので、例えば、文
献１："Imaging tech-nique" （Magnetic Resonance Im
aging, Page 2026-2027 and 2040-2041, D.D.Stark et
al., Mosby Year Book ）、および、文献２："A Solid
Re-UsableEndorectal Receiver Coil for Magnetic Res
onance Imaging of the Prostate: design, use and co
mparison with an inflatable endorectal coil" （Ｓ
ＭＲ '95, NM deSouza et al., page 178 ）のものが知
られている。
するのに受信専用または送受兼用のＲＦコイルが必要で
ある。このＲＦコイルを極力、患部に接近させて撮像す
るため、近年、ＲＦコイルを内蔵させた受信プローブを
被検体の内部に挿入するタイプのものが提案されてい
る。具体的には、直腸用ＲＦコイルやＭＲ内視鏡用ＲＦ
コイルとして被検体内に挿入されるもので、例えば、文
献１："Imaging tech-nique" （Magnetic Resonance Im
aging, Page 2026-2027 and 2040-2041, D.D.Stark et
al., Mosby Year Book ）、および、文献２："A Solid
Re-UsableEndorectal Receiver Coil for Magnetic Res
onance Imaging of the Prostate: design, use and co
mparison with an inflatable endorectal coil" （Ｓ
ＭＲ '95, NM deSouza et al., page 178 ）のものが知
られている。
【０００４】この種の受信プローブの構造の具体例を、
直腸用ＲＦコイルを例にとり、図８に示す。この受信プ
ローブは、バルン１０１内にループ状の１つのＲＦコイ
ル１０２を配置しており、このＲＦコイル１０２が同軸
ケーブル１０３を介して整合回路１０４、バラン１０
５、およびプリアンプ１０６に順次接続される。プリア
ンプ１０６は信号処理用の図示しない受信機に接続され
る。ＲＦコイル１０２は、通常、被検体への挿入状態
で、その感度方向が静磁場Ｂ0 に対してほぼ直交状態と
なるようにバルン内に位置決めされている。バルン１０
１は、受信プローブを被検体内に挿入・抜去するときに
は収縮させる。
直腸用ＲＦコイルを例にとり、図８に示す。この受信プ
ローブは、バルン１０１内にループ状の１つのＲＦコイ
ル１０２を配置しており、このＲＦコイル１０２が同軸
ケーブル１０３を介して整合回路１０４、バラン１０
５、およびプリアンプ１０６に順次接続される。プリア
ンプ１０６は信号処理用の図示しない受信機に接続され
る。ＲＦコイル１０２は、通常、被検体への挿入状態
で、その感度方向が静磁場Ｂ0 に対してほぼ直交状態と
なるようにバルン内に位置決めされている。バルン１０
１は、受信プローブを被検体内に挿入・抜去するときに
は収縮させる。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述し
た従来の受信プローブのＲＦコイル１０２は基本的に１
ターンのループコイルで構成されていることから、静磁
場Ｂ0 の方向との位置関係に起因してコイル周囲の空間
に不感領域を有するという問題があった。つまり、この
ＲＦコイルには物理的にＭＲ信号を検出できない領域が
あった。
た従来の受信プローブのＲＦコイル１０２は基本的に１
ターンのループコイルで構成されていることから、静磁
場Ｂ0 の方向との位置関係に起因してコイル周囲の空間
に不感領域を有するという問題があった。つまり、この
ＲＦコイルには物理的にＭＲ信号を検出できない領域が
あった。
【０００６】この問題を図９に基づき定量的に説明す
る。同図には、説明を単純化するため、円形ループコイ
ルをモデル化し、静磁場方向をプローブ座標系Ｘ”Ｙ”
Ｚ”のＺ”軸と一致させて示す。（これにより、ループ
コイルはＸ”Ｚ”面上に位置する。）このループコイル
の感度Ｓは、相反定理により、コイルに１［Ａ］の高周
波電流を流したときに発生する磁束密度ベクトルＢ1 の
内、静磁場Ｂ0 と直交する成分の振幅に比例することが
知られている。すなわち、
る。同図には、説明を単純化するため、円形ループコイ
ルをモデル化し、静磁場方向をプローブ座標系Ｘ”Ｙ”
Ｚ”のＺ”軸と一致させて示す。（これにより、ループ
コイルはＸ”Ｚ”面上に位置する。）このループコイル
の感度Ｓは、相反定理により、コイルに１［Ａ］の高周
波電流を流したときに発生する磁束密度ベクトルＢ1 の
内、静磁場Ｂ0 と直交する成分の振幅に比例することが
知られている。すなわち、
【数１】 なお、ここで、太字はベクトルを、‖ ‖はベクトルの
大きさを表す。
大きさを表す。
【０００７】この（１）式から分かるように、ベクトル
量Ｂ0 とＢ1 が平行の場合、感度Ｓ＝０となるから、図
９に斜線で示す不感領域（Ｙ”Ｚ”面上に位置する領
域）が存在する。撮影で指定したスライス断面がこの不
感領域を含んでしまう場合、すなわち、スライス断面が
図９の原点０”を含むＹ”Ｚ”面である場合、撮影に支
障を来すことになる。とくに、病変部がそのスライス断
面に在る場合、撮影できないことになる。
量Ｂ0 とＢ1 が平行の場合、感度Ｓ＝０となるから、図
９に斜線で示す不感領域（Ｙ”Ｚ”面上に位置する領
域）が存在する。撮影で指定したスライス断面がこの不
感領域を含んでしまう場合、すなわち、スライス断面が
図９の原点０”を含むＹ”Ｚ”面である場合、撮影に支
障を来すことになる。とくに、病変部がそのスライス断
面に在る場合、撮影できないことになる。
【０００８】また、ループコイルを置く向きを図１０に
示すように、コイル面が静磁場Ｂ0の方向に直交するよ
うに変えると、不感領域の向きも変わるが、やはり、高
周波磁場Ｂ1 の接線方向が静磁場Ｂ0 の方向と位置する
領域に不感領域が発生してしまう。
示すように、コイル面が静磁場Ｂ0の方向に直交するよ
うに変えると、不感領域の向きも変わるが、やはり、高
周波磁場Ｂ1 の接線方向が静磁場Ｂ0 の方向と位置する
領域に不感領域が発生してしまう。
【０００９】このように不感領域とスライス断面とが一
致または近い位置関係になる場合、その断面を全く撮影
できないか、または非常に低いＳ／Ｎ比でしか撮影でき
ないという問題があった。この問題を極力、回避するに
は、患者内に挿入する（した）ＲＦコイルの位置を変更
することもできるが、そのようなコイル位置の変更は患
者に無理な姿勢を強いることにもなりかねない。このた
め、多くの場合、スライス断面が不感領域に位置または
部分的に位置するような場合、内視鏡的撮影を断念する
か、またはスライス断面を変えて再撮影するなどの対策
が必要になる。
致または近い位置関係になる場合、その断面を全く撮影
できないか、または非常に低いＳ／Ｎ比でしか撮影でき
ないという問題があった。この問題を極力、回避するに
は、患者内に挿入する（した）ＲＦコイルの位置を変更
することもできるが、そのようなコイル位置の変更は患
者に無理な姿勢を強いることにもなりかねない。このた
め、多くの場合、スライス断面が不感領域に位置または
部分的に位置するような場合、内視鏡的撮影を断念する
か、またはスライス断面を変えて再撮影するなどの対策
が必要になる。
【００１０】このように従来の受信プローブには、不感
領域に起因して撮影時のスライス断面の設定に制限があ
り、直腸用ＲＦコイルの挿入方向の変更、スライス断面
の変更、または患者の姿勢の変更を伴うことが多い。こ
れにより、患者スループットも低下していた。
領域に起因して撮影時のスライス断面の設定に制限があ
り、直腸用ＲＦコイルの挿入方向の変更、スライス断面
の変更、または患者の姿勢の変更を伴うことが多い。こ
れにより、患者スループットも低下していた。
【００１１】本発明は、このような従来技術の現状に鑑
みてなされたもので、被検体内に挿入する受信プローブ
の不感領域を無くして、またはそれを問題とならない状
態にして撮影画像の品質を向上させるとともに、撮影の
手間の増大化、繁雑化を回避でき、撮影効率を向上させ
ることを、その目的とする。
みてなされたもので、被検体内に挿入する受信プローブ
の不感領域を無くして、またはそれを問題とならない状
態にして撮影画像の品質を向上させるとともに、撮影の
手間の増大化、繁雑化を回避でき、撮影効率を向上させ
ることを、その目的とする。
【００１２】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成させるた
め、本発明の１つの側面によれば、被検体が発生したＭ
Ｒ信号を受信する受信部を有し且つ被検体の内部に挿入
して使用される受信プローブを備え、前記受信部が受信
した前記ＭＲ信号を処理して画像化するようにしたＭＲ
Ｉ用受信処理装置において、前記受信部は複数の電気的
に独立したＲＦコイルを備え、この複数のＲＦコイルは
少なくとも使用状態において互いに異なる方向に感度を
持つように配置して成ることを特徴とする。
め、本発明の１つの側面によれば、被検体が発生したＭ
Ｒ信号を受信する受信部を有し且つ被検体の内部に挿入
して使用される受信プローブを備え、前記受信部が受信
した前記ＭＲ信号を処理して画像化するようにしたＭＲ
Ｉ用受信処理装置において、前記受信部は複数の電気的
に独立したＲＦコイルを備え、この複数のＲＦコイルは
少なくとも使用状態において互いに異なる方向に感度を
持つように配置して成ることを特徴とする。
【００１３】好適には、前記受信部は被検体の内部に挿
入され且つ膨脹・収縮可能なバルーンを備え、前記複数
のＲＦコイルをこのバルーンの内部に配置している。
入され且つ膨脹・収縮可能なバルーンを備え、前記複数
のＲＦコイルをこのバルーンの内部に配置している。
【００１４】また好適には、前記複数のＲＦコイルは、
互いに直交または略直交する３軸方向に検知感度を有す
る３個のＲＦコイルから成る。この場合、前記３個のＲ
Ｆコイルのそれぞれは例えば、ループ状コイルである。
互いに直交または略直交する３軸方向に検知感度を有す
る３個のＲＦコイルから成る。この場合、前記３個のＲ
Ｆコイルのそれぞれは例えば、ループ状コイルである。
【００１５】さらに好適には、前記複数のＲＦコイルに
接続され且つこの複数のＲＦコイルの受信信号を処理し
てＭＲ画像を生成する画像生成手段を備える。この画像
生成手段は、一例として、前記複数のＲＦコイルからの
受信信号に基づき受信信号毎にスライス断面の素画像を
再構成する再構成手段と、この複数枚の素画像から合成
画像を生成する合成手段とを備える。また、前記合成手
段は、前記複数枚の素画像それぞれに同一画素値を２乗
して相互に加算し平方根をとる演算処理を実施すること
で前記合成画像を生成する手段である、ことが望まし
い。
接続され且つこの複数のＲＦコイルの受信信号を処理し
てＭＲ画像を生成する画像生成手段を備える。この画像
生成手段は、一例として、前記複数のＲＦコイルからの
受信信号に基づき受信信号毎にスライス断面の素画像を
再構成する再構成手段と、この複数枚の素画像から合成
画像を生成する合成手段とを備える。また、前記合成手
段は、前記複数枚の素画像それぞれに同一画素値を２乗
して相互に加算し平方根をとる演算処理を実施すること
で前記合成画像を生成する手段である、ことが望まし
い。
【００１６】さらに好ましくは、前記再構成手段は、前
記複数のＲＦコイル間の磁気的相互干渉を抑制する抑制
手段を前記受信信号毎に個別に介挿している、ことであ
る。これにより、複数のＲＦコイルのコイル面を互いに
直交または略直交させておらず、相互の磁気的干渉が大
きいコイル配置をとった場合でも、相互の磁気的干渉が
抑制され、良好なＳ／Ｎ比を得ることができる。
記複数のＲＦコイル間の磁気的相互干渉を抑制する抑制
手段を前記受信信号毎に個別に介挿している、ことであ
る。これにより、複数のＲＦコイルのコイル面を互いに
直交または略直交させておらず、相互の磁気的干渉が大
きいコイル配置をとった場合でも、相互の磁気的干渉が
抑制され、良好なＳ／Ｎ比を得ることができる。
【００１７】さらに好適には、前記複数のＲＦコイル
は、前記バルンを前記被検体の内部で膨脹させたときに
前記複数のＲＦコイルが互いに直交状態または略直交状
態の配置をとるように前記バルンの内部に収納されてい
る、ことである。
は、前記バルンを前記被検体の内部で膨脹させたときに
前記複数のＲＦコイルが互いに直交状態または略直交状
態の配置をとるように前記バルンの内部に収納されてい
る、ことである。
【００１８】また、上記目的を達成するため、本発明の
別の側面によれば、被検体の内部に互いに異なる方向に
感度を持つように配置した複数のＲＦコイルを持つ受信
プローブを挿入し、前記被検体が発生したＭＲ信号を前
記複数のＲＦコイルで受信し、この複数のＲＦコイルそ
れぞれの受信信号に基づき前記被検体のスライス断面の
ＭＲ画像を生成するＭＲ信号の受信処理方法を、採用す
ることである。
別の側面によれば、被検体の内部に互いに異なる方向に
感度を持つように配置した複数のＲＦコイルを持つ受信
プローブを挿入し、前記被検体が発生したＭＲ信号を前
記複数のＲＦコイルで受信し、この複数のＲＦコイルそ
れぞれの受信信号に基づき前記被検体のスライス断面の
ＭＲ画像を生成するＭＲ信号の受信処理方法を、採用す
ることである。
【００１９】
【発明の実施の形態】以下、この発明の１つの実施の形
態を説明する。
態を説明する。
【００２０】この実施形態に係るＭＲＩシステムの受信
処理装置を図１に示す。この受信処理装置は、受信プロ
ーブ１１および信号処理ユニット１２を備える。受信プ
ローブ１１は、ここでは直腸用ＲＦコイルとして形成さ
れており、その先端の受信部として機能するバルーン部
２１と、このバルーン部２１に繋がるケーブル部２２と
を備える。
処理装置を図１に示す。この受信処理装置は、受信プロ
ーブ１１および信号処理ユニット１２を備える。受信プ
ローブ１１は、ここでは直腸用ＲＦコイルとして形成さ
れており、その先端の受信部として機能するバルーン部
２１と、このバルーン部２１に繋がるケーブル部２２と
を備える。
【００２１】バルーン部２１は、図２に示すように、膨
脹時に略卵形状を成す伸縮可能なゴム製のバルーン母材
３１と、このバルーン母材３１の内側に貼付けて、また
は、その母材膜内に埋め込んで配線した３個のループ状
のＲＦコイル３２ａ，３２ｂ，３２ｃとを備える。この
ＲＦコイル３２ａ〜３２ｃは、それらの各コイル面（ル
ープ面）がバルーン母材３１の膨脹時に互いに直交また
は略直交するように配置されている。この結果、ＲＦコ
イル群の座標系として、バルーン母材３１の膨脹時にお
ける原点Ｏ´を通る長手方向（バルーンの患者への挿入
方向と一致）をＺ軸Ｚ´、このＺ軸に互いに直交するＸ
軸Ｘ´，Ｙ軸Ｙ´を設定すると、第１のＲＦコイル３２
ａがＸ´Ｙ´面上に、第２のＲＦコイル３２ｂがＺ´Ｙ
´面上に、第３のＲＦコイル３２ｃがＺ´Ｘ´面上にそ
れぞれ位置する。なお、このＲＦコイルの座標系Ｘ´Ｙ
´Ｚ´はＭＲＩシステムの座標系ＸＹＺに対して任意の
向きに位置する。ここでは、ＭＲＩシステムの座標系Ｘ
ＹＺのＺ軸方向の向きが静磁場ＢO の方向に一致してい
る。
脹時に略卵形状を成す伸縮可能なゴム製のバルーン母材
３１と、このバルーン母材３１の内側に貼付けて、また
は、その母材膜内に埋め込んで配線した３個のループ状
のＲＦコイル３２ａ，３２ｂ，３２ｃとを備える。この
ＲＦコイル３２ａ〜３２ｃは、それらの各コイル面（ル
ープ面）がバルーン母材３１の膨脹時に互いに直交また
は略直交するように配置されている。この結果、ＲＦコ
イル群の座標系として、バルーン母材３１の膨脹時にお
ける原点Ｏ´を通る長手方向（バルーンの患者への挿入
方向と一致）をＺ軸Ｚ´、このＺ軸に互いに直交するＸ
軸Ｘ´，Ｙ軸Ｙ´を設定すると、第１のＲＦコイル３２
ａがＸ´Ｙ´面上に、第２のＲＦコイル３２ｂがＺ´Ｙ
´面上に、第３のＲＦコイル３２ｃがＺ´Ｘ´面上にそ
れぞれ位置する。なお、このＲＦコイルの座標系Ｘ´Ｙ
´Ｚ´はＭＲＩシステムの座標系ＸＹＺに対して任意の
向きに位置する。ここでは、ＭＲＩシステムの座標系Ｘ
ＹＺのＺ軸方向の向きが静磁場ＢO の方向に一致してい
る。
【００２２】第１〜第３のＲＦコイル３２ａ〜３２ｃに
は個別に同調用のコンデンサが介挿され、この同調用コ
ンデンサの所定位置からケーブル部２２の細径の同軸ケ
ーブル３３ａ〜３３ｃ（例えば特性インピーダンス＝５
０オーム）にそれぞれ接続されている。同軸ケーブル３
３ａ〜３３ｃのそれぞれの所定位置には、その先端側か
ら順に整合回路３４ａ（〜３４ｃ）、バラン３５ａ（〜
３５ｃ）、およびプリダンプ調整用ケーブル３５ａ（〜
３５ｃ）が挿入されている。
は個別に同調用のコンデンサが介挿され、この同調用コ
ンデンサの所定位置からケーブル部２２の細径の同軸ケ
ーブル３３ａ〜３３ｃ（例えば特性インピーダンス＝５
０オーム）にそれぞれ接続されている。同軸ケーブル３
３ａ〜３３ｃのそれぞれの所定位置には、その先端側か
ら順に整合回路３４ａ（〜３４ｃ）、バラン３５ａ（〜
３５ｃ）、およびプリダンプ調整用ケーブル３５ａ（〜
３５ｃ）が挿入されている。
【００２３】プリダンプ調整用ケーブル３５ａ〜３５ｃ
の出力端のそれぞれは信号処理ユニット１２に接続され
る。信号処理ユニット１２は、その入力側に位置し且つ
プリダンプ調整用ケーブル３５ａ〜３５ｃに個別に接続
されるプリアンプ３７ａ〜３７ｃと、このプリアンプ３
７ａ〜３７ｃの出力側に個別に順次、接続された検波回
路３８ａ〜３８ｃおよびＡ／Ｄ変換器３９ａ〜３９ｃ
と、このＡ／Ｄ変換器３９ａ〜３９ｃに接続されたプロ
セッサ４０とを備える。プリアンプ３７ａ〜３７ｃのそ
れぞれは、信号源インピーダンスが５０オームのときに
低雑音特性を示す低い入力インピーダンスに設定されて
いる。
の出力端のそれぞれは信号処理ユニット１２に接続され
る。信号処理ユニット１２は、その入力側に位置し且つ
プリダンプ調整用ケーブル３５ａ〜３５ｃに個別に接続
されるプリアンプ３７ａ〜３７ｃと、このプリアンプ３
７ａ〜３７ｃの出力側に個別に順次、接続された検波回
路３８ａ〜３８ｃおよびＡ／Ｄ変換器３９ａ〜３９ｃ
と、このＡ／Ｄ変換器３９ａ〜３９ｃに接続されたプロ
セッサ４０とを備える。プリアンプ３７ａ〜３７ｃのそ
れぞれは、信号源インピーダンスが５０オームのときに
低雑音特性を示す低い入力インピーダンスに設定されて
いる。
【００２４】上述した整合回路３４ａ〜３４ｃのそれぞ
れは、可変コンデンサＣ１，Ｃ２，Ｃ３と補償インダク
タＬとを備えて図３に示す如く形成されている。これに
より、ケーブル線路とＲＦコイルとの間のインピーダン
スマッチングが図られる。また、バラン３５ａ〜３５ｃ
のそれぞれは例えば図４に示すように、同軸ケーブル３
３ａ（〜３３ｃ）自体を螺旋状に巻いたコイル部と、こ
のコイル部の外部導体に接続されたコンデンサＣとによ
り形成されている。コンデンサＣの静電容量は、同軸ケ
ーブル３３ａ（〜３３ｃ）の外部導体とコンデンサＣと
がＭＲＩシステムで採用している共振周波数で共振する
値に設定されている。これにより、被検体とＲＦコイル
との間に電気的なフローティング状態がつくられ、Ｓ／
Ｎ比を向上させる。
れは、可変コンデンサＣ１，Ｃ２，Ｃ３と補償インダク
タＬとを備えて図３に示す如く形成されている。これに
より、ケーブル線路とＲＦコイルとの間のインピーダン
スマッチングが図られる。また、バラン３５ａ〜３５ｃ
のそれぞれは例えば図４に示すように、同軸ケーブル３
３ａ（〜３３ｃ）自体を螺旋状に巻いたコイル部と、こ
のコイル部の外部導体に接続されたコンデンサＣとによ
り形成されている。コンデンサＣの静電容量は、同軸ケ
ーブル３３ａ（〜３３ｃ）の外部導体とコンデンサＣと
がＭＲＩシステムで採用している共振周波数で共振する
値に設定されている。これにより、被検体とＲＦコイル
との間に電気的なフローティング状態がつくられ、Ｓ／
Ｎ比を向上させる。
【００２５】さらに、プリダンプ調整用ケーブル３５ａ
〜３５ｃのそれぞれは、ＲＦコイル同士のコイル面の直
交度がずれている場合でも、各プリアンプ３７ａ（〜３
７ｃ）と共働してＲＦコイル間の相互干渉を抑えるダン
ピング回路を形成するもので、ケーブル長さを可変して
干渉抑制状態を調節できるように設定されている。
〜３５ｃのそれぞれは、ＲＦコイル同士のコイル面の直
交度がずれている場合でも、各プリアンプ３７ａ（〜３
７ｃ）と共働してＲＦコイル間の相互干渉を抑えるダン
ピング回路を形成するもので、ケーブル長さを可変して
干渉抑制状態を調節できるように設定されている。
【００２６】なお、整合回路、バラン、ダンピング回路
は上述した以外の構成でもあってもよいことは勿論であ
る。
は上述した以外の構成でもあってもよいことは勿論であ
る。
【００２７】プロセッサ４０は、第１〜第３のＲＦコイ
ル３２ａ〜３２ｃで受信したＭＲ信号をそれぞれ独立に
増幅、検波、Ａ／Ｄ変換したデジタル信号を読み込むよ
うになっている。プロセッサ４０は例えばコンピュータ
で構成され、読み込んだデジタル信号に基づき各受信チ
ャンネル毎に独立して素画像を再構成した後、本受信処
理装置を１種のフェーズドアレイシステムとして使用す
るための基本的アルゴリズムである二乗加算平方根処理
（Sum of Squares）を実施する。この処理は、例えば、
論文"The NMR Phased Array", Roemer et al, Magnetic
Resonance inMedicine 16, 192-225(1990)" で知られ
ている。ゆえに、プロセッサ４０により、第１〜第３の
ＲＦコイル３２ａ〜３２ｃで受信したＭＲ信号それぞれ
に基づいて独立した素画像が再構成され、この複数枚の
素画像の同一画素位置のピクセル値の２乗値が演算さ
れ、相互に加算され、その平方根が演算されて、１枚の
合成画像がつくられる。
ル３２ａ〜３２ｃで受信したＭＲ信号をそれぞれ独立に
増幅、検波、Ａ／Ｄ変換したデジタル信号を読み込むよ
うになっている。プロセッサ４０は例えばコンピュータ
で構成され、読み込んだデジタル信号に基づき各受信チ
ャンネル毎に独立して素画像を再構成した後、本受信処
理装置を１種のフェーズドアレイシステムとして使用す
るための基本的アルゴリズムである二乗加算平方根処理
（Sum of Squares）を実施する。この処理は、例えば、
論文"The NMR Phased Array", Roemer et al, Magnetic
Resonance inMedicine 16, 192-225(1990)" で知られ
ている。ゆえに、プロセッサ４０により、第１〜第３の
ＲＦコイル３２ａ〜３２ｃで受信したＭＲ信号それぞれ
に基づいて独立した素画像が再構成され、この複数枚の
素画像の同一画素位置のピクセル値の２乗値が演算さ
れ、相互に加算され、その平方根が演算されて、１枚の
合成画像がつくられる。
【００２８】この受信処理装置においては、上述したケ
ーブル部２２のバルーン部寄りの一部が図１に示すよう
に固い棒体４５の内部に収められている。棒体４５のバ
ルーン部と反対側には取っ手部４６が設けてある。さら
に、バルーン部２１のバルーン母材３１はホース４７を
介して空気注入・排出用の注射器４８に気密に接続され
ている。ホース４７の途中には、流路開閉のためのコッ
ク４９が介挿されている。
ーブル部２２のバルーン部寄りの一部が図１に示すよう
に固い棒体４５の内部に収められている。棒体４５のバ
ルーン部と反対側には取っ手部４６が設けてある。さら
に、バルーン部２１のバルーン母材３１はホース４７を
介して空気注入・排出用の注射器４８に気密に接続され
ている。ホース４７の途中には、流路開閉のためのコッ
ク４９が介挿されている。
【００２９】この受信プローブ１１はそのバルーン部２
１から患者の直腸に挿入されて使用される。このＭＲＩ
システムでは、静磁場磁石のボア内に設置した例えば全
身用送信コイルから被検体に高周波磁場が与えられ、所
望スライス断面を選択励起し、ＭＲ信号を発生させる。
このＭＲ信号は、受信プローブ１１によって受信され、
その受信信号に基づいてスライス断面のＭＲ画像が、３
個のＲＦコイル３２ａ〜３２ｃを共働させたことに伴う
合成画像として形成される。
１から患者の直腸に挿入されて使用される。このＭＲＩ
システムでは、静磁場磁石のボア内に設置した例えば全
身用送信コイルから被検体に高周波磁場が与えられ、所
望スライス断面を選択励起し、ＭＲ信号を発生させる。
このＭＲ信号は、受信プローブ１１によって受信され、
その受信信号に基づいてスライス断面のＭＲ画像が、３
個のＲＦコイル３２ａ〜３２ｃを共働させたことに伴う
合成画像として形成される。
【００３０】ここで、３個のＲＦコイル３２ａ〜３２ｃ
を共働させるコイル配置および信号処理を採ることの利
点を説明するため、それらをモデル化して、その不感領
域を説明する。
を共働させるコイル配置および信号処理を採ることの利
点を説明するため、それらをモデル化して、その不感領
域を説明する。
【００３１】図２に示す各ＲＦコイルをモデル化して、
その不感領域を図示すると図５に示すようになる。同図
においても、静磁場Ｂ0 の方向とコイル座標系のＺ´軸
とを一致させた場合を示している。第１、第２、および
第３のＲＦコイル３２ａ、３２ｂ、および３２ｃのつく
る高周波磁束密度をＢ1 （１）、Ｂ1 （２）、およびＢ
1 （３）とすると、前記（１）式に基づき、それぞれの
ＲＦコイルの感度Ｓ（１）、Ｓ（２）、およびＳ（３）
は以下のように表せられる。
その不感領域を図示すると図５に示すようになる。同図
においても、静磁場Ｂ0 の方向とコイル座標系のＺ´軸
とを一致させた場合を示している。第１、第２、および
第３のＲＦコイル３２ａ、３２ｂ、および３２ｃのつく
る高周波磁束密度をＢ1 （１）、Ｂ1 （２）、およびＢ
1 （３）とすると、前記（１）式に基づき、それぞれの
ＲＦコイルの感度Ｓ（１）、Ｓ（２）、およびＳ（３）
は以下のように表せられる。
【００３２】
【数２】
【００３３】"Sum of Squares"処理は、フェーズドアレ
イシステムの基本的な画像合成アルゴリズムの一つとし
て使用される。このアルゴリズムを採用したときの合成
画像上での感度Ｓtotal は、
イシステムの基本的な画像合成アルゴリズムの一つとし
て使用される。このアルゴリズムを採用したときの合成
画像上での感度Ｓtotal は、
【数３】 で表せられる。この式から分かるように、Ｓtotal ＝０
となるには、それぞれの磁束密度をＢ1 （１）、Ｂ
1 （２）、Ｂ1 （３）、およびＢ0 全部が互いに平行と
なる必要がある。しかし、この条件は図５の場合、バル
ーン部２１の全周囲の領域において成立し得ない。換言
すれば、３個のＲＦコイル３２ａ〜３２ｃの各不感領域
が互いに重なる位置は、バルーン全周囲の空間には存在
しない。
となるには、それぞれの磁束密度をＢ1 （１）、Ｂ
1 （２）、Ｂ1 （３）、およびＢ0 全部が互いに平行と
なる必要がある。しかし、この条件は図５の場合、バル
ーン部２１の全周囲の領域において成立し得ない。換言
すれば、３個のＲＦコイル３２ａ〜３２ｃの各不感領域
が互いに重なる位置は、バルーン全周囲の空間には存在
しない。
【００３４】すなわち、３個のＲＦコイルを指向性を互
いに違えて配置して（ここでは互いに直交状態または略
直交状態の配置）、疑似的に１つの受信部と見做せる画
像形成処理を行うことによって、この受信部には不感領
域が存在しないことになる。つまり、受信部周囲のどの
空間位置であっても常に最低１つのＲＦコイルがＭＲ信
号の検出に関与しており、ＭＲ信号を受信できない空間
領域が無い。よって、この直腸用の受信プローブ１１を
画像合成アルゴリズム実施の信号処理ユニット１２に組
み合わせ、１種のフェーズドアレイシステムとして使用
することで、「疑似無指向性の直腸用ＲＦコイル」を得
ることができ、無指向性で直腸周囲の任意スライス断面
の断層像を撮影できる。
いに違えて配置して（ここでは互いに直交状態または略
直交状態の配置）、疑似的に１つの受信部と見做せる画
像形成処理を行うことによって、この受信部には不感領
域が存在しないことになる。つまり、受信部周囲のどの
空間位置であっても常に最低１つのＲＦコイルがＭＲ信
号の検出に関与しており、ＭＲ信号を受信できない空間
領域が無い。よって、この直腸用の受信プローブ１１を
画像合成アルゴリズム実施の信号処理ユニット１２に組
み合わせ、１種のフェーズドアレイシステムとして使用
することで、「疑似無指向性の直腸用ＲＦコイル」を得
ることができ、無指向性で直腸周囲の任意スライス断面
の断層像を撮影できる。
【００３５】これによって、生体内に導入した受信プロ
ーブの方向を静磁場Ｂ0 に対して自在に変えることがで
き、且つ、不感領域の無い測定領域を持つことができる
ので、直腸用ＲＦコイルとして好適に使用することがで
きる。勿論、ＭＲ内視鏡用ＲＦコイルとしても好適に使
用できる。生体の任意位置のスライス断面を撮影して
も、常に正常に（不感領域が無いという意味において正
常に）撮影することができる。このため、撮影時に患者
に無理な姿勢をとらせたり、ＲＦコイル（受信プロー
ブ）の位置、撮影時の患者の姿勢、および／または撮影
スライス断面を変えて再撮影しなければならないなど、
従来みられた撮影および操作上の不都合を回避できる。
このように、不感領域が実質的に無いことに拠って高品
質の画像が取得できることは勿論のこと、患者の負担も
少なく、オペレータの操作上の負担も減り、強いては患
者スループットも向上するという優れたメリットがあ
る。
ーブの方向を静磁場Ｂ0 に対して自在に変えることがで
き、且つ、不感領域の無い測定領域を持つことができる
ので、直腸用ＲＦコイルとして好適に使用することがで
きる。勿論、ＭＲ内視鏡用ＲＦコイルとしても好適に使
用できる。生体の任意位置のスライス断面を撮影して
も、常に正常に（不感領域が無いという意味において正
常に）撮影することができる。このため、撮影時に患者
に無理な姿勢をとらせたり、ＲＦコイル（受信プロー
ブ）の位置、撮影時の患者の姿勢、および／または撮影
スライス断面を変えて再撮影しなければならないなど、
従来みられた撮影および操作上の不都合を回避できる。
このように、不感領域が実質的に無いことに拠って高品
質の画像が取得できることは勿論のこと、患者の負担も
少なく、オペレータの操作上の負担も減り、強いては患
者スループットも向上するという優れたメリットがあ
る。
【００３６】また、本実施形態では、複数のＲＦコイル
に繋がる複数の信号処理経路に、ＲＦコイル間の磁気的
相互干渉を抑制するダンピング回路（ここでは、低入力
インピーダンスのプリアンプと長さ可変の同軸ケーブル
から成る、いわゆるプリダンプ回路）をそれぞれ挿入し
ている。このため、複数のＲＦコイルの検出面（コイル
面）の直交状態または殆ど直交していると見做せる略直
交状態が崩れている場合でも、また積極的にその直交状
態または略直交状態を止めて９０度または略９０度以外
の角度で配置した場合でも、ＲＦコイル間の磁気的相互
干渉を的確に排除し、それぞれの受信チャンネルでＳ／
Ｎ比の高いＭＲ信号を受信できる。これにより、強いて
は最終的に合成されるスライス断面のＳ／Ｎ比も高くな
り、高画質の断層像を得ることができる。
に繋がる複数の信号処理経路に、ＲＦコイル間の磁気的
相互干渉を抑制するダンピング回路（ここでは、低入力
インピーダンスのプリアンプと長さ可変の同軸ケーブル
から成る、いわゆるプリダンプ回路）をそれぞれ挿入し
ている。このため、複数のＲＦコイルの検出面（コイル
面）の直交状態または殆ど直交していると見做せる略直
交状態が崩れている場合でも、また積極的にその直交状
態または略直交状態を止めて９０度または略９０度以外
の角度で配置した場合でも、ＲＦコイル間の磁気的相互
干渉を的確に排除し、それぞれの受信チャンネルでＳ／
Ｎ比の高いＭＲ信号を受信できる。これにより、強いて
は最終的に合成されるスライス断面のＳ／Ｎ比も高くな
り、高画質の断層像を得ることができる。
【００３７】なお、この磁気的相互干渉を抑制する回路
は必ずしも上述したダンピング回路の構成に限定される
ものではない。例えば、システムのラーモア共振周波数
で共振する電気的な並列共振回路によって形成してもよ
いし、また、"Volume Ima-ging with MR Phased Array
s" Cecil E. Hayes et al., Magn. Reson. Med. 18,309
(1991) で提案されているように、入力インピーダンス
が低いプリアンプとＲＦコイル素子に挿入する短縮コン
デンサ（共振周波数を高めるコンデンサ）とを適宜に組
み合わせたダンピング回路であってもよい。
は必ずしも上述したダンピング回路の構成に限定される
ものではない。例えば、システムのラーモア共振周波数
で共振する電気的な並列共振回路によって形成してもよ
いし、また、"Volume Ima-ging with MR Phased Array
s" Cecil E. Hayes et al., Magn. Reson. Med. 18,309
(1991) で提案されているように、入力インピーダンス
が低いプリアンプとＲＦコイル素子に挿入する短縮コン
デンサ（共振周波数を高めるコンデンサ）とを適宜に組
み合わせたダンピング回路であってもよい。
【００３８】また、受信部（バルーン部２１）を成すこ
れらの複数のＲＦコイルの検出面が互いに直交状態また
は略直交状態に配置されている場合、互いに磁気的干渉
が最も小さいので、かかるダンピング回路を設けない構
成も採り得る。
れらの複数のＲＦコイルの検出面が互いに直交状態また
は略直交状態に配置されている場合、互いに磁気的干渉
が最も小さいので、かかるダンピング回路を設けない構
成も採り得る。
【００３９】また、上述した実施形態の受信処理装置の
受信プローブには複数のＲＦコイルとして３個のＲＦコ
イルを配置する構成を採用したが、本発明にしたがうＲ
Ｆコイルの数は３個に限定されるものではない。疑似的
に不感領域を排除し且つ高いＳ／Ｎ比で受信するには最
小のＲＦコイル数は原理的に３個であるが、不感領域を
少なくし且つ実用可能なＳ／Ｎ比を得るという観点から
は、２個のＲＦコイルを検出面の角度を違えて配置する
構成を採用してもよい。この一例を図６に示す（同図は
バルーンを膨らませた状態を示す）。同図の受信プロー
ブは、一方のＲＦコイル５１をＸＹ面に、もう一方のＲ
Ｆコイル５２をＹＺ面に配置したコイル構成を採用して
いる。
受信プローブには複数のＲＦコイルとして３個のＲＦコ
イルを配置する構成を採用したが、本発明にしたがうＲ
Ｆコイルの数は３個に限定されるものではない。疑似的
に不感領域を排除し且つ高いＳ／Ｎ比で受信するには最
小のＲＦコイル数は原理的に３個であるが、不感領域を
少なくし且つ実用可能なＳ／Ｎ比を得るという観点から
は、２個のＲＦコイルを検出面の角度を違えて配置する
構成を採用してもよい。この一例を図６に示す（同図は
バルーンを膨らませた状態を示す）。同図の受信プロー
ブは、一方のＲＦコイル５１をＸＹ面に、もう一方のＲ
Ｆコイル５２をＹＺ面に配置したコイル構成を採用して
いる。
【００４０】さらに、本発明の受信プローブのＲＦコイ
ル数は、場合によっては、４個以上であってもよい。
ル数は、場合によっては、４個以上であってもよい。
【００４１】さらに、本発明の受信プローブに配置する
ＲＦコイルの構造は上述した実施形態のものに限定され
ることなく、例えば図７に示すものであってもよい（同
図はバルーンを膨らませた状態を示す）。同図の受信プ
ローブは３個のＲＦコイルを使用するもので、第１のＲ
Ｆコイル５３をＸＹ面に、第２のＲＦコイル５２をＹＺ
面に、第３のＲＦコイルをＺＸ面に沿ってそれぞれ配置
したコイル構成を採用している。とくに、第１のＲＦコ
イルのバルーン膨脹時の形状は、円形ループ状ではな
く、星型と類似の多角形状を成している。これは、バル
ーン母材３１の長手方向に沿って膨脹・縮小時の複数の
ひだを設け、かかる多角形状のまま膨脹・収縮させるよ
うに形成したことに拠る。このように本発明の受信プロ
ーブの複数のＲＦコイルは、種々の配置および形状を採
ることができる。
ＲＦコイルの構造は上述した実施形態のものに限定され
ることなく、例えば図７に示すものであってもよい（同
図はバルーンを膨らませた状態を示す）。同図の受信プ
ローブは３個のＲＦコイルを使用するもので、第１のＲ
Ｆコイル５３をＸＹ面に、第２のＲＦコイル５２をＹＺ
面に、第３のＲＦコイルをＺＸ面に沿ってそれぞれ配置
したコイル構成を採用している。とくに、第１のＲＦコ
イルのバルーン膨脹時の形状は、円形ループ状ではな
く、星型と類似の多角形状を成している。これは、バル
ーン母材３１の長手方向に沿って膨脹・縮小時の複数の
ひだを設け、かかる多角形状のまま膨脹・収縮させるよ
うに形成したことに拠る。このように本発明の受信プロ
ーブの複数のＲＦコイルは、種々の配置および形状を採
ることができる。
【００４２】さらにまた、上述した実施形態のプロセッ
サでは合成画像を生成する処理として"Sum of Squares"
の処理を行うとしたが、本発明の合成画像の生成アルゴ
リズムは必ずしもこれに限定されず、この"Sum of Squa
res"を改良または発展させた種々のアルゴリズム（例え
ば、重み付け係数を変えてフィルタ処理も行うなど）を
採用してもよい。
サでは合成画像を生成する処理として"Sum of Squares"
の処理を行うとしたが、本発明の合成画像の生成アルゴ
リズムは必ずしもこれに限定されず、この"Sum of Squa
res"を改良または発展させた種々のアルゴリズム（例え
ば、重み付け係数を変えてフィルタ処理も行うなど）を
採用してもよい。
【００４３】さらに、本発明を適用して形成される受信
処理装置の受信プローブの用途は、直腸用に限定される
ものではなく、ＭＲ内視鏡として患者の各種の体腔や手
術部位にも使用できる。
処理装置の受信プローブの用途は、直腸用に限定される
ものではなく、ＭＲ内視鏡として患者の各種の体腔や手
術部位にも使用できる。
【００４４】
【発明の効果】以上説明したように、請求項１記載の発
明によれば、被検体が発生したＭＲ信号を受信する受信
部を有し且つ被検体の内部に挿入して使用される受信プ
ローブを備え、前記受信部が受信した前記ＭＲ信号を処
理して画像化するようにしたＭＲＩ用受信処理装置にお
いて、前記受信部は複数の電気的に独立したＲＦコイル
を備え、この複数のＲＦコイルは少なくとも使用状態に
おいて互いに異なる方向に感度を持つように配置して成
ることを特徴としたので、複数のＲＦコイルがそれぞれ
の不感領域をカバーし合ってＭＲ信号を受信できる。こ
の結果、受信プローブ全体としては、任意のスライス断
面に対して、あたかも不感領域を持たない、または、不
感領域が殆ど問題にならない状態で撮影でき、撮影画像
の品質を向上させるとともに、撮影の手間の増大化、繁
雑化を回避でき、撮影効率を向上させることができる。
明によれば、被検体が発生したＭＲ信号を受信する受信
部を有し且つ被検体の内部に挿入して使用される受信プ
ローブを備え、前記受信部が受信した前記ＭＲ信号を処
理して画像化するようにしたＭＲＩ用受信処理装置にお
いて、前記受信部は複数の電気的に独立したＲＦコイル
を備え、この複数のＲＦコイルは少なくとも使用状態に
おいて互いに異なる方向に感度を持つように配置して成
ることを特徴としたので、複数のＲＦコイルがそれぞれ
の不感領域をカバーし合ってＭＲ信号を受信できる。こ
の結果、受信プローブ全体としては、任意のスライス断
面に対して、あたかも不感領域を持たない、または、不
感領域が殆ど問題にならない状態で撮影でき、撮影画像
の品質を向上させるとともに、撮影の手間の増大化、繁
雑化を回避でき、撮影効率を向上させることができる。
【００４５】とくに請求項２記載の発明では、前記受信
部は被検体の内部に挿入され且つ膨脹・収縮可能なバル
ーンを備え、前記複数のＲＦコイルをこのバルーンの内
部に配置したので、バルーンによって被検体の挿入が容
易になり、受信時のＲＦコイルの位置決めもできる。
部は被検体の内部に挿入され且つ膨脹・収縮可能なバル
ーンを備え、前記複数のＲＦコイルをこのバルーンの内
部に配置したので、バルーンによって被検体の挿入が容
易になり、受信時のＲＦコイルの位置決めもできる。
【００４６】とくに、請求項３記載の発明では、前記複
数のＲＦコイルは、互いに直交または略直交する３軸方
向に検知感度を有する３個のＲＦコイルから成るので、
ＲＦコイル間の磁気的相互干渉の少なく、かつ、スライ
ス断面を任意のどの位置に設定しても、受信プローブ全
体としては不感領域を持たない無指向性のプローブを提
供できる。
数のＲＦコイルは、互いに直交または略直交する３軸方
向に検知感度を有する３個のＲＦコイルから成るので、
ＲＦコイル間の磁気的相互干渉の少なく、かつ、スライ
ス断面を任意のどの位置に設定しても、受信プローブ全
体としては不感領域を持たない無指向性のプローブを提
供できる。
【００４７】とくに、請求項４記載の発明によれば、前
記３個のＲＦコイルのそれぞれはループ状コイルである
ので、コイル形状が簡素で、かつ、配置も容易である。
記３個のＲＦコイルのそれぞれはループ状コイルである
ので、コイル形状が簡素で、かつ、配置も容易である。
【００４８】とくに、請求項５記載の発明によれば、前
記複数のＲＦコイルに接続され且つこの複数のＲＦコイ
ルの受信信号を処理してＭＲ画像を生成する画像生成手
段を備えたので、複数のＲＦコイルによる複数の受信チ
ャンネルの受信信号に基づいて任意断面のＭＲ画像を得
ることができる。
記複数のＲＦコイルに接続され且つこの複数のＲＦコイ
ルの受信信号を処理してＭＲ画像を生成する画像生成手
段を備えたので、複数のＲＦコイルによる複数の受信チ
ャンネルの受信信号に基づいて任意断面のＭＲ画像を得
ることができる。
【００４９】とくに、請求項６記載の発明によれば、前
記画像生成手段は、前記複数のＲＦコイルからの受信信
号に基づき受信信号毎にスライス断面の素画像を再構成
する再構成手段と、この複数枚の素画像から合成画像を
生成する合成手段とを備えるので、任意断面のＭＲ画像
（合成画像）を好適に得ることができ、各ＲＦコイル不
感領域の影響を受けない断層像を得ることができる。
記画像生成手段は、前記複数のＲＦコイルからの受信信
号に基づき受信信号毎にスライス断面の素画像を再構成
する再構成手段と、この複数枚の素画像から合成画像を
生成する合成手段とを備えるので、任意断面のＭＲ画像
（合成画像）を好適に得ることができ、各ＲＦコイル不
感領域の影響を受けない断層像を得ることができる。
【００５０】とくに、請求項７記載の発明によれば、前
記合成手段は、前記複数枚の素画像それぞれに同一画素
値を２乗して相互に加算し平方根をとる演算処理を実施
することで前記合成画像を生成する手段であるので、Ｓ
／Ｎ比の良い合成画像を容易に得ることができる。
記合成手段は、前記複数枚の素画像それぞれに同一画素
値を２乗して相互に加算し平方根をとる演算処理を実施
することで前記合成画像を生成する手段であるので、Ｓ
／Ｎ比の良い合成画像を容易に得ることができる。
【００５１】とくに、請求項８記載の発明によれば、前
記再構成手段は、前記複数のＲＦコイル間の磁気的相互
干渉を抑制する抑制手段を前記受信信号毎に個別に介挿
しているので、複数のＲＦコイルの各検出感度が互いに
直交または略直交の状態からずれている場合でも、相互
の磁気的干渉を抑えて、Ｓ／Ｎ比の高い状態でＭＲ信号
を受信できる。
記再構成手段は、前記複数のＲＦコイル間の磁気的相互
干渉を抑制する抑制手段を前記受信信号毎に個別に介挿
しているので、複数のＲＦコイルの各検出感度が互いに
直交または略直交の状態からずれている場合でも、相互
の磁気的干渉を抑えて、Ｓ／Ｎ比の高い状態でＭＲ信号
を受信できる。
【００５２】とくに、請求項９記載の発明によれば、前
記複数のＲＦコイルは、前記バルンを前記被検体の内部
で膨脹させたときに前記複数のＲＦコイルが互いに直交
状態または略直交状態の配置をとるように前記バルンの
内部に収納されているので、ＲＦコイル間の磁気的干渉
の最も低い状態が得られ、Ｓ／Ｎ比の高い状態でＭＲ信
号を受信できる。
記複数のＲＦコイルは、前記バルンを前記被検体の内部
で膨脹させたときに前記複数のＲＦコイルが互いに直交
状態または略直交状態の配置をとるように前記バルンの
内部に収納されているので、ＲＦコイル間の磁気的干渉
の最も低い状態が得られ、Ｓ／Ｎ比の高い状態でＭＲ信
号を受信できる。
【００５３】一方、請求項１０記載の発明に係るＭＲ信
号の受信処理方法は、被検体の内部に互いに異なる方向
に感度を持つように配置した複数のＲＦコイルを持つ受
信プローブを挿入し、前記被検体が発生したＭＲ信号を
前記複数のＲＦコイルで受信し、この複数のＲＦコイル
それぞれの受信信号に基づき前記被検体のスライス断面
のＭＲ画像を生成することを特徴としたので、受信プロ
ーブ全体としては、任意のスライス断面に対して、あた
かも不感領域を持たない、または、不感領域が殆ど問題
にならない状態で撮影でき、撮影画像の品質を向上させ
るとともに、撮影の手間の増大化、繁雑化を回避でき、
撮影効率を向上させることができる。
号の受信処理方法は、被検体の内部に互いに異なる方向
に感度を持つように配置した複数のＲＦコイルを持つ受
信プローブを挿入し、前記被検体が発生したＭＲ信号を
前記複数のＲＦコイルで受信し、この複数のＲＦコイル
それぞれの受信信号に基づき前記被検体のスライス断面
のＭＲ画像を生成することを特徴としたので、受信プロ
ーブ全体としては、任意のスライス断面に対して、あた
かも不感領域を持たない、または、不感領域が殆ど問題
にならない状態で撮影でき、撮影画像の品質を向上させ
るとともに、撮影の手間の増大化、繁雑化を回避でき、
撮影効率を向上させることができる。
【図１】本発明の１つの実施形態に係るＭＲＩ用受信処
理装置の概略構成を示す図。
理装置の概略構成を示す図。
【図２】受信処理装置の電気的構成例を示すブロック
図。
図。
【図３】整合回路の一例を示す回路図。
【図４】バランの一例を示す回路図。
【図５】この実施形態における３個のＲＦコイルそれぞ
れの不感領域と３個のＲＦコイル全体としての受信領域
とを説明する図。
れの不感領域と３個のＲＦコイル全体としての受信領域
とを説明する図。
【図６】その他の受信プローブのコイル構成を説明する
図。
図。
【図７】その他の受信プローブのコイル構成を説明する
図。
図。
【図８】従来のＭＲＩ用受信処理装置の一例を示すブロ
ック図。
ック図。
【図９】この従来装置のＲＦコイルの不感領域の存在を
説明する図。
説明する図。
【図１０】従来のＲＦコイルの別配置に係る不感領域の
存在を説明する図。
存在を説明する図。
１１ 受信プローブ １２ 信号処理ユニット ２１ バルーン部 ２２ ケーブル部 ３１ バルーン母材 ３２ａ〜３２ｃ，５１〜５５ ＲＦコイル ３３ａ〜３３ｃ 同軸ケーブル ３４ａ〜３４ｃ 整合回路 ３５ａ〜３５ｃ バラン ３６ａ〜３６ｃ ダンピング調整用ケーブル ３７ａ〜３７ｃ プリアンプ ４０ プロセッサ
Claims (10)
- 【請求項１】 被検体が発生したＭＲ信号を受信する受
信部を有し且つ被検体の内部に挿入して使用される受信
プローブを備え、前記受信部が受信した前記ＭＲ信号を
処理して画像化するようにしたＭＲＩ用受信処理装置に
おいて、 前記受信部は複数の電気的に独立したＲＦコイルを備
え、この複数のＲＦコイルは少なくとも使用状態におい
て互いに異なる方向に感度を持つように配置して成るこ
とを特徴とするＭＲＩ用受信処理装置。 - 【請求項２】 前記受信部は被検体の内部に挿入され且
つ膨脹・収縮可能なバルーンを備え、前記複数のＲＦコ
イルをこのバルーンの内部に配置した請求項１記載のＭ
ＲＩ用受信処理装置。 - 【請求項３】 前記複数のＲＦコイルは、互いに直交ま
たは略直交する３軸方向に検知感度を有する３個のＲＦ
コイルから成る請求項１記載のＭＲＩ用受信処理装置。 - 【請求項４】 前記３個のＲＦコイルのそれぞれはルー
プ状コイルである請求項３記載のＭＲＩ用受信処理装
置。 - 【請求項５】 前記複数のＲＦコイルに接続され且つこ
の複数のＲＦコイルの受信信号を処理してＭＲ画像を生
成する画像生成手段を備えた請求項１に記載のＭＲＩ用
受信処理装置。 - 【請求項６】 前記画像生成手段は、前記複数のＲＦコ
イルからの受信信号に基づき受信信号毎にスライス断面
の素画像を再構成する再構成手段と、この複数枚の素画
像から合成画像を生成する合成手段とを備える請求項５
記載のＭＲＩ用受信処理装置。 - 【請求項７】 前記合成手段は、前記複数枚の素画像そ
れぞれに同一画素値を２乗して相互に加算し平方根をと
る演算処理を実施することで前記合成画像を生成する手
段である請求項６記載のＭＲＩ用受信処理装置。 - 【請求項８】 前記再構成手段は、前記複数のＲＦコイ
ル間の磁気的相互干渉を抑制する抑制手段を前記受信信
号毎に個別に介挿している請求項６記載のＭＲＩ用受信
処理装置。 - 【請求項９】 前記複数のＲＦコイルは、前記バルンを
前記被検体の内部で膨脹させたときに前記複数のＲＦコ
イルが互いに直交状態または略直交状態の配置をとるよ
うに前記バルンの内部に収納されている請求項２記載の
ＭＲＩ用受信処理装置。 - 【請求項１０】 被検体の内部に互いに異なる方向に感
度を持つように配置した複数のＲＦコイルを持つ受信プ
ローブを挿入し、前記被検体が発生したＭＲ信号を前記
複数のＲＦコイルで受信し、この複数のＲＦコイルそれ
ぞれの受信信号に基づき前記被検体のスライス断面のＭ
Ｒ画像を生成することを特徴としたＭＲ信号の受信処理
方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9129859A JPH10314138A (ja) | 1997-05-20 | 1997-05-20 | Ｍｒｉ用受信処理装置およびｍｒ信号の受信処理方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9129859A JPH10314138A (ja) | 1997-05-20 | 1997-05-20 | Ｍｒｉ用受信処理装置およびｍｒ信号の受信処理方法 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10314138A true JPH10314138A (ja) | 1998-12-02 |
Family
ID=15020044
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP9129859A Pending JPH10314138A (ja) | 1997-05-20 | 1997-05-20 | Ｍｒｉ用受信処理装置およびｍｒ信号の受信処理方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH10314138A (ja) |
Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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-
1997
- 1997-05-20 JP JP9129859A patent/JPH10314138A/ja active Pending
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| CN111035388B (zh) * | 2019-12-31 | 2022-06-21 | 深圳市金石医疗科技有限公司 | 一种磁共振宫颈线圈 |
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