WO2006114923A1 - 磁気共鳴を用いた検査装置および核磁気共鳴信号受信用コイル - Google Patents

磁気共鳴を用いた検査装置および核磁気共鳴信号受信用コイル Download PDF

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Hisaaki Ochi
Yo Taniguchi
Hiroyuki Takeuchi
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Hitachi, Ltd.
Hitachi Medical Corporation
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    • G01R33/5611—Parallel magnetic resonance imaging, e.g. sensitivity encoding [SENSE], simultaneous acquisition of spatial harmonics [SMASH], unaliasing by Fourier encoding of the overlaps using the temporal dimension [UNFOLD], k-t-broad-use linear acquisition speed-up technique [k-t-BLAST], k-t-SENSE

Definitions

  • the present invention relates to an inspection apparatus using magnetic resonance (hereinafter referred to as an MRI apparatus), and more particularly to a receiving RF coil for detecting a nuclear magnetic resonance signal.
  • an MRI apparatus an inspection apparatus using magnetic resonance
  • a receiving RF coil for detecting a nuclear magnetic resonance signal
  • An MRI apparatus obtains and signals a signal from an examination object (subject) placed in a uniform magnetic field by nuclear magnetic resonance, and the imaging field is a uniform magnetic field generated by a static magnetic field magnet. Limited to air.
  • a method of imaging while moving a table on which a subject is placed has been developed, and for example, it has become possible to image a wide field of view such as the whole body of the subject.
  • the measurement time is set within the time that can be tolerated by the subject, and therefore it is desirable to shorten the imaging time.
  • Imaging is performed with phase encoding that is spaced more than normal phase encoding using a receiving coil that also has a plurality of subcoil forces, and aliasing that occurs in the image is detected.
  • a technology that removes information using sensitivity distribution information of a plurality of receiving coils referred to as parallel imaging, etc., here called imaging time reduction technology
  • imaging time reduction technology A technology that removes information using sensitivity distribution information of a plurality of receiving coils.
  • Non-patent Document 1 Since this imaging method can reduce the number of phase encoding steps compared to normal imaging, the overall imaging time is shortened.
  • Non-Patent Document 2 describes a method using a low input impedance amplifier for signal detection. However, if the coil size is large relative to the distance between the two coils, magnetic coupling cannot be suppressed by this method alone. [0005] Further, in the imaging time reduction technology, it is necessary to make the geometrical arrangement of a plurality of subcoils appropriate.
  • the geometrical arrangement of multiple receiving coils is such that the combined sensitivity distribution of the receiving coils covers the imaging area and is different from each other as much as possible.
  • G-factor There is a standard called G-factor.
  • the first G factor can be obtained by the following equation (Non-patent Document 3).
  • S is the sensitivity at the overlapping position when the number of coils is nc and the number of coils is nc. It is a matrix (np X nc), and the superscript H represents a transposed complex conjugate.
  • ⁇ is a noise matrix (nc X nc) of the receiving coil.
  • the first G factor represents the degree to which overlapping pixels can be separated by folding in the used coil configuration, and is a numerical value of 1 or more.
  • the electromagnetic coupling of the subcoil and the improvement of the G factor are important issues.
  • the imaging time shortening technology has been developed mainly on a high magnetic field horizontal magnetic field machine, and various types of receivers corresponding to the horizontal magnetic field machine have been proposed even if the configuration of the receiving coil is used.
  • the MRI device detects an RF magnetic field in a direction orthogonal to the static magnetic field direction (z direction). Normally, with a horizontal magnetic field machine, the static magnetic field direction matches the body axis direction of the subject.
  • surface coils 26-1 to 26-10 as shown in FIGS. 26 (A) to (C) are used.
  • (A) there are sub-coils with different sensitivity distributions in the X and y directions.
  • the aliasing of the image can be separated by selecting the MR image phase encoding direction in the X or y direction.
  • FIG. 27 As a receiving coil for a horizontal magnetic field machine, a combination of different types of coils as shown in Fig. 27 has been proposed (Patent Document 1).
  • coils 27-1 and 2 7-3 is electromagnetically coupled by placing it symmetrically with respect to the z axis! /.
  • the direction of the magnetic field created by coil 27-2 is the y direction, and the direction of the magnetic field created by the area where coils 27-1 and 27-3 overlap coil 27-2 is mainly the X direction.
  • the bond is weak.
  • the direction of the static magnetic field is the vertical direction
  • the subject is usually placed in the direction in which the body axis direction is orthogonal to the direction of the static magnetic field.
  • the solenoid coil arranged on the outer periphery of the subject has high sensitivity even in the deep part of the subject.
  • the vertical magnetic field type MRI that can use the solenoid coil generally has a higher sensitivity in the depth of the subject than the horizontal magnetic field type MRI.
  • Patent Document 2 As a receiving coil for a vertical magnetic field machine, in Patent Document 2, as shown in FIG.
  • Non-Patent Document 1 a plurality of solenoid coils 28-1, 28-2, 28-3 and a surface coil 2 arranged on the outer periphery of a subject.
  • a combination of 9-1 and 29-2 is disclosed, and by using this receiving coil, the imaging time shortening technique described in Non-Patent Document 1 is applied to the region near the heart that is deep in the subject. High-sensitivity and high-speed imaging is disclosed.
  • this receiving coil is effective in a local region such as a region near the heart, it is difficult to apply it to wide-field imaging involving table movement as described above.
  • Non-patent literature 1 JBRa, CYRim: 'Fast Imaging Usingbubencoding Data Sets from Multiple Detectors ", Magnetic Resonance in Medicine, vol.30, pp.142-145 (1993)
  • Non-patent literature 2 PB Roemer, WA Edelstein, CE Hayes, SP Souza, and OM Mueller ,: he NMR Phased Array ", Magnetic Resonance in Medicine, vol.16, pp.1 92-225 (1990)
  • Non-Patent Document 3 Klaas P. Pruessmann, Markus Weiger, Markus B. Scheidegger, and Peter Boesiger: 'SENSE: Sensitivity Encoding for Fast MRI ", Magnetic Resonance in
  • Patent Document 1 US Patent Publication No. 20040196042
  • Patent Document 2 Japanese Patent Laid-Open No. 2002-153440
  • the present invention is suitable for imaging time reduction technology and wide-field imaging to which the imaging time reduction technique is applied, and a vertical magnetic field receiving coil in which the G factor is reduced in the entire imaging section regardless of which phase encoding direction is selected.
  • the MRI apparatus of the present invention includes a means for generating a static magnetic field in a vertical direction, a means for generating an excitation RF pulse to be applied to an inspection object placed in the static magnetic field, A means for generating a gradient magnetic field superimposed on a static magnetic field; and a receiving coil configured to include a plurality of subcoils and detecting a nuclear magnetic resonance signal generated from the inspection object, wherein the plurality of subcoils are arranged in the direction of the static magnetic field.
  • a first coil that is arranged in a plane including parallel axes and that forms a current loop on the outer periphery of the inspection object, and a first coil that forms an even current loop on a plane that intersects the current loop plane of the first coil. 2 and a third coil that forms an odd number of current loops in a plane substantially parallel to the current loop surface of the second coil,
  • the arrangement direction of the current loop formed by the second coil is equal to the arrangement direction of the current loop formed by the third coil, and in the arrangement direction of the current loop,
  • the position where the sensitivity of the second coil is minimized and the position where the sensitivity of the third coil is maximized are arranged so as to substantially coincide with each other.
  • the MRI apparatus of the present invention includes a plurality of subcoil forces that constitute the receiving coil, a first loop that is arranged in a plane including an axis parallel to the static magnetic field direction and forms a current loop on an outer periphery of the inspection object.
  • a coil, a second coil forming an even current loop on a surface intersecting the current loop surface of the first coil, and an odd current loop on a surface substantially parallel to the current loop surface of the second coil.
  • the second coil and the third coil are arranged so that the current loops are arranged in substantially the same direction and the centers of the current loops are alternately arranged in the arrangement direction. It is characterized by.
  • a plurality of the current loops may be arranged in a direction crossing the arrangement direction of the current loops.
  • At least one of the second coil and the third coil can be configured to be disposed on two substantially parallel surfaces across the inspection object.
  • the pair of subcoils arranged on substantially parallel surfaces with the object to be inspected are positioned so that the current loops are different from each other along the axis that is orthogonal to the current loop surface. Placed in.
  • the second coil and the third coil are arranged such that their current loops are displaced from each other in a direction perpendicular to the arrangement direction of the current loops. Yes.
  • the second coil has, for example, two current loops
  • the third coil has, for example, three current loops.
  • the receiving coil has a fourth coil that forms a current loop on each of a plurality of surfaces parallel to the current loop surface of the first coil as a subcoil. You may do it.
  • a plurality of first coils may be arranged in a direction perpendicular to the current loop surface.
  • the receiving coil has means for electromagnetically separating each of the plurality of first coils.
  • the coil for receiving a nuclear magnetic resonance signal of the present invention is a first coil that is arranged in a plane including an axis parallel to the direction of the static magnetic field applied by an external force and forms a current loop on the outer periphery of the inspection object. Form an even-numbered current loop on the surface that intersects the current loop surface of the first coil and the second coil, and form an odd-numbered current loop on a surface that is substantially parallel to the current loop surface of the second coil. And a third coil formed.
  • the arrangement direction of the current loop formed by the second coil is equal to the arrangement direction of the current loop formed by the third coil, and the arrangement direction of the current loop is The position where the sensitivity of the second coil is minimized and the position where the sensitivity of the third coil is maximized are arranged so as to substantially coincide.
  • the second coil and the third coil are arranged so that the arrangement directions of the current loops are substantially the same and the centers of the current loops are alternately arranged in the arrangement direction.
  • the reception coil consisting of three types of sub-coil switches in which the electromagnetic coupling with each other is suppressed and appropriately arranged is provided, so that when the imaging time reduction technology is adopted, S / N An image with no deterioration can be obtained.
  • the imaging time reduction technology is adopted, S / N An image with no deterioration can be obtained.
  • all x, y, and z directions can be selected as the phase encoding direction, increasing the degree of freedom of imaging.
  • it can be applied to wide-field imaging with table movement. As a result, the imaging time can be greatly reduced compared to wide-field imaging involving table movement.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of a vertical magnetic field MRI apparatus to which the present invention is applied.
  • FIG. 29 is a diagram showing the appearance.
  • This MRI apparatus includes a magnet 101 that generates a static magnetic field in the vertical direction (hereinafter, the direction of the static magnetic field is described as the z direction), a gradient magnetic field coil 102 that generates a gradient magnetic field, and an inspection target (subject 103, for example, an irradiation coil 107 that generates an RF pulse to be applied to the human body, a reception coil 116 that receives a nuclear magnetic resonance (NMR) signal generated from the subject 103, a sequencer 104 that controls imaging, and a reception Tables for carrying in the static magnetic field generated by the magnet 101 by the computer 109 and the subject 103 that perform signal processing on the NMR signals received by the coil 116 and perform various operations necessary for image reconstruction (Figs. 29 and 120)
  • the subject 103 is carried into the static magnetic field space while being placed on the table
  • the magnet 101 a known magnet device such as a permanent magnet, a normal conducting magnet, or a superconducting magnet is employed.
  • the gradient coil 102 gives a magnetic field gradient to the static magnetic field generated by the magnet 101.
  • Three gradient magnetic field coil forces generate a gradient magnetic field in three orthogonal directions (for example, x, y, and z directions).
  • a gradient magnetic field in a desired direction is generated by driving a gradient magnetic field power source 10 5 in three axis directions under the control of the sequencer 104.
  • the gradient magnetic field By applying the gradient magnetic field, the imaging section of the subject can be determined, and position information can be added to the NMR signal.
  • shim coils are arranged as necessary to increase the uniformity of the static magnetic field.
  • the gradient magnetic field coil may also serve as a part of the shim coil.
  • the irradiation coil 107 is connected to the RF pulse generator 106 via the RF power amplifier 115.
  • the RF pulse output from the RF pulse generator 106 in response to a command from the sequencer 104 is amplified by the RF power amplifier 115 and applied to the subject 103 through the irradiation coil 107.
  • the receiving coil 116 receives NMR generated from the subject 103 by irradiating the RF pulse.
  • the receiving coil 116 is composed of a plurality of subcoils 116-1 to 116-n, and is connected to a receiver 108 having circuits for A / D conversion and detection, respectively. Yes.
  • a plurality of subcoils are connected to one receiver 108 via a switch, and a signal from one subcoil is selectively input to the receiver 108 by switching the switch.
  • a center frequency (magnetic resonance frequency) as a reference of detection in the receiver is set by the sequencer 104.
  • the signal received by the receiving coil 106 and detected by the receiver 108 is sent to the computer 109, where it is resampled and then subjected to signal processing such as image reconstruction.
  • the result is shown on display 110. Further, the resulting image, measurement conditions, and the like are stored in the storage medium 111 as necessary.
  • the sequencer 104 performs control so that each device operates at the programmed timing and intensity.
  • This program especially RF pulse printing power! ].
  • the application of the gradient magnetic field, the timing of receiving the nuclear magnetic resonance signal, and the intensity of the RF pulse and gradient magnetic field are referred to as an imaging sequence.
  • the MRI apparatus of the present invention as a receiving coil, at least three types of subcoils including a solenoid coil disposed on the outer periphery of the subject and two types of surface coils disposed on the outer peripheral surface of the subject are assembled. Use a combination. Since the static magnetic field generated by the MRI apparatus of the present invention is in the vertical direction, the three types of subcoils are configured to generate or detect a magnetic field in a direction orthogonal to the static magnetic field direction, and whether there is a magnetic coupling between them. The geometric arrangement is such that it can be removed by a known decoupling means and a good G factor can be obtained in any of the x, y, and z directions.
  • FIG. Illustrated The receiving coil includes a first coil 3-1 that forms a current loop on a plane including the z-axis, and a second coil that forms two current loops on a plane that intersects the current loop plane of the first coil.
  • 5 -1 and 5-2 and the second coil 5-1 and 5-2 are arranged at a position almost overlapping with the z-axis direction, and three current loops are intersected with the current loop surface of the first coil.
  • the third coil 7-1 and 7-2 are formed.
  • the figure shows only one block consisting of one first coil 3-1, one set of second coils, and one set of third coils. A combination of these blocks in the body axis direction of the subject is used as a receiving coil.
  • the first coil 3-1 is a solenoid coil composed of a set of loop coils, and the current loop formed by each loop coil has an axis in the z direction.
  • the two loop coils are arranged on the plane (xz plane) including the outer periphery of the subject 103 with an interval in the body axis direction (y direction) of the subject.
  • the direction of the magnetic field created by solenoid 3-1 (the direction of the magnetic field detected by the solenoid coil) is the y direction.
  • the solenoid coil 3-1 is used by dividing the coil conductor with a capacitor at multiple locations and matching the resonance frequency of the coil with the nuclear magnetic resonance frequency.
  • the first coil 3-1 may be a one-turn solenoid coil 3-2 as shown in FIG. 4 in addition to the coil as shown in FIG.
  • the second coils 5-1 and 5-2 are butterfly coils having two current loops, and the two current loops are the first coil 3 -1 crosses the current loop plane (xz plane) and is arranged in a direction perpendicular to the z direction (here, the lateral direction of the subject: the X direction).
  • the direction of the magnetic field generated by the second coils 5-1 and 5-2 is the X direction or the z direction, and is orthogonal to the direction of the magnetic field generated by the first coil 3-1 (y direction).
  • the electromagnetic coupling between the two is weak.
  • the two butterfly coils are arranged so as to face each other with the subject 103 interposed therebetween. is doing.
  • the two coils facing each other in this manner generally have electromagnetic coupling.
  • a low input impedance amplifier is used for signal detection to suppress magnetic coupling. is doing. If the distance between butterfly coils 5-1 and 5-2 is shorter than the two current loop dimensions of butterfly coils 5-1 and 5-2, the above method can be used. Magnetic coupling cannot be sufficiently suppressed. Therefore, another means of suppression is required. The suppression of magnetic coupling in the upper and lower coils will be described in detail later.
  • the third coils 7-1 and 7-2 are coils having three current loops as shown in FIG. 3 (C), and the three current loops are the two currents of the second coil. Similar to the loop, it intersects the current loop plane (xz plane) of the first coil 3-1 and is arranged in the X direction. Therefore, the third coil also has weak electromagnetic coupling with the first coil.
  • the third coils 7-1 and 7-2 may be either one, but in the present embodiment, the two coils are arranged so as to face each other with the subject 103 interposed therebetween, and a known technique is used. Thus, for example, magnetic coupling is suppressed by using a low input impedance amplifier for signal detection.
  • the third coil 7-1 (7-2) has two resonance modes 4-1 and 4-2.
  • (B) and (C) are diagrams showing the current distribution in each resonance mode by the thickness of the arrows.
  • resonance mode 4-2 with the lower resonance frequency shown in (B)
  • the center conductor is shown.
  • a current loop is not formed in the loop.
  • resonance mode 4-1 which has the higher resonance frequency shown in (C)
  • the conductor path connecting sections 4-3-4, 4-3-1, 4-3-2, and 4-3-3, Section 4-3 -1 and Section 4-3-2 and Section 4-3-6 and Section 4-3-5 Conductor path and Section 4-3-5 and Section 4-3-8 and Section 4-3 -Conductor paths connecting 7 and 4-3-6 are formed as the first to third current loops.
  • this resonance frequency is used in the higher resonance mode 4-1.
  • a capacitor (not shown) inserted in the third coil 7-1 (7-2) according to the resonance frequency, the coil 7-1 (7-2) is adjusted to the resonance mode 4-1 Can be operated.
  • the arrangement of the second coils 5-1 and 5-2 forming the two current loops and the third coils 7-1 and 7-2 forming the three current loops will be described.
  • the sensitivity distribution in the arrangement direction of the current loops is the highest near the coil conductor. Therefore, in the sensitivity distribution of the second coil 5-1, which forms two current loops, there are three high sensitivity parts and a low sensitivity part between them, as shown in Fig. 6 (A).
  • the sensitivity distribution of the third coil 7-1 that forms the current loop there are four high-sensitivity parts and a low-sensitivity part between them, as shown in Figure B.
  • two types of coils having such sensitivity distribution are arranged so that one maximum sensitivity portion and the other minimum sensitivity portion substantially overlap each other.
  • Fig. 7 shows the combined sensitivity distribution of these two types of coils. In the synthesized sensitivity, it can be seen that there is no region where the sensitivity is zero in the range where the subject exists.
  • the two areas where the sensitivity of the third coil is maximized are the two areas where the sensitivity of the second coil is minimized 2 A force that is difficult to completely match with the region of the point. It is preferable to match within the length of 20% of the width of the second coil in the X direction. Even if there is a deviation of about 20% of the width of the second coil in the X direction due to mounting restrictions, an improvement in the G factor can be expected.
  • the third coil in the present embodiment is not limited as long as it can form three adjacent current loops.
  • coils 8-1 and 8-2 that have a twisted shape of a loop coil of one turn at two locations.
  • Fig. 8 (A) is a perspective view showing the relationship between the coils 8-1 and 8-2 and the subject 103
  • Fig. 8 (B) is a view of the coil 8-1 as seen from the z- axis positive direction, and the X direction. It is a figure which shows sensitivity distribution.
  • This coil 8-1 includes sections 8-3-3 and 8-3-4 and 8-3-5 and 8-3-6 and 8-1-3-1 and 8-3-
  • the first current loop is formed by the conductor path connecting 2 and Sections 8-3-9, 8-3-10, 8-3-11, 8-3-12, and 8-3-13
  • the second current loop is formed by the conductor path connecting the section 8- 3--14 and the section 8- 3--7 and the section 8- 3--8, and the sections 8- 3--20 and 8- 3-
  • the third current loop is formed by the conductor path connecting 15 and 8-3- 16 and 8-3-17 and 8-3-18 and 8-3-19. Unlike coil 7-1, this coil 8-1 has only one resonance mode.
  • the sensitivity distribution it can be seen that there are conductors connecting sections 8-3-7, 8-3-8, sections 8-3-9, and sections 8-3-4, and sections 8-3-1 and 8-8. Near the conductor connecting -3-2 and 8-3-9 and 8-3-10, and 8-3-11, 8-3-12, 8-3-20 and 8-3 Sensitivity is maximum near the conductor connecting -15 and near the conductor connecting Sections 8-3-18, 8-3-19, 8-3-13, and Section 8-3-14.
  • the receiving coil detects an RF magnetic field in a direction perpendicular to the static magnetic field direction (z direction), so coil 8-1 is a coil similar to the horizontal magnetic field coil shown in FIG. Ah
  • the sensitivity distribution is different from the sensitivity distribution of the horizontal magnetic field coil.
  • the coil 8-1 is also arranged so that the portion where the sensitivity distribution is the maximum and the portion where the sensitivity distribution of the second coil is the least overlap.
  • a receiving coil in which the magnetic coupling is suppressed is formed.
  • FIGS. 9A and 9B are views showing a state in which the second coils 5-1, 5-2, 5-3, and 5-4 ⁇ y are arranged in the direction, respectively.
  • (A) two coils 5-1 and 5-3 and coils 5-2 and 5-4 arranged above and below the subject 103 are appropriately placed in the y direction (for example, about 10% in area).
  • B is overlapped to remove magnetic coupling. It is also possible to remove the magnetic coupling by separating the distances in the y direction of coils 5-1 and 5-3 and coils 5-2 and 5-4, as shown in (1). In this case, magnetic coupling is suppressed by increasing the distance between the coils and using a low-impedance impedance amplifier for signal detection.
  • the area of the current loop can be reduced as compared with the case where the coils are overlapped, so if the distance between the upper and lower coils is the same, The electromagnetic coupling between the upper and lower coils is reduced, and the effect of suppressing magnetic coupling using an amplifier with low input impedance is increased.
  • FIG. 10 is a diagram illustrating a state where the third coils 7-1 and 7-2 and 7-3 and 7-4 are arranged in the y direction. Even in the third coil, magnetic coupling between adjacent coils can be suppressed by appropriately overlapping the coils adjacent in the y direction. Although not shown in the figure, similarly to the case of the second coil, it is also possible to suppress the magnetic coupling by increasing the distance between adjacent coils.
  • the second coil and the third coil are forces that can be continuously arranged in the y direction.
  • the solenoid coil 3-1 or 3-2 that is the first coil is arranged in the y direction.
  • Electromagnetic cup Even with a decoupling method that uses a low-impedance amplifier for an output with a very large ring, magnetic coupling cannot be sufficiently suppressed.
  • the imaging area is generally divided into a plurality of measurement blocks in the body axis direction of the subject (in the y direction for vertical magnetic field MRI). Therefore, in this embodiment, one solenoid coil is set to exist in one measurement block, and the solenoid coil (not used for imaging) that is not included in the measurement block being imaged does not operate. Do this.
  • FIG. 11 shows a configuration for selectively operating a plurality of solenoid coils 3-1, 3-2, and 3-3 arranged in the y direction.
  • Each solenoid coil 3-1 to 3-3 has an inductance 11-2 inserted in parallel with a capacitor 11-1 connected in series with a part of it as shown in FIG. Yes.
  • the inductance is set to a value having a resonance peak at the nuclear magnetic resonance frequency, and a resonance circuit is formed by the inductance 11-2 and the capacitor 11-1.
  • a diode 11-3 that is turned on / off by a control signal from the sequencer 104 is inserted in the resonance circuit.
  • the plurality of solenoid coils are connected to one receiver 11-5 via the switch 11-4.
  • coil 3-3 operates as a solenoid coil, and coils 3-1 and 3-2 do not operate as RF coils. Also, with such a configuration, a plurality of first coil force signals can be processed by one receiver (receiver for the first coil) 11-5.
  • the receiving coil according to the present embodiment is arranged such that there is no magnetic coupling between different types of coils and between the same type of coils, or is minimized, so that normal imaging is performed.
  • the number of! / ⁇ phase encodes is measured at a wider interval than the normal phase encode step.
  • the signal detected by each subcoil of the receiving coil is sampled by the receivers 108-1 to 108-n connected to each subcoil, reconstructed into image data, synthesized, and then synthesized. An image of the area covered by is formed. Alternatively, the image data is reconstructed after being synthesized before being reconstructed.
  • the aliasing generated in the image is removed using the sensitivity distribution information of each receiving coil. Note that the aliasing removal calculation in the imaging time reduction technique is described in Non-Patent Document 1, for example.
  • the noise level in this loopback operation has a problem with the G factor that depends on the geometric arrangement of the subcoils that constitute the receiving coil, but in this embodiment, the overlap of sensitivity distributions of the three types of coils is minimized.
  • the G factor can be reduced (for example, 2 or less) by removing the electromagnetic coupling, and a high-quality MR image with a low SNR can be obtained.
  • the sensitivity in each of the forces x , y , and z in which the G factor in the phase encoding direction is important is V. Since it has a configuration in which sub-coils with different distributions are arranged, it is possible to reduce the imaging time regardless of which direction is selected as the phase encoding direction.
  • FIG. 12 and FIG. 13 (A) are diagrams showing a second embodiment of the receiving coil. In the figure, only the second and third coils are shown, and the first coil is omitted. A current loop is formed on the surface including the axis in the z direction as the first coil, and the outer periphery of the subject is formed. The use of the arranged sub coil is the same as that in the first embodiment.
  • the second and third coils are arranged on the upper and lower sides (chest side and back side) with the subject sandwiched between them as in the first embodiment. It is characterized by a deviation in 103 body axis directions (direction orthogonal to the current loop arrangement direction: y direction).
  • Figures 12 (A) and (B) are the forces viewed from the chest side of the subject 103
  • (A) are the second coils 5-2, 5-4, 5-6 placed on the back side
  • (B) is the second coil 5-1, 5-3, 5-3, 5 placed on the chest side -7 and third coil 7-1, 7-3, 7 -5 and 7-7 are shown.
  • FIG. 13A shows the arrangement of the second coil viewed from the side of the subject.
  • the same type of coils are arranged so as to be shifted by a half cycle in the vertical direction (that is, the current loop is shifted by half the length thereof).
  • This arrangement reduces the electromagnetic coupling between the chest and back coils compared to the case where the same type of coils as shown in FIG. Become.
  • This increases the suppression effect of the magnetic coupling suppression method using a low impedance amplifier for output. Therefore, the arrangement of the present embodiment can sufficiently suppress the magnetic coupling even if a low impedance amplifier is used for the output that is shorter than the distance force between the upper and lower coils compared to the two current loop dimensions of each coil. It is effective when it is not possible.
  • the distance between the coil on the chest side and the back side can be set shorter, and the degree of freedom in designing the coil according to the body shape of the subject increases.
  • FIGS. 12 and 13 show an example in which the coil shown in FIG. 3 (C) is used as the third coil. Also in this embodiment, the twist shown in FIG. 8 is used as the third coil. It is also possible to use a coil having the shape described above. Also among the y direction Nitsu, as the same type of coil shown in 1S Figure 9 (B) shows an example in which be overlapped in the y-direction in order to suppress the magnetic coupling between the same type of coil Te such coil A distant arrangement is also possible.
  • FIG. 14 is a diagram showing a third embodiment of the present invention.
  • a fourth coil is used in addition to the first to third coils.
  • the second and third coils are omitted.
  • the configuration is the same as that of the first or second embodiment.
  • any magnetic coupling that is substantially free of magnetic coupling with the first to third coils or that can suppress the magnetic coupling by a known decoupling technique may be used.
  • a one-turn solenoid coil 3-2 as shown in FIG. 4 is used as the first coil, and a sub-coil 14-1 arranged on the outer periphery of the subject 103 is used in combination therewith.
  • the fourth coil 14-1 has a structure in which a loop coil that is long in the x direction shown in FIG. 14A is wound around the outer periphery of the subject as shown in FIG. 14B.
  • Fig. 15 shows the sensitivity distribution in the y direction of this coil 14-1 and the first coil 3-2.
  • the coil 14-1 has a portion with the highest sensitivity in the vicinity of the conductor forming two current loops, and a portion with low sensitivity between them. This feeling The magnetic coupling can be eliminated by arranging the two coils so that the low degree portion and the maximum sensitivity portion of the first coil coincide with each other.
  • the fourth coil like the first coil, has no magnetic coupling with the second and third coils. According to the present embodiment, the G factor can be further improved by reducing the fourth coil.
  • FIG. 16 is a diagram showing an embodiment in which the same type of coil 16-1 is arranged orthogonal to the fourth coil shown in FIG. In this figure, the first to third coils are omitted in force. These configurations are the same as those in the above-described embodiment.
  • the coil 16-1 has a structure in which a loop coil that is long in the y direction shown in FIG.
  • the electromagnetic coupling between the coil 14-1 and the coil 16-1 is large, and even if a low impedance amplifier is used for the output of both, the magnetic coupling cannot be suppressed.
  • the magnetic coupling between the two coils is removed by adjusting the area of the overlapping portion 17-1 of the two coils.
  • the coil 16-1 is not magnetically coupled to the first and second coils, but the third coil is a twist type coil 8 having three current loops as shown in FIG.
  • the shapes of both are similar, so there is electromagnetic coupling when arranged as shown in Fig. 17 (B).
  • the electromagnetic coupling can be reduced by adjusting the area of the overlap portion 17-2, and in addition, by suppressing the magnetic coupling using a low impedance amplifier, there is a practical problem.
  • the electromagnetic coupling between the two can be reduced to a certain extent.
  • the coil 16-1 can be covered as a fourth type coil, and the G factor can be further improved. Can do.
  • the butterfly coil having two adjacent current loops is exemplified as the second coil
  • the coil having three adjacent current loops is exemplified as the third coil.
  • Force The number of current loops of the coils arranged on the surface of the subject is not limited to these embodiments, and one may be an odd number and the other may be an even number.
  • the coil 18-1 having four current loops shown in FIG. 18A is used, and the third coil having three current loops is used.
  • the coil 18-1 may be combined as the second coil, and the coil 19-1 having the five current loops shown in FIG. 18B is used instead of the third coil having the three current loops 19-1.
  • Figures 18 (A) and 18 (B) show the sensitivity distributions in the X direction of the coils 18-1 and 19-1.
  • the coils 18-1 and 19-1 having such sensitivity distribution have the maximum sensitivity of the third coil 19-1 in the vicinity of the four areas where the sensitivity of the second coil 18-1 is minimum. The four areas are arranged so that they are almost the same.
  • Fig. 19 shows the combined sensitivity distribution of the two coils.
  • This sensitivity distribution is compared with the combined sensitivity distribution (Fig. 7) when a coil having two current loops is used as the second coil and a coil having three current loops is used as the third coil.
  • the uniformity of the synthesis sensitivity is higher. If the uniformity of the composite sensitivity is high, the sensitivity unevenness of the image of the photographed subject is reduced.
  • the depth sensitivity is high and a wide area such as the whole body is arbitrarily selected. A high-speed imaging of the cross section is possible.
  • the shapes of the first to third subcoils and other types added to the three types of coils have been described.
  • the shape and number of types of coils and the electromagnetic coupling reduction means can be appropriately combined and changed.
  • a plurality of different types of coils may be added to the three types of coils.
  • the number of types of coils increases and the coil arrangement can further improve the G factor.
  • the second coil and the third coil may be further divided into a plurality of parts in the left-right direction. In this case, the number of coils increases and the coil arrangement can further improve the G factor.
  • Figure 20 shows a configuration in which the receiving coil can be divided into the chest side 20-1, 20-2 and the back side 20-3.
  • the coil portions 20-1 and 20-2 on the chest side are further divided into a plurality of parts.
  • the coil portions 20-1 and 20-2 are connected to the connector 20-4. , 20_5 to connect to the coil part 20-3 on the back side.
  • the coil part 20-3 on the back side is the same, and the As shown in Fig. 21 as the parts 20-1 and 20-2, by preparing multiple types of different sizes 21-1 and 21-2, it is possible to handle subjects of different sizes. Become.
  • the unit for dividing the coil portion on the chest side is not particularly limited. However, for example, by dividing the block shown in Fig. 2 as one unit, the receiving coil of the present invention is configured by one block. It can be used as a built-in local coil, or it can be used as a wide-field coil or a wide-field coil.
  • Figure 22 (A) shows a state in which a separable receiving coil is mounted as a whole body coil. Such a whole-body coil is suitable for taking a wide field of view while moving the bed. In this case, a high-sensitivity image can be obtained even if the phase encoding direction and the readout direction are set to arbitrary directions. Can do.
  • leg portion of the subject 103 can be further divided into left and right.
  • the configuration of the receiving coil used in the simulation is shown in Figs. 23 to 25 (A) and (B), respectively.
  • the receiving coil shown in FIGS. 23 and 24 has a butterfly shape having a solenoid coil 3-1 shown in FIG. 3 (A) as a first coil and two current loops shown in FIG. 3 (B) as a second coil.
  • Coils 7-2, 7-4, and 7-6 having three current loops shown in Fig. 3 (C) are used as coils 5-2 and 5-4.
  • the solenoid coil 3-1 is arranged so that its current loop is in the static magnetic field direction and surrounds the outer periphery of the subject 103 (phantom).
  • the two butterfly coils 5-2, 5-4 and coils 7-2, 7-4, 7-6 are adjacent to each other so that the current loops of the same type overlap each other by about 10% in area. It is arranged near one surface of the subject 103 so that the loop arrangement is in the X direction.
  • the butterfly coils 5-2 and 5-4 and coils 7-2, 7-4, and 7-6 have the highest sensitivity of the coils 7-2, 7-4, and 7-6 in the X direction.
  • the two areas where the sensitivity of butterfly coils 5-2 and 5-4 are minimized overlap each other.
  • the receiving coil in FIG. 23 is arranged so that the butterfly coils 5-2, 5-4 and the coils 7-2, 7-4 almost overlap, whereas the receiving coil in FIG.
  • the current loops of butterfly coils 5-2 and 5- 4 and the current loops of coils 7-2, 7-4, and 7-6 are arranged about half the length in the Y direction. Is different.
  • the receiving coil of FIG. 25 has the solenoid coil 3-1 shown in FIG. 3 (A) as the first coil and the two current loops shown in FIG. 3 (B) as the second coil.
  • the use of butterfly coils 5-2 and 5-4 is the same as the receiving coil in FIGS. However, with coils 4-1 and coils 5-2 and 5-4 alone, there are no multiple coils with different sensitivity distributions in the X direction, and the G factor is significantly increased when the phase encoding direction is selected in the X direction.
  • a pair of one-turn solenoid coils 25-1, 25- having a current loop surface intersecting the current loop surface of the first coil and intersecting the current loop surface of the second coil. Place 2 on the side of the subject (X direction).
  • the MRI apparatus of the present invention includes the receiving coil for vertical magnetic field that also has the combined force of sub-coils having different sensitivity distributions for x, y, z! High-speed imaging of an arbitrary cross section of a wide V, region like the whole body is possible.
  • FIG. 1 is a diagram showing the overall configuration of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
  • FIG. 2 is a diagram showing a first embodiment of a receiving coil according to the present invention.
  • FIG. 3 is a diagram showing a subcoil constituting the receiving coil of FIG. 2, where (A) is the first coil, (B)
  • FIG. 5 is a diagram for explaining the operation mode of the third coil.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining the arrangement of the second coil and the third coil.
  • FIG. 7 Diagram showing the combined sensitivity distribution of the second and third coils
  • FIG. 8 is a diagram showing an example of changing the third coil
  • FIG.10 Diagram showing the state of multiple second coils arranged in the y direction
  • FIG.11 Diagram showing the configuration of the receiving coil when multiple first coils are arranged in the y direction.
  • FIG. 12 is a diagram showing a second embodiment of the present invention, where (A) is an arrangement of coils on the chest side of a subject.
  • (B) shows the arrangement of the coil on the back side.
  • FIG. 13 is a diagram showing an example of the arrangement of the same type of coils arranged above and below, (A) shows the second embodiment, and (B) shows an arrangement of coils different from (A).
  • FIG. 14 is a diagram showing a third embodiment of the present invention.
  • FIG. 15 is a diagram showing sensitivity distribution in the third embodiment.
  • FIG. 16 is a diagram showing a modification of the third embodiment.
  • FIG. 17 is a diagram for explaining decoupling in the embodiment of FIG.
  • FIG. 18 is a diagram showing a fourth embodiment of the present invention.
  • FIG. 19 is a diagram showing a combined sensitivity distribution of the second coil and the third coil in the fourth embodiment.
  • FIG. 20 shows a perspective view when the receiving coil of the present invention is divided.
  • FIG. 21 is a perspective view when the receiving coil of the present invention is divided.
  • FIG. 22 shows a perspective view when the receiving coil of the present invention is worn throughout the body.
  • FIG. 23 is a diagram showing a simulation result of the G factor of the receiving coil of the present invention.
  • FIG. 24 is a diagram showing a simulation result of the G factor of the receiving coil of the present invention.
  • FIG. 25 is a diagram showing a simulation result of the G factor of the receiving coil of the comparative example.
  • FIG. 26 is a diagram showing an arrangement example of a conventional receiving coil for horizontal magnetic field type MRI.
  • FIG. 27 is a diagram showing an example of arrangement of a conventional receiving coil for horizontal magnetic field type MRI.
  • FIG. 28 is a diagram showing an arrangement example of a conventional receiving coil for vertical magnetic field type MRI.

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Abstract

　撮影時間短縮技術を適用する際に、任意の方向を位相エンコード方向として選択でき、良好なＳ/Ｎが実現できるＭＲＩ装置を提供する。 　垂直磁場ＭＲＩ装置の受信用コイルとして、被検体の外周に電流ループを形成する第１のコイル（ソレノイドコイル）3-1と、その電流ループ面と交差する方向に偶数の電流ループを形成する第２のコイル5-1、5-2と、奇数の電流ループを形成する第３のコイル7-1、7-2とを組合わせた受信用コイルを用いる。第２、第３のコイルは、互いの電流ループがその配列方向において、一方の感度が最小となる位置と他方の感度が最大となる位置が略一致するように配置され、電磁気的結合が抑制されている。

Description

明 細 書
磁気共鳴を用いた検査装置および核磁気共鳴信号受信用コイル 技術分野
[0001] 本発明は磁気共鳴を用いた検査装置 (以下、 MRI装置という）に係わり、特に核磁 気共鳴信号を検出する受信用の RFコイルにかかわる。
背景技術
[0002] MRI装置は、均一な磁場に置かれた検査対象 (被検者)から核磁気共鳴により信 号を得て画像化するものであり、撮像視野は静磁場磁石が発生する均一な磁場空 間に限られている。しカゝし近年、被検体を載せたテーブルを移動しながら撮像する手 法が開発され、例えば被検体の全身などの広視野を撮像することが可能になってき ている。上述したテーブルの移動を伴う広視野撮像は、計測時間を被検者の耐えら れる時間以内とするため、撮像時間の短縮が望まれる。
[0003] 撮像時間の短縮を図るための高速撮像法の一つとして、複数のサブコイル力もなる 受信コイルを用いて通常の位相エンコードより間隔をあけた位相エンコードで撮像を 行ない、画像に生じる折り返しを複数の受信コイルの感度分布情報を用いて除去す る技術 (パラレルイメージングなどと称される。ここでは撮像時間短縮技術という）が開 発されている（非特許文献 1)。この撮像方法は、通常の撮像に比べ位相エンコード ステップを少なくできるので、全体としての撮像時間が短縮される。理論的には、位相 エンコードの間引き率（ =間引 、た後の位相エンコード数 Z通常の位相エンコード数 )は [サブコイルの数]分の 1にすることができ、位相エンコードの間引き率に対応する 撮像時間の短縮が可能となる。
[0004] このような撮像時間短縮技術を実現するためには、まず複数個のサブコイル間の互 いの電磁気的結合が十分小さい必要がある。サブコイル間の電磁気的結合があると 、コイル間でノイズが干渉し、画像の S/Nを劣化させる。 2つのコイルの電磁気的結 合を抑制する方法として、信号検出に低入力インピーダンスのアンプを用いる方法が 非特許文献 2に記載されて 、る。ただし 2つのコイル間の距離に対してコイルの寸法 が大き 、場合にはこの方法だけでは磁気結合を抑制しきれな 、。 [0005] また撮像時間短縮技術においては、複数個のサブコイルの幾何学的配置を適切な ものとする必要がある。複数の受信コイルの幾何学的配置が適切でないと、画像の S /Nが部分的に劣化する。複数の受信コイルの幾何学的配置は、具体的には、受信 コイルの合成感度分布が撮像領域をカバーし且つ互いにできるだけ異なって ヽるこ と力 S望ましく、それを評価する基準の一つとして Gファクターと呼ばれる基準がある。 G ファクタ一は、次の式で求めることができる（非特許文献 3)。
[0006] [数 1]
0 { ( S H¥"1 S ) — 1 ( S H "L S ) } ≥ 1 式中、 Sは、コイル数 ncの受信コイルの重なり数力 pであるとき、重なった位置にお ける感度マトリックス (np X nc)であり、上付きの Hは、転置複素共役であることを表す 。 Ψは受信コイルのノイズマトリックス（nc X nc)である。
[0007] Gファクタ一は、用いられたコイル構成で、折り返しにより重なったピクセルを分離で きる程度を表しており、 1以上の数値である。
このように上記撮像時間短縮技術に用いる受信コイルでは、サブコイルの電磁気的 結合と Gファクターの改善が重要な課題となる。
[0008] これまで撮像時間短縮技術は、主に高磁場の水平磁場機上で開発が行なわれ、 受信コイルの構成にっ ヽても水平磁場機対応のものは種々提案されて 、る。 MRI装 置では静磁場方向（z方向）と直交する方向の RF磁場が検出され、通常、水平磁場 機では、静磁場方向は被検体の体軸方向と一致するので、水平磁場機用の受信コ ィルとしては、図 26 (A)〜（C)に示すような表面コイル 26-1〜〜26-10が用いられる 。 （A)のものは、 X方向と y方向に感度分布の異なるサブコイルが存在するので、 MR 画像の位相エンコード方向を X方向或 、は y方向に選べば画像の折り返しを分離で きる。また (B)、 （C)のものは、 x、 y、 zの 3方向に感度分布の異なるサブコイルが存在 するので、位相エンコード方向をいずれの方向に選んだ場合にも画像の折り返しを 分離できる。
[0009] また水平磁場機用の受信コイルとして、図 27に示すように、異なる種類のコイルを 組合わせたものも提案されている（特許文献 1)。この受信コイルでは、コイル 27-1と 2 7-3は z軸に対して左右対称に配置することにより電磁気的にカツプリングしな!/、。ま たコイル 27-2が作る磁界の向きは y方向であり、コイル 27-1、 27-3がコイル 27-2と重な つている領域で作る磁界の向きは主に X方向であるので電磁気的結合は弱い。
[0010] 一方、垂直磁場機では、静磁場の向きが垂直方向であり、通常、被検体はその体 軸方向が静磁場方向と直交する方向に置かれるので、受信コイルとしては被検体の 外周に配置されたソレノイドコイルを使用することができる。被検体の外周に配置され たソレノイドコイルは被検体表面に置かれたループコイルとは異なり、被写体の深部 においても強い感度を有する。このため、同じ磁場強度であれば、ソレノイドコイルを 使用可能な垂直磁場型 MRIの方が、水平磁場型 MRIよりも一般に被写体深部の感 度が高い。垂直磁場機用の受信コイルとして、特許文献 2には、図 28に示すように、 被検体の外周に配置された複数個のソレノイドコイル 28-1、 28-2、 28-3と表面コイル 2 9-1、 29-2の組合せたものが開示され、この受信コイルを用いることにより、被検体深 部である心臓近辺領域にぉ 、て、非特許文献 1記載の撮影時間短縮技術を適用し て高感度かつ高速に撮像することが開示されて 、る。
[0011] この受信コイルは心臓近辺領域など局所的な領域には有効であるが、前述したテ 一ブル移動を伴う広視野撮像に適用することは難し ヽ。
非特干文献 1： J.B.Ra, C.Y.Rim： 'Fast Imaging Usingbubencoding Data Sets from Mu ltiple Detectors", Magnetic Resonance inMedicine, vol.30, pp.142-145(1993) 非特許文献 2 : P. B. Roemer, W. A. Edelstein, C. E. Hayes, S. P. Souza, and O. M. Mueller,： he NMR Phased Array", Magnetic Resonance inMedicine, vol.16, pp.1 92-225(1990)
非特許文献 3 : Klaas P. Pruessmann, Markus Weiger, Markus B.Scheidegger, and Pe terBoesiger： 'SENSE: Sensitivity Encoding for Fast MRI", Magnetic Resonance in
Medicine,vol.42, pp.952- 962(1999)
特許文献 1：米国特許公開 20040196042号公報
特許文献 2：特開 2002— 153440公報
発明の開示
発明が解決しょうとする課題 [0012] そこで本発明は、撮影時間短縮技術やそれを適用した広視野撮像に好適であり、 どの方向に位相エンコード方向を選んでも撮影断面全体において Gファクターが小 さくなる垂直磁場用受信コイルとそれを備えた MRI装置を提供することを目的とする
課題を解決するための手段
[0013] 上記課題を解決するために本発明の MRI装置は、垂直方向に静磁場を発生する 手段と、前記静磁場に置かれた検査対象に印加する励起 RFパルスを発生する手段 と、前記静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する手段と、複数のサブコイルから構成 され前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する受信用コイルとを具備し 前記複数のサブコイルが、前記静磁場方向に平行な軸を含む面内に配置され前 記検査対象の外周に電流ループを形成する第 1のコイルと、前記第 1のコイルの電流 ループ面と交差する面に偶数の電流ループを形成する第 2のコイルと、前記第 2のコ ィルの電流ループ面と略平行な面に奇数の電流ループを形成する第 3のコイルとを 有し、
前記第 2のコイルと第 3のコイルは、第 2のコイルが形成する電流ループの配列方 向と第 3のコイルが形成する電流ループの配列方向が等しく、且つ当該電流ループ の配列方向において、前記第 2のコイルの感度が最小となる位置と第 3のコイルの感 度が最大となる位置が略一致するように配置されて 、ることを特徴とする。
[0014] また本発明の MRI装置は、受信用コイルを構成する複数のサブコイル力 前記静 磁場方向に平行な軸を含む面内に配置され前記検査対象の外周に電流ループを 形成する第 1のコイルと、前記第 1のコイルの電流ループ面と交差する面に偶数の電 流ループを形成する第 2のコイルと、前記第 2のコイルの電流ループ面と略平行な面 に奇数の電流ループを形成する第 3のコイルとを有し、
前記第 2のコイルと第 3のコイルは、電流ループの配列方向が略同一であって且つ その配列方向にっ ヽて互 、の電流ループの中心が交互となるように配置されて 、る ことを特徴とする。
[0015] 本発明の MRI装置において、例えば、第 2のコイル及び第 3のコイルの少なくとも一 方が、前記電流ループの配列方向と交差する方向に複数配置された構成とすること ができる。
また、第 2のコイル及び第 3のコイルの少なくとも一方が、前記検査対象を挟んで略 平行な 2つの面に配置された構成とすることができる。この場合、好適には、検査対 象を挟んで略平行な面に配置された一対のサブコイルは、その電流ループ面に直 交する軸にっ 、て互 、の電流ループが異なる位置となるように配置される。
[0016] さらに本発明の MRI装置の好適な態様では、第 2のコイルと第 3のコイルは、互い の電流ループが、前記電流ループの配列方向と直交する方向にずれた位置に配置 されている。
第 2のコイルは、例えば 2つの電流ループを有し、第 3のコイルは、例えば 3つの電 流ループを有する。
[0017] また本発明の MRI装置において、受信用コイルは、サブコイルとして、前記第 1のコ ィルの電流ループ面と平行な複数の面にそれぞれ電流ループを形成する第 4のコィ ルを有していてもよい。
本発明の MRI装置において、第 1のコイルは、その電流ループ面と直交する方向 に複数配置されていてもよい。この場合、例えば、受信用コイルは、複数の第 1のコィ ルの各々を電磁気的に切り離す手段を有する。
[0018] また本発明の核磁気共鳴信号受信用コイルは、外部力ゝら印加される静磁場の方向 に平行な軸を含む面内に配置され検査対象の外周に電流ループを形成する第 1の コイルと、第 1のコイルの電流ループ面と交差する面に偶数の電流ループを形成する 第 2のコイルと、第 2のコイルの電流ループ面と略平行な面に奇数の電流ループを形 成する第 3のコイルとを有する。第 2のコイルと第 3のコイルは、第 2のコイルが形成す る電流ループの配列方向と第 3のコイルが形成する電流ループの配列方向が等しく 、且つ当該電流ループの配列方向において、前記第 2のコイルの感度が最小となる 位置と第 3のコイルの感度が最大となる位置が略一致するように配置されて 、る。ある いは、第 2のコイルと第 3のコイルは、電流ループの配列方向が略同一であって且つ その配列方向にっ ヽて互 、の電流ループの中心が交互となるように配置されて 、る 発明の効果
[0019] 本発明によれば互いの電磁気的結合が抑制され且つ適切に配置された 3種類の サブコイルカゝらなる受信用コイルを備えたことにより、撮影時間短縮技術を採用した 場合に S/Nの劣化のない画像を得ることができる。また 3種類のサブコイルを、例え ば被検体の体軸方向に複数並べた構成とすることにより、 x、 y、 zの全ての方向を位 相エンコード方向に選ぶことができ撮像の自由度が増すとともに、テーブル移動を伴 う広視野撮像に適用できる。これによりテーブル移動を伴う広視野撮像にぉ ヽて大 幅な撮影時間の短縮を図ることができる。
発明を実施するための最良の形態
[0020] 以下、本発明の実施の形態を、図面を参照して説明する。
図 1は、本発明が適用される垂直磁場型 MRI装置の全体構成を示すブロック図で ある。図 29はその外観を示す図である。この MRI装置は、垂直方向（本明細書では 、以下、静磁場の方向を z方向として説明する）の静磁場を発生するマグネット 101、 傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル 102、検査対象 (被検体） 103、例えば人体に印 加する RFパルスを発生する照射用コイル 107、被検体 103から発生した核磁気共鳴（ NMR)信号を受信する受信用コイル 116、撮像の制御を行なうシーケンサ 104、受信 用コイル 116が受信した NMR信号を信号処理し、画像再構成に必要な各種演算を 行なう計算機 109及び被検体 103をマグネット 101が発生する静磁場内に搬入するた めのテーブル（図 29、 120)などを備え、被検体 103はテーブルに載せた状態で、静 磁場空間に搬入される。
[0021] マグネット 101は、永久磁石、常電導磁石、超電導磁石など公知の磁石装置が採用 される。傾斜磁場コイル 102は、マグネット 101が発生する静磁場に磁場勾配を与える もので、互いに直交する 3軸方向（例えば x、 y、 z方向）に傾斜磁場を発生する 3つの 傾斜磁場コイル力 なり、シーケンサ 104の制御によって 3軸方向の傾斜磁場電源 10 5を駆動することにより所望の方向の傾斜磁場を発生する。傾斜磁場の与え方により 、被検体の撮影断面を決定することができ、また NMR信号に位置情報を付与するこ とができる。また静磁場の均一度を高めるために必要に応じてシムコイルが配置され る。傾斜磁場コイルがシムコイルの一部を兼ねる場合もある。 [0022] 照射用コイル 107は RFパワーアンプ 115を介して RFパルス発生器 106に接続されて いる。シーケンサ 104からの命令によって RFパルス発生器 106から出力された RFパ ルスは RFパワーアンプ 115により増幅され、照射用コイル 107を通じて被検体 103に 印加される。
[0023] 受信用コイル 116は、 RFパルスを照射することによって被検体 103から発生した NM Rを受信する。本発明においては受信用コイル 116は、複数個のサブコイル 116-1〜1 16-nカゝら構成され、それぞれ A/D変換、検波のための回路を備えた受信器 108に接 続されている。但しサブコイルによっては、複数のサブコイルを切り換え器を介して一 つの受信器 108に接続され、切り換え器を切り換えることにより選択的に一つのサブコ ィルからの信号が受信器 108に入力される。受信器において検波の基準とする中心 周波数 (磁気共鳴周波数）は、シーケンサ 104によりセットされる。
[0024] 受信用コイル 106で受信され、受信器 108で検波された信号は、計算機 109に送ら れ、ここでリサンプリング処理された後、画像再構成等の信号処理が行われる。結果 はディスプレイ 110に表示される。また結果である画像や測定条件などは、必要に応 じて、記憶媒体 111に記憶される。
[0025] シーケンサ 104は、各装置がプログラムされたタイミング、強度で動作するように制御 を行う。このプログラムのうち、特に RFパルスの印力！]、傾斜磁場の印加、核磁気共鳴 信号の受信のタイミングや、 RFパルスと傾斜磁場の強度を記述したものは撮影シー ケンスと呼ばれている。
[0026] 次にこのような構成の MRI装置の受信用コイルについて説明する。
本発明の MRI装置においては、受信用コイルとして、被検体の外周に配置されるソ レノイドコイルと、被検体の外周表面に配置される 2種類の表面コイルを含む少なくと も 3種類のサブコイルを組合わせたものを用いる。本発明の MRI装置が発生する静 磁場は、垂直方向なので、 3種類のサブコイルは静磁場方向と直交する方向の磁場 を発生或いは検出するように構成されるとともに、互いの磁気的結合がないか、公知 のデカップリング手段によって除去可能な配置であって且つ x、 y、 zのいずれの方向 についても良好な Gファクターが得られる幾何学的配置になっている。
[0027] このようなサブコイル力 なる受信用コイルの第 1の実施の形態を図 2に示す。図示 する受信用コイルは、 z軸を含む面に電流ループを形成する第 1のコイル 3-1と、第 1 のコイルの電流ループ面と交差する面に 2つの電流ループを形成する第 2のコイル 5 -1、 5-2と、第 2のコイル 5-1、 5-2とほぼ z軸方向に重なる位置に配置され、第 1のコィ ルの電流ループ面と交差する面に 3つの電流ループを形成する第 3のコイル 7-1、 7- 2とからなる。図では、一つの第 1のコイル 3-1と一組の第 2のコイルと一組の第 3のコ ィルカ なる 1つのブロックのみを示している力 撮影の目的や撮影方法に応じて、 複数のブロックを被検体の体軸方向に組合わせたものを受信用コイルとして用いる。
[0028] 第 1のコイル 3-1は、図 3 (A)〖こ示すように、一組のループコイルからなるソレノイドコ ィルで、各ループコイルが形成する電流ループは z方向の軸を含む面（xz面）にあり 且つ 2つのループコイルが被検体の体軸方向（y方向）に間隔を持って被検体 103の 外周を囲むように配置される。このソレノイド 3-1が作る磁界の向き（ソレノイドコイルが 検出する磁場の向き）は y方向となる。また図には示していないが、ソレノイドコイル 3- 1は、コイル導体をキャパシタで複数箇所分割し、コイルの共振周波数を核磁気共鳴 周波数とマッチングさせて用いる。なお第 1のコイル 3-1としては、図 3 (A)に示すよう なコイルの他、図 4に示すような 1ターンのソレノイドコイル 3-2であってもよい。
[0029] 第 2のコイル 5-1、 5-2は、図 3 (B)に示すように、 2つの電流ループを有する蝶型コ ィルで、 2つの電流ループは、第 1のコイル 3-1の電流ループ面（xz面）と交差し、 z方 向と直交する方向（ここでは被検体の横方向： X方向）に配列している。このような第 2 のコイル 5-1、 5-2が作る磁界の向きは X方向あるいは z方向であって、第 1のコイル 3- 1が作る磁界の向き (y方向）と直交するので、両者の電磁気的結合は弱い。なお、第 2のコイル 5-1、 5-2は、いずれか一つのみでもよいが、本実施の形態においては、 2 つの蝶型コイルを、被検体 103を挟んで互いに対向するように配置している。このよう に位置的に対向している 2つのコイルは、一般的には電磁気的カップリングがあるが 、本実施の形態では、例えば信号検出に低入力インピーダンスのアンプを用いること により磁気結合を抑制している。なお、蝶型コイル 5-1と 5-2それぞれが有する 2つの 電流ループの寸法に比べ、蝶型コイル 5-1と 5-2の距離が短い場合には、上述した方 法を用いても十分に磁気結合を抑制することができない。従って別の抑制手段が必 要となる。上下のコイルにおける磁気結合の抑制につ 、ては後に詳述する。 [0030] 第 3のコイル 7-1、 7- 2は、図 3 (C)〖こ示すように、 3つの電流ループを有するコイル で、 3つの電流ループは、第 2のコイルの 2つの電流ループと同様に、第 1のコイル 3- 1の電流ループ面 (xz面）と交差し、 X方向に配列している。従って第 3のコイルも、第 1のコイルとの電磁気的結合は弱い。また第 3のコイル 7-1、 7-2も、いずれか一つの みでもよいが、本実施の形態においては、 2つを被検体 103を挟んで互いに対向する ように配置し、公知の手法により例えば信号検出に低入力インピーダンスのアンプを 用いることにより磁気結合を抑制して 、る。
[0031] 第 3のコイル 7-1 (7-2)には、図 5 (A)〖こ示すように、 2つの共振モード 4-1、 4- 2が存 在する。同図（B)、 （C)はそれぞれ各共振モードにおける電流分布を矢印の太さで 表現した図であり、（B)に示す共振周波数が低いほうの共振モード 4-2では、中央の 導体ループには電流ループが形成されない。（C)に示す共振周波数が高いほうの 共振モード 4-1では、節 4-3-4と節 4-3-1と節 4-3-2と節 4-3-3を結ぶ導体経路、節 4-3 -1と節 4-3-2と節 4-3-6と節 4-3-5を結ぶ導体経路および節 4-3-5と節 4-3-8と節 4-3- 7と節 4-3-6を結ぶ導体経路が、第 1〜第 3の電流ループとして形成される。本発明で は、この共振周波数が高いほうの共振モード 4-1で使用される。第 3のコイル 7-1 (7-2 )に挿入されたコンデンサー (図示せず)等を共振周波数に合わせて調整することによ りコイル 7-1 (7-2)を共振モード 4-1で動作させることができる。
[0032] 次に上述した 2つの電流ループを形成する第 2のコイル 5-1、 5-2と 3つの電流ルー プを形成する第 3のコイル 7-1、 7-2の配置について説明する。複数の電流ループが 形成されるコイルでは、その電流ループの配列方向の感度分布はコイル導体近傍で 最も高い。従って、 2つの電流ループを形成する第 2のコイル 5-1の感度分布では、 図 6 (A)に示すように、 3つの感度が高い部分とその間の低感度部分が存在し、 2つ の電流ループを形成する第 3のコイル 7-1の感度分布では、同図（B)に示すように、 4つの感度の高い部分とその間の低感度部分が存在する。本実施の形態では、この ような感度分布を有する 2種類のコイルを、一方の最大感度部分と他方の最小感度 部分とがほぼ重なるように配置する。
[0033] 即ち、第 3のコイル 7-1の節 4-3-1と節 4-3-2とを結ぶコイル導体力 第 2のコイル 5-1 の節 4-4-5と節 4-4-4とを結ぶコイル導体と節 4-4-1と 4-4-2とを結ぶコイル導体との間 に位置し、第 3のコイル 7-1の節 4-3-5と節 4-3-6とを結ぶコイル導体力 第 2のコイル 5-1の節 4-4-6と節 4-4-7とを結ぶコイル導体と節 4-4-10と 4-4-9とを結ぶコイル導体 との間に位置するようにする。このように第 2及び第 3のコイルを互 、の最大感度とな る部分が互い違いになるように重ねて、 y軸に対し対称に配置することにより、第 2及 び第 3のコイルの電磁気的結合を最小にすることができる。
[0034] これら 2種のコイルの合成感度分布を図 7に示す。合成した感度では、被写体の存 在する範囲で感度がゼロとなる領域はないことが分かる。
このように第 2のコイルと第 3のコイルを重ねる場合、製作精度などの制約から、第 3 のコイルの感度が最大となる 2箇所の領域を、第 2のコイルの感度が最小となる 2箇所 の領域に、完全に一致させることは困難である力 第 2のコイルの X方向の幅の 20% の長さ以内で一致させることが好ましい。実装上の制約で、第 2のコイルの X方向の幅 の 20%程度ずれていたとしても Gファクターの改善効果が期待できる。
[0035] なお本実施の形態における第 3のコイルとしては、 3つの隣接した電流ループを形 成できるものであればよぐ図 3 (C)に示すコイルのほ力、例えば図 8に示すような、 1 ターンのループコイルを 2箇所でツイストした形状のコイル 8-1、 8-2を用いることも可 能である。図 8 (A)は、コイル 8-1、 8-2と被検体 103との関係を示す斜視図、図 8 (B) はコイル 8-1を z軸正方向から見た図と、 X方向の感度分布を示す図である。
[0036] このコイル 8-1は、節 8- 3- 3と節 8- 3- 4と節 8- 3- 5と節 8- 3- 6と節 8- 3-1と節 8- 3- 2とを 結ぶ導体経路で第 1の電流ループが形成され、節 8-3-9と節 8-3-10と節 8-3-11と節 8 -3- 12と節 8- 3- 13と節 8- 3- 14と節 8- 3- 7と節 8- 3- 8とを結ぶ導体経路で第 2の電流ル ープが形成され、節 8- 3- 20と節 8- 3- 15と節 8- 3- 16と節 8- 3- 17と節 8- 3- 18と節 8- 3- 19 とを結ぶ導体経路で第 3の電流ループが形成される。このコイル 8-1にはコイル 7-1と 異なり共振モードは一つしか存在しない。また感度分布を見ると、節 8-3-7と節 8-3-8 と節 8-3-9と節 8-3-4とを結ぶ導体近傍と、節 8-3-1と節 8-3-2と節 8-3-9と節 8-3-10と を結ぶ導体近傍と、節 8-3-11と節 8-3-12と節 8-3-20と節 8-3-15とを結ぶ導体近傍と 、節 8-3-18と節 8-3-19と節 8-3-13と節 8-3-14とを結ぶ導体近傍で感度が最大となる 。前述したように、受信用コイルは静磁場方向（z方向）と直交する方向の RF磁場を 検出するので、コイル 8-1は図 27 (D)に示した水平磁場用コイルと類似のコイルであ る力 その感度分布は、水平磁場用コイルの感度分布とは異なっている。
[0037] このコイル 8-1についても、コイル 7-1と同様に、その感度分布が最大となる部分と、 第 2のコイルの感度分布が最小となる部分とがほぼ重なるように配置することにより、 互いに磁気結合が抑制された受信用コイルが構成される。
[0038] 次に、上述した第 1〜第 3のコイルを組合わせたブロックを被検体 103の体軸方向（ Y方向）に複数並べる場合のデカップリングについて説明する。上述したように、第 1 のコイルと第 2のコイル、第 1のコイルと第 3のコイル、第 2のコイルと第 3のコイルにつ V、てはそれぞれ磁気結合を最小にするように配置されて 、るが、第 1〜第 3のコイル を Y方向に複数並べる場合には、同種類のコイル同士の電磁気的結合を抑制する 必要がある。以下、同種類のコイルのデカップリングについて説明する。
[0039] 図 9 (A)、 (B)は、それぞれ第 2のコイル 5-1、 5-2及び 5-3、 5-4^y方向に並べた状 態を示す図である。（A)では、被検体 103を挟んで上下に配置される 2つのコイル 5-1 と 5-3及びコイル 5-2と 5-4を、それぞれ y方向に適度に（例えば面積で 10%程度)ォ 一バーラップさせることにより、磁気結合を除去している。また ）に示すように、コィ ル 5-1と 5-3及びコイル 5-2と 5-4の y方向の距離を離すことにより磁気結合を除去する ことも可能である。この場合には、コイル間の距離を離すと共に信号検出に低入カイ ンピーダンスのアンプを用いることにより磁気結合を抑制している。このようにコイル間 の距離を離したものでは、コイルをオーバーラップさせて配置する場合に比べ電流ル ープの面積を小さくすることができるので、上下のコイル間の距離が同じであれば、 上下で対向するコイル間の電磁気的カップリングが小さくなり、低入力インピーダンス のアンプを用いた磁気結合抑制効果が大きくなる。
[0040] 図 10は、第 3のコイル 7-1と 7-2及び 7-3と 7-4を y方向に並べた状態を示す図である 。第 3のコイルにおいても、 y方向に隣接するコイルを適度にオーバーラップさせるこ とにより、隣接するコイル同士の磁気結合を抑制することができる。また図示していな いが、第 2のコイルの場合と同様に、隣接するコイル間の距離を離すことにより磁気結 合を抑制することも可能である。
[0041] このように第 2のコイルと第 3のコイルは y方向に連続して並べることができる力 第 1 のコイルであるソレノイドコイル 3-1又は 3-2を y方向に並べると互いの電磁気的カップ リングが非常に大きぐ出力に低インピーダンスのアンプを使用するデカップリング方 法を用いても磁気結合を十分抑制することができな 、。し力 全身撮像のような広視 野の撮像においては撮影領域を被写体の体軸方向（垂直磁場 MRIでは y方向）に 複数個の計測ブロックに分割して撮影を行うのが一般的である。従って、本実施の形 態では、一つの計測ブロックにソレノイドコイルは一つ存在するように設定し、撮像中 の計測ブロックに含まれな ヽ（撮像に用いな 、）ソレノイドコイルは動作しな 、ようにす る。
[0042] y方向に複数配置されたソレノイドコイル 3-1、 3-2、 3-3を選択的に動作させるため の構成を図 11に示す。各ソレノイドコイル 3-1〜3-3には、同図（A)に示すように、そ の一部に直列に接続されているキャパシタ 11-1と並列にインダクタンス 11-2が挿入さ れている。インダクタンスは、核磁気共鳴周波数で共振ピークを持つような値に設定 され、インダクタンス 11-2とキャパシタ 11-1とで共振回路が形成される。この共振回路 には例えばシーケンサ 104からの制御信号によってオンオフするダイオード 11-3が揷 入されている。また複数のソレノイドコイルは、スィッチ 11- 4を介して一つの受信器 11- 5に接続されている。
[0043] このような構成において、ダイオード 11-3を ONするとインダクタ 11-2とキャパシタ 11 -1が共振し大きなインピーダンスとなるため、キャパシタ 11-1部分に大きな抵抗が挿 入されて!、るのと等価となる。この状態ではループ電流が流れなくなり RFコイルとして 動作しな ヽ。例えばコイル 3-3が存在する計測ブロックで撮像が行なわれる場合には 、同図（B)に示すように、ダイオード 11-3-2と 11-3-1には直流電流を流し、ダイオード 11-3-3には直流電流を流さないようにする。同時に、スィッチ 11-4を切り換え、コイル 3-3の出力ケーブルを受信器 11-5に接続する。これによりコイル 3-3のみがソレノイド コイルとして動作し、コイル 3—1と 3— 2は RFコイルとして動作しない。またこのような構 成により、複数の第 1のコイル力 の信号を 1つの受信器 (第 1のコイル用の受信器） 1 1-5で処理することができる。
[0044] 以上説明したように、本実施の形態の受信用コイルは、異なる種類のコイル間及び 同種のコイル間で磁気結合がないか、最小となるように配置されているので、通常の 撮像のみならず、位相エンコードの間隔を大きくし FOVを小さくした撮影時間短縮技 術 (パラレルイメージング）に好適である。
[0045] 上記撮影時間短縮技術では、通常位相エンコードステップよりも広い間隔で少な!/ヽ 位相エンコード数の計測を行なう。受信用コイルの各サブコイルで検出した信号は、 サブコイル毎に接続された受信器 108-1〜 108-nでサンプリングされた後、画像デー タに再構成された後、合成され、受信用コイル全体がカバーする領域の画像が形成 される。或いは画像データに再構成される前に合成された後、再構成される。信号合 成の際に、画像に生じる折り返しを各受信用コイルの感度分布情報を用いて除去す る。なお撮影時間短縮技術における折り返し除去演算は、例えば、非特許文献 1に 記載されている。この折り返し演算におけるノイズレベルは、受信用コイルを構成する サブコイルの幾何学的配置に依存する Gファクターが問題となるが、本実施の形態で は、 3種のコイルの感度分布の重なりが最小となるように配置し、且つ電磁気的結合 を除去することにより、 Gファクターを小さく (例えば、 2以下に)することができ、 SNRの 低 、高品質な MR画像を得ることができる。
[0046] また撮影時間短縮技術における折り返し除去処理を効果的に行なうためには、位 相エンコード方向における Gファクターが重要となる力 x、 y、 zのいずれの方向にお Vヽてもそれぞれ感度分布の異なるサブコイルが配列した構成を有して 、るので、どの 方向を位相エンコード方向に選んだ場合にも撮影時間短縮技術が可能となる。
[0047] 次に本発明の MRI装置の受信用コイルの他の実施の形態を説明する。
図 12及び図 13 (A)は、受信用コイルの第 2の実施の形態を示す図である。なお図 では第 2及び第 3のコイルのみを示し、第 1のコイルは省略している力 第 1のコイルと して z方向の軸を含む面に電流ループを形成し、被検体の外周に配置されるサブコ ィルを用いることは第 1の実施の形態と同様である。
[0048] 本実施の形態では、第 2及び第 3のコイルは第 1の実施の形態と同様に被検体を挟 んで上下 (胸側および背中側）に配置される力 上下のコイルが被検体 103の体軸方 向（電流ループの配列方向と直交する方向： y方向）にずれていることが特徴である。 図 12 (A)、（B)はいずれも被検体 103の胸側から見たものである力 （A)は背中側に 配置された第 2のコイル 5-2、 5-4、 5-6及び第 3のコイル 7-2、 7-4、 7-6、 7-8を示し、 ( B)は胸側に配置された第 2のコイル 5-1、 5-3、 5-3、 5-7及び第 3のコイル 7-1、 7-3、 7 -5、 7-7を示している。そのうち第 2のコイルの配置を被検体の横から見た図が図 13 ( A)である。
[0049] 図示するように、本実施の形態では、同種のコイルが上下で半周期ずれて (すなわ ち電流ループがその長さの半分の長さ分ずれて）配置されて 、る。このような配置と することにより、図 13 (B)に示すような同じ種類のコイルが対向して配置されている場 合に比べて、胸側と背中側のコイルの電磁気的カップリングが小さくなる。これにより 出力に低インピーダンスのアンプを用いた磁気結合抑制方法の抑制効果が大きくな る。従って本実施の形態の配置は、上下のコイル間の距離力 各コイルが有する 2つ の電流ループの寸法に比べ短ぐ出力に低インピーダンスのアンプを用いても十分 に磁気結合を抑制することができな 、場合に有効である。また胸側と背中側のコイル の距離をより短く設定でき、被検体の体形に合わせたコイル設計の自由度が増す。
[0050] なお図 12及び図 13では、第 3のコイルとして図 3 (C)に示すコイルを用いた例を示 した力 本実施の形態においても第 3のコイルとして図 8に示すようなツイストした形状 のコイルを用いることも可能である。また y方向につ 、て同種のコイル間の磁気結合 を抑制するために同種のコイルを y方向にオーバーラップさせて配置した例を示した 1S 図 9 (B)に示したようなコイル間の距離を離した配置も可能である。
[0051] 図 14は本発明の第 3の実施の形態を示す図である。本実施の形態では、第 1〜第 3のコイルに加えて第 4のコイルを用いる。図では第 2、第 3のコイルは省略した力 そ の構成は第 1又は第 2の実施の形態と同様である。
[0052] 第 4のコイルとしては、第 1〜第 3のコイルと実質的に磁気的結合がなぐ或いは公 知のデカップリング手法によって磁気的結合を抑制できるものであればよぐ図 14に 示す実施の形態では、第 1のコイルとして図 4に示すような 1ターンソレノイドコイル 3- 2を用いるとともに、これと組合わせて被検体 103の外周に配置されるサブコイル 14-1 を用いる。
[0053] 第 4のコイル 14-1は、図 14 (A)に示す x方向に長いループコイルを（B)に示すよう に、被検体外周に巻きつけた構造である。このコイル 14- 1と第 1のコイル 3-2の y方向 の感度分布を図 15に示す。図示するように、コイル 14-1は 2つの電流ループを形成 する導体近傍に最大感度の部分を有し、その間に感度の低い部分を有する。この感 度の低 、部分と、第 1のコイルの最大感度の部分が一致するように両コイルを配置す ることにより、磁気的結合をなくすことができる。また第 4のコイルは、第 1のコイルと同 様、第 2、第 3のコイルとは磁気的結合がない。本実施の形態によれば、第 4のコイル をカロえることにより、更に Gファクターを改善することができる。
[0054] 図 16は、図 14に示す第 4のコイルと直交して同種のコイル 16-1を配置した実施の 形態を示す図である。この図では第 1〜第 3のコイルは省略されている力 これらの構 成は上述した実施の形態と同様である。
[0055] このコイル 16-1は、（A)に示す y方向に長いループコイルを被検体 103に巻きつけ た構造である。一般に、コイル 14-1とコイル 16-1の間の電磁気的カップリングは大きく 、両者の出力に低インピーダンスアンプを用いても磁気的結合を抑制しきれない。こ の場合には、図 17 (A)に示すように、 2つのコイルのオーバーラップ部分 17-1の面積 を調整することにより、両者の磁気的結合を除去する。
[0056] またコイル 16-1は、第 1、第 2のコイルとは磁気的結合はないが、第 3のコイルとして 、図 8に示したような 3つの電流ループを有するツイスト型のコイル 8-1を用いた場合 には、両者の形状が類似しているため、図 17 (B)に示すように配置すると電磁気的 結合がある。この場合においても、オーバーラップ部分 17-2の面積を調整することに より電磁気的結合を低減することができ、加えて低インピーダンスアンプを用いて磁 気結合を抑制することにより、実用上問題のない程度まで両者の電磁気的結合を低 減できる。
本実施の形態においても、コイル 16-1と適切な電磁気的結合低減手段を用いるこ とにより、コイル 14-1を第 4種類目のコイルとしてカロえることができ、 Gファクターをより 改善することができる。
[0057] なお以上の説明では、第 2のコイルとして隣接する電流ループが 2つである蝶型コ ィルを、第 3のコイルとして隣接する電流ループが 3つであるコイルをそれぞれ例示し た力 被検体の表面に配置されるコイルの電流ループの数はこれら実施の形態に限 定されず、一方が奇数、他方が偶数であればよい。
[0058] 例えば 2つの電流ループを有する第 2のコイルの代わりに、図 18 (A)に示した 4つ の電流ループを有するコイル 18-1を用い、 3つの電流ループを有する第 3のコイルと 組合せてもよいし、第 2のコイルとしてコイル 18-1を用い、 3つの電流ループを有する 第 3のコイルの代わりに、図 18 (B)に示した 5つの電流ループを有するコイル 19-1を 用いることもできる。図 18 (A)、 （B)に、それぞれのコイル 18-1、 19-1の X方向の感度 分布を示す。このような感度分布を有するコイル 18-1、 19-1は、第 2のコイル 18-1の 感度が最小となる 4箇所の領域の近辺に、第 3のコイル 19-1の感度が最大となる 4箇 所の領域を、おおむね一致させて配置する。
[0059] 2つのコイルの合成感度分布を図 19に示す。合成した感度では、被写体の存在す る範囲で感度がゼロとなる領域はないことが分かる。またこの感度分布は、第 2のコィ ルとして 2つの電流ループを有するコイルを用い、第 3のコイルとして 3つの電流ルー プを有するコイルを用いた場合の合成感度分布（図 7)と比較して、より合成感度の均 一性が高いことが分かる。合成感度の均一性が高いと、撮影した被写体の画像の感 度むらが小さくなるという効果がある。このような配置の 2種のコイルを、静磁場方向に 平行な軸を含む面内に配置された第 1のコイルとともに用いることにより、深部感度も 高ぐかつ、全身のような広い領域の任意断面の撮像高速ィ匕が可能となる。
[0060] 以上、本発明の MRI装置における受信用コイルの種々の実施の形態を図面を参 照して説明したが、第 1〜第 3のサブコイルの形状や、 3種類のコイルに付加する別 種類のコイルの形状や数、さらに電磁気的結合低減手段を適宜組合わせて変更す ることが可能である。例えば、 3種類のコイルに複数の別種類のコイルを加えても良い 。この場合は、コイルの種類が増えて、さらに Gファクターを向上可能なコイル配置と なる。また、第 2のコイルと第 3のコイルをさらに左右方向に複数個に分割した配置と することもできる。この場合は、コイルの個数が増えて、さらに Gファクターを向上可能 なコイル配置となる。
[0061] 次に上述した受信用コイルを MRI装置に組み込んだ構造の実施の形態を説明す る。
図 20は、受信用コイルを胸側 20-1、 20-2と背中側 20-3に分割可能な構成にしたも のである。胸側のコイル部分 20-1、 20-2はさらに複数に分割されており、被検体 103 を背中側 20-3に載せた状態で、コイル部分 20- 1、 20-2をコネクタ 20-4、 20_5により背 中側のコイル部分 20-3に接続する。背中側のコイル部分 20-3は共通とし、胸側のコ ィル部分 20-1、 20-2として、図 21〖こ示すよう〖こ、サイズの異なるもの 21-1、 21-2を複 数種類用意することにより、サイズの異なる被写体への対応が可能となる。
[0062] 胸側のコイル部分を分割する単位は特に限定されな 、が、例えば図 2に示すブロッ クを一つの単位として分割しておくことにより、本発明の受信用コイルを 1ブロックで構 成された局所コイルとして使用することも、また広視野用或 ヽは全身用コイルとして使 用することも可能である。分割可能な受信用コイルを全身用コイルとして装着した状 態を図 22 (A)に示す。このような全身用コイルは、ベッドを移動しながら広視野を撮 像するのに好適であり、その場合、位相エンコード方向及び読み出し方向を任意の 方向に設定しても高感度の画像を得ることができる。
[0063] なお本実施形態の変更例として、図 22 (B)に示すように、被検体 103の足の部分を さらに左右に分割することも可能である。
[0064] 次に本発明の MRI装置が採用する受信用コイルの効果をシミュレーションした結果 について説明する。
シミュレーションに用いた受信用コイルの構成を、図 23〜図 25の（A)、 （B)にそれ ぞれ示す。図 23及び図 24の受信用コイルは、第 1のコイルとして図 3 (A)に示すソレ ノイドコイル 3-1を、第 2のコイルとして図 3 (B)に示す 2つの電流ループを有する蝶型 コイル 5-2、 5-4を、第 3のコイルとして図 3 (C)に示す 3つの電流ループを有するコィ ル 7-2、 7-4、 7-6を用いている。ソレノイドコイル 3-1は、その電流ループが静磁場方 向であって被検体 103 (ファントム）の外周を囲むように配置されている。 2つの蝶型コ ィル 5-2、 5-4及びコイル 7-2、 7-4、 7-6は、それぞれ同種の電流ループが面積で 10 %程度オーバーラップするようにして、隣接する電流ループの配列が X方向となるよ うに被検体 103の一方の表面近傍に配置されている。また蝶型コイル 5-2、 5-4とコィ ル 7-2、 7-4、 7-6は、 X方向において、コイル 7-2、 7-4、 7-6の感度が最大となる 2箇所 の領域に蝶型コイル 5-2、 5-4の感度が最小となる 2箇所の領域が重なるように配置さ れている。但し、図 23の受信用コイルは、蝶型コイル 5-2、 5-4とコイル 7-2、 7-4とがほ ぼ重なるように配置されているのに対し、図 24の受信用コイルは、蝶型コイル 5-2、 5- 4の電流ループとコイル 7-2、 7-4、 7-6の電流ループが Y方向にその長さの約半分ず れて配置されて 、る点が異なる。 [0065] 一方、図 25の受信用コイルは、第 1のコイルとして図 3 (A)に示すソレノイドコイル 3- 1を、第 2のコイルとして図 3 (B)に示す 2つの電流ループを有する蝶型コイル 5-2、 5- 4を用いている点は、図 23、図 24の受信用コイルと同じである。しかしコイル 4-1及び コイル 5-2、 5-4だけでは、 X方向に感度分布が異なる複数個のコイルが存在せず、 X 方向に位相エンコード方向を選んだ場合 Gファクターが著しく大きくなるので、図 25 の受信用コイルでは、第 1のコイルの電流ループ面と交差し且つ第 2のコイルの電流 ループ面と交差する電流ループ面を有する 1対の 1ターンソレノイドコイル 25-1、 25-2 をそれぞれ被検体の側面 (X方向）に配置して 、る。
[0066] 図 23〜図 25に示す 3つの受信用コイルについて、被写体背中側に近いコロナル 断面 (xy面）において、位相エンコード方向を X方向に選んだ場合の Gファクターをシ ミュレーシヨンした結果をそれぞれ (C)に示す。図中、黒色で示された領域が Gファタ ターの小さい（1以上、 1.1以下)領域であり、白色で示された領域は Gファクターの大 きい（2以上)領域である。なお本発明の受信用コイルでは、表面コイル (コイル 5-2、 5 -4、 7-2、 7-4、 7-6)力 方向と y方向には複数個並べてあるため、これらの方向を位 相エンコード方向に選んだ場合の Gファクタ一は小さくなる。従ってここでは、 X方向 を位相エンコード方向に選んだ場合の Gファクターの改善が得られるかをシミュレ一 シヨンした。
[0067] 図 25 (C)に示すように、第 3のコイルを用いず、 X方向に二つのソレノイドコイルを配 置した受信用コイルでは、撮像断面中心付近に Gファクターの極めて大きい領域力 箇所存在することが分かる。この 4箇所はコイル 5-2と 5-4の 2つの電流ループの中心 近辺で感度が最小となる領域と一致する。この領域では、撮像画像の SZNが大きく 劣化するという問題が生じる。この結果から、 X方向に感度分布が異なる複数個のコ ィルとしてループ型コイルを被検体の左右（X方向）に配置しても、コイル 5-2と 5-4の 感度が最小となる領域における Gファクターの劣化は防げないことが分かる。
[0068] これに対し、図 23の受信用コイルでは、同図（C)に示すように、図 25の受信用コィ ルと比較し Gファクターが改善して 、ることが分かる。コイル 5-2と 5-4の感度が最小と なる 4箇所の領域で Gファクターが 2よりも大きくなる領域は存在しない。第 2のコイル 5 -2、 5-4と第 3のコイル 7-2、 7-4、 7-6をそれぞれ y方向にその長さの約半分の長さだ けずらして配置した図 24の受信用コイルでは、さらに Gファクターが改善していること が分かる。
産業上の利用可能性
[0069] 本発明の MRI装置は、 x、 y、 zの!、ずれにつ 、ても異なる感度分布を有するサブコ ィルの組合わせ力もなる垂直磁場用受信用コイルを備えて 、るので、全身のような広 V、領域の任意断面の撮像高速ィ匕が可能となる。
図面の簡単な説明
[0070] [図 1]本発明が適用される MRI装置の全体構成を示す図
[図 2]本発明の受信用コイルの第 1の実施の形態を示す図
[図 3]図 2の受信用コイルを構成するサブコイルを示す図で、（A)は第 1のコイル、 (B
)は第 2のコイル、 （C)は第 3のコイルを示す図
[図 4]第 1のコイルの変更例を示す図
[図 5]第 3のコイルの動作モードを説明する図
[図 6]第 2のコイルと第 3のコイルの配置を説明する図
[図 7]第 2のコイルと第 3のコイルの合成感度分布を示す図
[図 8]第 3のコイルの変更例を示す図
[図 9]第 2のコイル^ y方向に複数並べた状態を示す図
[図 10]第 2のコイル^ y方向に複数並べた状態を示す図
[図 11]第 1のコイル^ y方向に複数並べた場合の受信用コイルの構成を示す図
[図 12]本発明の第 2の実施の形態を示す図で、 (A)は被検体の胸側のコイルの配置
、（B)は背中側のコイルの配置を示す。
[図 13]上下に配置される同種のコイルの配置例を示す図で、（A)は第 2の実施の形 態を示す図、 (B)は (A)とは異なるコイルの配置を示す図
[図 14]本発明の第 3の実施の形態を示す図
[図 15]第 3の実施の形態における感度分布を示す図
[図 16]第 3の実施の形態の変更例を示す図
[図 17]図 16の実施の形態におけるデカツプリングを説明する図
[図 18]本発明の第 4の実施の形態を示す図 [図 19]第 4の実施の形態における第 2のコイルと第 3のコイルの合成感度分布を示す 図
[図 20]本発明の受信用コイルを分割した場合の斜視図を示す図
[図 21]本発明の受信用コイルを分割した場合の斜視図を示す図
[図 22]本発明の受信用コイルを全身装着した場合の斜視図を示す図
[図 23]本発明の受信用コイルの Gファクターをシミュレーションした結果を示す図
[図 24]本発明の受信用コイルの Gファクターをシミュレーションした結果を示す図
[図 25]比較例の受信用コイルの Gファクターをシミュレーションした結果を示す図
[図 26]水平磁場型 MRI用従来型受信用コイルの配置例を示す図
[図 27]水平磁場型 MRI用従来型受信用コイルの配置例を示す図
[図 28]垂直磁場型 MRI用従来型受信用コイルの配置例を示す図
[図 29]オープン型 MRI装置を示す図
符号の説明
3-1、 3- 2···第 1のコイル、 5-1、 5- 2· ··第 2のコイル、 7-1、 7- 2· ··第 3のコイル、 101· • 'マグネット、 102·· '傾斜磁場発生コイル、 103· · '被検体、 104· · 'シーケンサ、 105· • '傾斜磁場電源、 106· · 'RFパルス発生器、 107· · '受信用コイルコイル、 115·· -RF パワーアンプ、 108· · '受信器、 109· · '計算機、 110· · 'ディスプレイ、 111· · '記憶媒 体

Claims

請求の範囲
[1] 垂直方向に静磁場を発生する手段と、前記静磁場に置かれた検査対象に印加す る励起 RFパルスを発生する手段と、前記静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する手 段と、複数のサブコイルから構成され前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を 検出する受信用コイルとを具備し、前記複数のサブコイルが、
前記静磁場方向に平行な軸を含む面内に配置され前記検査対象の外周に電流ル ープを形成する第 1のコイルと、
前記第 1のコイルの電流ループ面と交差する面に偶数の電流ループを形成する第 2のコィノレと、
前記第 2のコイルの電流ループ面と略平行な面に奇数の電流ループを形成する第 3のコイルとを有し、
前記第 2のコイルと第 3のコイルは、第 2のコイルが形成する電流ループの配列方 向と第 3のコイルが形成する電流ループの配列方向が等しく、且つ当該電流ループ の配列方向において、前記第 2のコイルの感度が最小となる位置と第 3のコイルの感 度が最大となる位置が略一致するように配置されて ヽることを特徴とする磁気共鳴を 用いた検査装置。
[2] 垂直方向に静磁場を発生する手段と、前記静磁場に置かれた検査対象に印加す る励起 RFパルスを発生する手段と、前記静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する手 段と、複数のサブコイルから構成され前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を 検出する受信用コイルとを具備し、前記複数のサブコイルが、
前記静磁場方向に平行な軸を含む面内に配置され前記検査対象の外周に電流ル ープを形成する第 1のコイルと、
前記第 1のコイルの電流ループ面と交差する面に偶数の電流ループを形成する第 2のコィノレと、
前記第 2のコイルの電流ループ面と略平行な面に奇数の電流ループを形成する第 3のコイルとを有し、
前記第 2のコイルと第 3のコイルは、電流ループの配列方向が略同一であって且つ その配列方向にっ ヽて互 、の電流ループの中心が交互となるように配置されて 、る ことを特徴とする磁気共鳴を用いた検査装置。
[3] 請求項 1又は 2に記載の磁気共鳴を用いた検査装置であって、
前記第 2のコイル及び第 3のコイルの少なくとも一方は、前記電流ループの配列方 向と交差する方向に複数配置されていることを特徴とする磁気共鳴を用いた検査装 置。
[4] 請求項 1な!、し 3の 、ずれか 1項に記載の磁気共鳴を用いた検査装置であって、 前記第 2のコイル及び第 3のコイルの少なくとも一方は、前記検査対象を挟んで略 平行な 2つの面に配置されていることを特徴とする磁気共鳴を用いた検査装置。
[5] 請求項 4に記載の磁気共鳴を用いた検査装置であって、
前記検査対象を挟んで略平行な面に配置された一対のサブコイルは、前記電流ル ープの配列方向と直交する方向にっ 、て、互いにずれた位置に配置されて!、ること を特徴とする磁気共鳴を用いた検査装置。
[6] 請求項 1な!、し 5の 、ずれか 1項に記載の磁気共鳴を用いた検査装置であって、 前記第 2のコイルと第 3のコイルは、互いの電流ループが、前記電流ループの配列 方向と直交する方向にっ ヽて、ずれた位置に配置されて ヽることを特徴とする磁気 共鳴を用いた検査装置。
[7] 請求項 1な!、し 6の 、ずれか 1項に記載の磁気共鳴を用いた検査装置であって、 前記第 2のコイルは 2つの電流ループを有し、前記第 3のコイルは 3つの電流ルー プを有することを特徴とする磁気共鳴を用いた検査装置。
[8] 請求項 1な!、し 7の 、ずれか 1項に記載の検査装置であって、
前記受信用コイルは、サブコイルとして、前記第 1のコイルの電流ループ面と平行な 複数の面にそれぞれ電流ループを形成する第 4のコイルを有することを特徴とする磁 気共鳴を用いた検査装置。
[9] 請求項 1な!、し 8の 、ずれか 1項に記載の磁気共鳴を用いた検査装置であって、 前記第 1のコイルは、その電流ループ面と直交する方向に複数配置されていること を特徴とする磁気共鳴を用いた検査装置。
[10] 請求項 9記載の磁気共鳴を用いた検査装置であって、
前記受信用コイルは、前記複数の第 1のコイルの各々を電磁気的に切り離す手段 を有することを特徴とする磁気共鳴を用いた検査装置。
[11] 外部から印加される静磁場の方向に平行な軸を含む面内に配置され検査対象の 外周に電流ループを形成する第 1のコイルと、
前記第 1のコイルの電流ループ面と交差する面に偶数の電流ループを形成する第 2のコィノレと、
前記第 2のコイルの電流ループ面と略平行な面に奇数の電流ループを形成する第 3のコイルとを有し、
前記第 2のコイルと第 3のコイルは、第 2のコイルが形成する電流ループの配列方 向と第 3のコイルが形成する電流ループの配列方向が等しく、且つ当該電流ループ の配列方向において、前記第 2のコイルの感度が最小となる位置と第 3のコイルの感 度が最大となる位置が略一致するように配置されて 、ることを特徴とする核磁気共鳴 信号受信用コイル。
[12] 外部から印加される静磁場の方向に平行な軸を含む面内に配置され前記検査対 象の外周に電流ループを形成する第 1のコイルと、
前記第 1のコイルの電流ループ面と交差する面に偶数の電流ループを形成する第 2のコィノレと、
前記第 2のコイルの電流ループ面と略平行な面に奇数の電流ループを形成する第 3のコイルとを有し、
前記第 2のコイルと第 3のコイルは、電流ループの配列方向が略同一であって且つ その配列方向にっ ヽて互 、の電流ループの中心が交互となるように配置されて 、る ことを特徴とする核磁気共鳴信号受信用コイル。
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Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008119214A (ja) * 2006-11-10 2008-05-29 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置およびｒｆ照射コイル
JP2009045361A (ja) * 2007-08-22 2009-03-05 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
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
JP2011067629A (ja) * 2009-09-23 2011-04-07 General Electric Co <Ge> 磁気共鳴コイル駆動のためのシステム及び方法
WO2012066984A1 (ja) * 2010-11-17 2012-05-24 株式会社東芝 Ｒｆコイル装置、および、磁気共鳴イメージング装置
CN102650684A (zh) * 2011-02-23 2012-08-29 南通大学附属医院 磁共振成像串行射频线圈装置
CN103645452A (zh) * 2013-12-09 2014-03-19 深圳市特深电气有限公司 多通道射频线圈装置和使用该装置的磁共振成像系统

Families Citing this family (32)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7407955B2 (en) 2002-08-21 2008-08-05 Boehringer Ingelheim Pharma Gmbh & Co., Kg 8-[3-amino-piperidin-1-yl]-xanthines, the preparation thereof and their use as pharmaceutical compositions
DE102004054054A1 (de) 2004-11-05 2006-05-11 Boehringer Ingelheim Pharma Gmbh & Co. Kg Verfahren zur Herstellung chiraler 8-(3-Amino-piperidin-1-yl)-xanthine
US8035383B2 (en) * 2006-03-17 2011-10-11 Hitachi, Ltd. Magnetic resonance imaging apparatus and RF coil for magnetic resonance imaging apparatus
PE20110235A1 (es) 2006-05-04 2011-04-14 Boehringer Ingelheim Int Combinaciones farmaceuticas que comprenden linagliptina y metmorfina
WO2007129429A1 (ja) * 2006-05-09 2007-11-15 Hitachi, Ltd. 磁気共鳴検査装置
EP2096987A2 (en) * 2006-12-20 2009-09-09 Philips Intellectual Property & Standards GmbH Arrangement and method for influencing and/or detecting magnetic particles in a region of action
PE20140960A1 (es) 2008-04-03 2014-08-15 Boehringer Ingelheim Int Formulaciones que comprenden un inhibidor de dpp4
EP2283373B1 (en) * 2008-04-28 2021-03-10 Cornell University Accurate quantification of magnetic susceptibility in molecular mri
KR20200118243A (ko) 2008-08-06 2020-10-14 베링거 인겔하임 인터내셔날 게엠베하 메트포르민 요법이 부적합한 환자에서의 당뇨병 치료
DE202008015239U1 (de) * 2008-11-18 2010-04-01 Lmt Medical Systems Gmbh Mehrkanalige Aufnahmeeinrichtung zur MR-Bildgebung
WO2010111736A1 (en) * 2009-03-31 2010-10-07 The University Of Queensland Coil arrangement
CN102753161A (zh) 2009-11-27 2012-10-24 贝林格尔.英格海姆国际有限公司 基因型糖尿病患者利用dpp-iv抑制剂例如利拉利汀的治疗
ES2935300T3 (es) 2010-05-05 2023-03-03 Boehringer Ingelheim Int Combiterapia
US20120161768A1 (en) * 2010-12-23 2012-06-28 General Electric Company System and method for communicating data
WO2013010964A1 (en) 2011-07-15 2013-01-24 Boehringer Ingelheim International Gmbh Substituted quinazolines, the preparation thereof and the use thereof in pharmaceutical compositions
US9000766B2 (en) * 2011-10-18 2015-04-07 General Electric Company Radio frequency (RF) coil array for a magnetic resonance imaging system
US11039787B2 (en) * 2011-11-23 2021-06-22 Scanmed, Llc Garment MRI antenna array
US9555001B2 (en) 2012-03-07 2017-01-31 Boehringer Ingelheim International Gmbh Pharmaceutical composition and uses thereof
WO2013171167A1 (en) 2012-05-14 2013-11-21 Boehringer Ingelheim International Gmbh A xanthine derivative as dpp -4 inhibitor for use in the treatment of podocytes related disorders and/or nephrotic syndrome
US10976389B2 (en) * 2014-01-03 2021-04-13 Samsung Electronics Co., Ltd. Radiofrequency coil
US9526728B2 (en) 2014-02-28 2016-12-27 Boehringer Ingelheim International Gmbh Medical use of a DPP-4 inhibitor
US20170160354A1 (en) 2014-06-30 2017-06-08 Samsung Electronics Co., Ltd. Radio frequency coil for magnetic resonance imaging and magnetic resonance imaging system
JP6153905B2 (ja) * 2014-09-05 2017-06-28 株式会社日立製作所 高周波コイルおよび磁気共鳴撮像装置
KR102286940B1 (ko) 2014-11-25 2021-08-05 삼성전자주식회사 자기 공명 영상 시스템용 표면 코일 및 이를 포함하는 자기 공명 영상 시스템
JP6590736B2 (ja) * 2016-03-04 2019-10-16 株式会社日立製作所 高周波コイル及びそれを用いた磁気共鳴撮像装置
US10132883B2 (en) * 2016-05-31 2018-11-20 General Electric Company Foldable coil array
JP7073367B2 (ja) 2016-11-23 2022-05-23 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ 磁気共鳴撮像（ｍｒｉ）システム用の前部無線周波数（ｒｆ）コイルアレイ
WO2018098355A1 (en) 2016-11-23 2018-05-31 General Electric Company A conforming posterior radio frequency (rf) coil array for a magnetic resonance imaging (mri) system
KR101899009B1 (ko) * 2016-12-08 2018-09-17 삼성전자주식회사 자기공명영상장치 및 그 제어방법
US20190154768A1 (en) * 2017-11-22 2019-05-23 General Electric Company System and method for magnetic resonance imaging an object
US10921399B2 (en) * 2017-11-22 2021-02-16 GE Precision Healthcare LLC Radio frequency (RF) coil array for a magnetic resonance imaging (MRI) system for use in interventional and surgical procedures
CN111273206B (zh) * 2020-03-27 2022-05-27 苏州众志医疗科技有限公司 磁共振射频阵列线圈及装置和磁共振成像方法

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2000254109A (ja) * 1998-11-27 2000-09-19 Siemens Ag 磁気共鳴検査用アンテナアレイ
JP2003153878A (ja) * 2001-11-22 2003-05-27 Toshiba Corp 高周波コイルを使用した磁気共鳴映像装置
JP2004514486A (ja) * 2000-11-24 2004-05-20 コーニンクレッカ　フィリップス　エレクトロニクス　エヌ　ヴィ 垂直磁場のｍｒｉ装置においてサブサンプリングを用いてｍｒｉ画像を取得する方法

Family Cites Families (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB8701695D0 (en) * 1987-01-27 1987-03-04 Smith J A S Detecting compounds
GB2289344B (en) * 1991-04-02 1996-01-17 British Tech Group Detection method and apparatus
US5365172A (en) * 1992-08-07 1994-11-15 Brigham And Women's Hospital Methods and apparatus for MRI
EP0704062B1 (en) * 1994-04-08 2002-06-19 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic resonance imaging method and apparatus
US5682098A (en) * 1996-01-11 1997-10-28 W. L. Gore & Associates, Inc. Open quadrature whole volume imaging NMR surface coil array including three figure-8 shaped surface coils
JP3562902B2 (ja) * 1996-04-26 2004-09-08 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置用ｒｆプローブ
GB2355075A (en) * 1999-10-09 2001-04-11 Marconi Electronic Syst Ltd MRI apparatus with additional data correction coil
US6836118B2 (en) * 2000-03-10 2004-12-28 Mri Devices Corp. Method and apparatus for NMR imaging
JP3996734B2 (ja) 2000-11-20 2007-10-24 株式会社日立メディコ 核磁気共鳴を用いた検査装置
JP4048282B2 (ja) 2002-12-16 2008-02-20 セイノ−ホ−ルディングス株式会社 運搬用台車
US7221161B2 (en) 2003-01-21 2007-05-22 General Electric Company Coil arrays for parallel imaging in magnetic resonance imaging
US6777937B1 (en) * 2003-03-06 2004-08-17 The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Navy Nuclear quadrupole resonance method and apparatus
US6914432B2 (en) * 2003-06-23 2005-07-05 General Electric Company Phased array coil assembly and method and system for employing the same
US7394253B2 (en) * 2004-11-16 2008-07-01 Kabushiki Kaisha Toshiba Radio frequency coil assembly and magnetic resonance imaging apparatus
US7545144B2 (en) * 2007-11-14 2009-06-09 Hitachi Medical Systems America, Inc. Vertical field MRI shoulder coil

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2000254109A (ja) * 1998-11-27 2000-09-19 Siemens Ag 磁気共鳴検査用アンテナアレイ
JP2004514486A (ja) * 2000-11-24 2004-05-20 コーニンクレッカ　フィリップス　エレクトロニクス　エヌ　ヴィ 垂直磁場のｍｒｉ装置においてサブサンプリングを用いてｍｒｉ画像を取得する方法
JP2003153878A (ja) * 2001-11-22 2003-05-27 Toshiba Corp 高周波コイルを使用した磁気共鳴映像装置

Non-Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
FENG L. ET AL.: "The SENSE Cardiac Coil for 4-channel Vertical Field MRI Systems", PROCEEDINGS OF THE INTERNATIONAL SOCIETY FOR MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE 12TH SCIENTIFIC MEETINGS AND EXHIBITION, 2004, pages 1600, XP003003106 *
FENG L. ET AL.: "The SENSE CTL Coil for 3T 8-Channel MRI Systems", PROCEEDINGS OF THE INTERNATIONAL SOCIETY FOR MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE 12TH SCIENTIFIC MEETINGS AND EXHIBITION, 2004, pages 2634, XP002322031 *
HAJNAL J.V.: "An Array That Exploits Phase for SENSE Imaging", PROCEEDINGS OF THE INTERNATIONAL SOCIETY FOR MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE 8TH SCIENTIFIC MEETINGS AND EXHIBITION, 2000, pages 1719, XP002236279 *
See also references of EP1875862A4 *
SEEBER D. ET AL.: "Triangular Element Vertical Field Torso Coil for 3D SENSE", PROCEEDINGS OF THE INTERNATIONAL SOCIETY FOR MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE 12TH SCIENTIFIC MEETINGS AND EXHIBITION, 2004, pages 1594, XP003003108 *
SU S. ET AL.: "A Novel 15-Element SENSE-Compatible Vertical Field PV Array Coil", PROCEEDINGS OF THE INTERNATIONAL SOCIETY FOR MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE 12TH SCIENTIFIC MEETINGS AND EXHIBITION, 2004, pages 2386, XP003003107 *
TAKIZAWA M. ET AL.: "Head-Neck Parallel Imaging on a 0.3-T Open-MRI System", PROCEEDINGS OF THE INTERNATIONAL SOCIETY FOR MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE 10TH SCIENTIFIC MEETINGS AND EXHIBITION, 2002, pages 907, XP003003109 *

Cited By (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008119214A (ja) * 2006-11-10 2008-05-29 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置およびｒｆ照射コイル
JP2009045361A (ja) * 2007-08-22 2009-03-05 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
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
JP2011067629A (ja) * 2009-09-23 2011-04-07 General Electric Co <Ge> 磁気共鳴コイル駆動のためのシステム及び方法
WO2012066984A1 (ja) * 2010-11-17 2012-05-24 株式会社東芝 Ｒｆコイル装置、および、磁気共鳴イメージング装置
JP2012105805A (ja) * 2010-11-17 2012-06-07 Toshiba Corp Ｒｆコイル装置、および、磁気共鳴イメージング装置
US9545218B2 (en) 2010-11-17 2017-01-17 Toshiba Medical Systems Corporation RF coil device and magnetic resonance imaging apparatus
CN102650684A (zh) * 2011-02-23 2012-08-29 南通大学附属医院 磁共振成像串行射频线圈装置
CN103645452A (zh) * 2013-12-09 2014-03-19 深圳市特深电气有限公司 多通道射频线圈装置和使用该装置的磁共振成像系统

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