WO2014168214A1 - Ｒｆコイル及び磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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美幸 太田
貞範 冨羽
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株式会社東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
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    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging

Definitions

  • Embodiments described herein relate generally to an RF coil and a magnetic resonance imaging apparatus.
  • the nuclear spin of a subject placed in a static magnetic field is magnetically excited with an RF (Radio Frequency) pulse at the Larmor frequency, and the data of the magnetic resonance signal generated by the excitation is used.
  • RF Radio Frequency
  • a biopsy is a method in which a tissue is collected from a subject and examined, and a puncture needle may be used to collect the tissue.
  • a puncture needle may be used to collect the tissue.
  • the subject is laid on the breast RF coil and punctured through a grid-structured instrument placed so as to be in close contact with the side of the breast.
  • a needle is inserted.
  • a block for fixing the puncture needle is attached to a rectangular hole formed by the grid, and the puncture needle is punctured into the breast while being fixed by the block.
  • a coil element on the side of the breast.
  • the number of elements arranged on the side of the breast is increased for the purpose of parallel imaging (Parallel Imaging)
  • the area for puncture is partially blocked by the element, and sufficient puncture area is provided. Can not be secured.
  • the diameter of the element must be increased, and the performance of parallel imaging accompanying a decrease in SNR (Signal Noise Ratio) Decrease, and in turn, increase the imaging time.
  • the problem to be solved by the present invention is to provide an RF coil and a magnetic resonance imaging apparatus capable of appropriately arranging elements.
  • the RF coil according to the embodiment includes a puncture needle insertion portion in which a plurality of holes into which puncture needles are inserted are formed in the surface.
  • the puncture needle insertion portion the conductors of the elements of the plurality of coils are bent and laid in a frame between the holes while being insulated from each other.
  • FIG. 1 is a functional block diagram showing a configuration of an MRI apparatus in the first embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining a breast RF coil according to the first embodiment.
  • FIG. 3 is a view for explaining a puncturing grid portion in the first embodiment.
  • FIG. 4 is a view for explaining the laying of the conductive wire in the first embodiment.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining the thickness of the grid portion in the first embodiment.
  • FIG. 6 is a view for explaining the stacking of elements in the first embodiment.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining another example of element bonding in the first embodiment.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining a grid portion in the second embodiment.
  • FIG. 9A is a diagram for explaining a puncture needle insertion unit in another embodiment.
  • FIG. 9B is a diagram for explaining a puncture needle insertion unit according to another embodiment.
  • FIG. 1 is a functional block diagram showing a configuration of an MRI (Magnetic Resonance Imaging) apparatus 100 according to the first embodiment.
  • the MRI apparatus 100 includes a static magnetic field magnet 101, a static magnetic field power supply 102, a gradient magnetic field coil 103, a gradient magnetic field power supply 104, a transmission RF coil 105, a breast RF coil 106, and a transmission unit. 107, a receiving unit 108, a bed 109, a sequence control unit 120, and a computer 130.
  • the MRI apparatus 100 does not include a subject P (for example, a human body).
  • the structure shown in FIG. 1 is only an example. Each unit may be appropriately integrated or separated.
  • the static magnetic field magnet 101 is a magnet formed in a hollow cylindrical shape, and generates a static magnetic field in a space inside the cylinder.
  • the static magnetic field magnet 101 is, for example, a superconducting magnet or the like, and is excited by receiving a current supplied from the static magnetic field power source 102.
  • the static magnetic field power supply 102 supplies a current to the static magnetic field magnet 101.
  • the static magnetic field magnet 101 may be a permanent magnet. In this case, the MRI apparatus 100 may not include the static magnetic field power source 102. In addition, the static magnetic field power source 102 may be provided separately from the MRI apparatus 100.
  • the gradient magnetic field coil 103 is a coil disposed inside the static magnetic field magnet 101 and formed in a hollow cylindrical shape.
  • the gradient coil 103 receives a current supplied from the gradient magnetic field power supply 104 and generates a gradient magnetic field.
  • the gradient magnetic field power supply 104 supplies a current to the gradient magnetic field coil 103.
  • the transmission RF coil 105 is arranged inside the gradient magnetic field coil 103 and receives a supply of RF pulses from the transmission unit 107 to generate a high-frequency magnetic field.
  • the breast RF coil 106 receives a magnetic resonance signal (hereinafter, “MR (Magnetic Resonance) signal”) emitted from the subject P due to the influence of the high-frequency magnetic field, and outputs the received MR signal to the receiving unit 108.
  • MR Magnetic Resonance
  • the RF coil may be configured by combining one or more of a coil having only a transmission function, a coil having only a reception function, or a coil having a transmission / reception function.
  • the breast RF coil 106 may have a transmission / reception function.
  • the transmission unit 107 supplies the RF pulse corresponding to the Larmor frequency determined by the type of the target atom and the magnetic field strength to the transmission RF coil 105.
  • the receiving unit 108 detects the MR signal output from the breast RF coil 106, and generates MR data based on the detected MR signal. Specifically, the receiving unit 108 generates MR data by digitally converting the MR signal output from the breast RF coil 106. Further, the receiving unit 108 sends the generated MR data to the sequence control unit 120.
  • the receiving unit 108 may be provided on the gantry device side including the static magnetic field magnet 101, the gradient magnetic field coil 103, and the like.
  • the bed 109 includes a top plate on which the subject P is placed. In FIG. 1, only this top plate is shown for convenience of explanation. Usually, the bed 109 is installed so that the central axis of the cylinder of the static magnetic field magnet 101 is parallel to the longitudinal direction. Further, the top plate is movable in the longitudinal direction and the vertical direction, and is inserted into the space inside the cylinder inside the transmission RF coil 105 with the subject P placed thereon.
  • the sequence control unit 120 performs imaging of the subject P by driving the gradient magnetic field power source 104, the transmission unit 107, and the reception unit 108 based on the sequence information transmitted from the computer 130.
  • the sequence information is information defining a procedure for performing imaging.
  • the sequence information includes the strength of the current supplied from the gradient magnetic field power supply 104 to the gradient magnetic field coil 103 and the timing of supplying the current, the strength of the RF pulse supplied from the transmitter 107 to the transmission RF coil 105, and the timing of applying the RF pulse, The timing at which the receiving unit 108 detects the MR signal is defined.
  • the sequence control unit 120 executes an imaging sequence of parallel imaging in which MR signals are collected using a plurality of elements included in the RF coil 106.
  • parallel imaging is a technique that uses a plurality of elements to perform imaging with a smaller number of samples than full sampling, and reconstructs an MR image using a difference in sensitivity for each element.
  • SENSE sensitivity encoding
  • GRAPPA Generalized Auto calibrating Partially Parallel Acquisition
  • the sequence controller 120 is an integrated circuit such as an ASIC (Application Specific Integrated Circuit) or FPGA (Field Programmable Gate Array), or an electronic circuit such as a CPU (Central Processing Unit) or MPU (Micro Processing Unit).
  • ASIC Application Specific Integrated Circuit
  • FPGA Field Programmable Gate Array
  • CPU Central Processing Unit
  • MPU Micro Processing Unit
  • the sequence control unit 120 drives the gradient magnetic field power source 104, the transmission unit 107, and the reception unit 108 to image the subject P. As a result, when the MR data is received from the reception unit 108, the sequence control unit 120 converts the received MR data into the computer 130. Forward to.
  • the computer 130 performs overall control of the MRI apparatus 100. Further, the computer 130 generates MR images by performing reconstruction processing such as Fourier transform on the MR data transferred from the sequence control unit 120.
  • the computer 130 includes a control unit, a storage unit, an input unit, and a display unit.
  • the control unit is an integrated circuit such as an ASIC or FPGA, or an electronic circuit such as a CPU or MPU.
  • the storage unit is a RAM (Random Access Memory), a semiconductor memory element such as a flash memory, a hard disk, an optical disk, or the like.
  • the input unit is a pointing device such as a mouse or a trackball, or an input device such as a keyboard.
  • the display unit is a display device such as a liquid crystal display.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining the breast RF coil 106 according to the first embodiment.
  • the breast RF coil 106 includes a support portion 10 that supports the body of the subject P, and the recess portion 11 in which the breast of the suspended subject P is disposed is formed on the support portion 10.
  • the breast RF coil 106 includes a circuit unit 12 that synthesizes and amplifies the MR signals received by each element, and a connector unit 13 that sends the MR signals synthesized and amplified by the circuit unit 12 to the receiving unit 108.
  • the connector part 13 is connected to the connector part of the bed 109, for example. As shown in FIG.
  • the breast RF coil 106 has a grid portion 14 that is a puncture needle insertion portion in which a hole into which the puncture needle is inserted is formed on the outer side surface in the recess portion 11.
  • the grid portion 14 is detachably attached to the main body of the breast RF coil 106 and is removed for sterilization or disposal after imaging.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining the puncturing grid portion 14 in the first embodiment.
  • a rectangular hole is formed in the grid portion 14 by the grid.
  • the number of rectangular holes is, for example, 48, and the size is, for example, 1.8 mm square.
  • a block 15 for fixing the puncture needle is attached to a hole at a position corresponding to the tissue to be collected among the rectangular holes.
  • the block 15 also has, for example, nine holes, and the puncture needle 20 is inserted into one hole in the block 15 and punctured into the breast. The block 15 adjusts the position and angle of puncture.
  • the breast RF coil 106 has an element 16 arranged so as to surround the outer periphery of the recessed portion 11 on the surface of the support portion 10. Or it has the element 17 arrange
  • the breast RF coil 106 has coil elements arranged in the grid portion 14.
  • the conductor wires of the elements are laid so as to sew between the holes while avoiding the rectangular holes formed in the grid portion 14.
  • FIG. 4 is a diagram for explaining the laying of the conductive wire in the first embodiment.
  • the conductors of the figure-shaped elements 14 a dots with wide intervals
  • the conductors of the loop-type elements 14 b dots with narrow intervals
  • FIG. 4 shows that the rectangular holes are formed in the grid portion 14, a frame forming the grid structure of the entire plane remains as a portion other than the holes between the holes. ing.
  • the lead wire of the figure-shaped element 14a and the lead wire of the loop-type element 14b are laid so as to pass through this frame, and are laid while being bent appropriately in a plane so as to have a figure-shaped or loop-shaped shape. Is done.
  • the lead wire of the figure-shaped element 14a and the lead wire of the loop-type element 14b are encapsulated in a resin (including a synthetic resin, for example, plastic) forming this frame by a metal insert molding technique.
  • FIG. 4 shows an example in which each element forms a closed loop on the plane of the grid structure
  • the embodiment is not limited to this.
  • Each element formed in the plane of the grid structure may form an open loop in the plane, and may form a closed loop by being electrically coupled to electronic components arranged on the outer periphery of the plane.
  • Each element may be combined with, for example, the element 16 or the element 17 illustrated in FIG. 2 to form a closed loop.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining the thickness of the grid portion 14 in the first embodiment.
  • a plurality of rectangular holes are formed in the grid portion 14.
  • the width of the hole and the frame of the hole is preferably as narrow as possible.
  • the grid portion 14 has a certain thickness in the insertion direction of the puncture needle. It is good to make it. This thickness is determined in accordance with the hole design (relative relationship with the hole shape) of the entire grid portion 14 and the material. For example, if the width of the frame is thin, it is preferable to have a thickness in the insertion direction.
  • the grid portion 14 is expressed transparently, and only the conductors of the loop type elements 14 b laid in the frame of the grid portion 14 are highlighted and illustrated.
  • the grid portion 14 is formed by dividing a layer for each element. That is, the grid portion 14 is formed by laminating a plurality of layers in the insertion direction in which the puncture needle is inserted, and the conductors of the elements are laid on the layers in a state of being insulated from each other.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining the stacking of elements in the first embodiment.
  • rectangular holes formed in the grid portion 14 are omitted.
  • the grid portion 14 is formed by dividing an 8-shaped element 14a and a loop-shaped element 14b into separate layers.
  • the grid portion 14 includes a resin layer 11 in which a conductor of an 8-shaped element 14 a is laid, a resin layer 12 in which a conductor of a loop element 14 b is laid, The resin layer l3 not laid is laminated and bonded and molded.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining another example of element bonding in the first embodiment.
  • the grid portion 14 is further divided into a plurality of parts, for example, when laying conductors of elements having a complicated shape such as the figure-shaped element 14a, and the parts are pasted in the plane direction. You may shape
  • the embodiment is not limited to the stacking and bonding method illustrated in FIGS. 6 and 7. What is necessary is just to laminate
  • the layer l3 shown in FIG. 6 can be omitted.
  • a plurality of elements may be formed as one layer.
  • electronic components are arranged on the outer periphery of the grid portion 14, that is, on the outer periphery of a rectangular hole group formed on the plane of the grid structure.
  • the capacitor 14c and the trap 14d are arranged so as to surround the plane of the grid structure.
  • the bias line 14e for operating the trap 14d and the signal line 14f are also arranged so as to surround the plane of the grid structure.
  • the bias line 14e and the signal line 14f are connected to the connector 14g as shown in FIG.
  • the bias line 14e and the signal line 14f are electrically connected to the circuit unit 12 of the breast RF coil 106 via the connector 14g.
  • positioned on the outer periphery of the grid part 14 is protected by the exterior material 14h.
  • the conductive wire of the coil element is bent in the plane while avoiding the hole. While laying. For this reason, even if the number of elements is increased for the purpose of parallel imaging or the like, the puncture area is not blocked by the elements, and a sufficient puncture area can be secured.
  • the shape of the element can be arbitrarily selected, there is no restriction that the diameter of the element has to be increased, and the SNR can be improved. As a result, it is possible to avoid parallel imaging performance degradation, imaging time extension, and the like.
  • the grid portion 14 is detachably attached to the main body of the breast RF coil 106 and is sterilized or discarded after imaging. This is because the grid part 14 is normally used in direct contact with the subject P. Since the elements in the grid portion 14 are relatively expensive, there is a demerit in terms of cost in the case of disposal, and there is a demerit in that the surface material of the grid portion 14 is deteriorated in the case of sterilization. Therefore, in the second embodiment, an example will be described in which a component that can be in direct contact with the subject P and a component on which an element is arranged are formed so as to be separable.
  • the grid portion 14 is formed so as to be separable into a component arranged on the side in contact with the subject P and a component arranged on the side avoiding contact, and the conductor of the element is Laying on the latter part.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining the grid portion 14 in the second embodiment.
  • the grid portion 14 is formed separately into a contact portion 24a that is used in direct contact with the subject P and an element portion 24b in which the element is disposed. No element is arranged in the contact portion 24a.
  • the contact portion 24a and the element portion 24b are fixed to each other by a lock portion 24c. Further, after imaging, the contact portion 24a and the element portion 24b are separated by releasing the lock portion 24c, and only the contact portion 24a is sterilized or discarded.
  • a part that can come into contact with the subject P and a part in which the element is arranged are formed in a separable manner.
  • sterilization or disposal of the parts that have come into contact with the subject P is thoroughly performed, so that nosocomial infection caused by body fluid of the subject P can be prevented.
  • relatively expensive elements can be used repeatedly, deterioration due to sterilization and cost increase due to disposal can be avoided.
  • the puncture needle insertion portion in which the element is arranged has been described by taking a grid structure as an example.
  • the embodiment is not limited to this, and various shapes other than the blocks described above are used. It can be arbitrarily changed to correspond to these parts.
  • the puncture needle insertion portion may have a horizontal stripe structure as shown in FIG. 9A or a vertical stripe structure as shown in FIG. 9B.
  • the horizontal stripe structure is a structure in which rectangular holes having a major axis in the horizontal direction are arranged in the vertical direction.
  • the vertical stripe structure is a structure in which rectangular holes having a perpendicular axis in the vertical direction are arranged in the horizontal direction.
  • the conductor wires of the element are laid while being appropriately bent in a plane so as to pass through a frame forming a horizontal stripe structure or a vertical stripe structure so as to avoid a rectangular hole.
  • the shape of the hole is not limited to a rectangle, and may be a circle or other shapes.
  • the conductor of the element is sealed inside the resin of the puncture needle insertion portion by metal insert molding, but the embodiment is not limited thereto, and the conductor of the element is For example, it may be laid on the resin surface of the puncture needle insertion part. That is, the conductor of the element is laid on the surface of the frame while being appropriately bent on the frame so as to avoid the hole formed in the puncture needle insertion portion.
  • the breast RF coil 106 exemplified in the above-described embodiment is merely an example, and can be arbitrarily changed according to the imaging purpose and the like.
  • the embodiment is not limited to this, and for example, only one breast is drooped to the indentation part 11. Also good.
  • the puncture needle insertion part in which the element is arranged can be arranged not only on the outer side surface in the recessed portion 11 but also on the inner side surface.
  • the breast coil is described as an example of the RF coil.
  • the embodiment is not limited to this, and the puncture needle insertion portion is attached with another local coil. The same applies to what is used.
  • the elements can be appropriately arranged.

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Abstract

　実施形態に係るＲＦコイル（１０６）は、穿刺針が挿入される穴が面内に複数形成された穿刺針挿入部（１４）を備える。前記穿刺針挿入部（１４）では、複数のコイルのエレメント（１４ａ，１４ｂ）の導線が互いに絶縁された状態で、穴と穴との間の枠に曲折して敷設される。

Description

ＲＦコイル及び磁気共鳴イメージング装置
　本発明の実施形態は、ＲＦコイル及び磁気共鳴イメージング装置に関する。
　磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンを、そのラーモア（Larmor）周波数のＲＦ（Radio　Frequency）パルスで磁気的に励起し、励起に伴い発生する磁気共鳴信号のデータから画像を生成する撮像法である。
　この磁気共鳴イメージングにおいて、生検（biopsy）が行われる場合がある。生検は、被検体から組織を採取し、検査するものであり、組織の採取に穿刺針が用いられることがある。例えば、乳房の組織を採取する場合、一般的には、被検体を乳房ＲＦコイルの上に俯せに寝かせ、乳房の側面に密着するように配置されたグリッド（格子）構造の器具を介して穿刺針が挿入される。例えば、グリッドにより形成された矩形の穴に、穿刺針を固定するためのブロックが装着され、穿刺針は、ブロックにより固定された状態で乳房に穿刺される。
　ここで、乳房の撮像においては、乳房の側面にもコイルのエレメントを配置することが望ましい。しかしながら、例えば、パラレルイメージング（Parallel　Imaging）等の目的で乳房の側面に配置するエレメントの数を増やした場合、その分エレメントによって穿刺のための領域が一部塞がれてしまい、十分な穿刺領域を確保することができない。一方、穿刺領域の確保を優先し、穿刺領域全体の外周を囲むようにエレメントを配置する場合、エレメントの直径を大きくせざるを得ず、ＳＮＲ（Signal　Noise　Ratio）の低下に伴うパラレルイメージングの性能低下、ひいては撮像時間の延長等を引き起こす。
特開平１０－１６５４０３号公報
　本発明が解決しようとする課題は、エレメントを適切に配置することができるＲＦコイル及び磁気共鳴イメージング装置を提供することである。
　実施形態に係るＲＦコイルは、穿刺針が挿入される穴が面内に複数形成された穿刺針挿入部を備える。前記穿刺針挿入部では、複数のコイルのエレメントの導線が互いに絶縁された状態で、穴と穴との間の枠に曲折して敷設される。
図１は、第１の実施形態におけるＭＲＩ装置の構成を示す機能ブロック図。 図２は、第１の実施形態における乳房ＲＦコイルを説明するための図。 図３は、第１の実施形態における穿刺用のグリッド部を説明するための図。 図４は、第１の実施形態における導線の敷設を説明するための図。 図５は、第１の実施形態におけるグリッド部の厚みを説明するための図。 図６は、第１の実施形態におけるエレメントの積層を説明するための図。 図７は、第１の実施形態におけるエレメントの貼り合わせの別例を説明するための図。 図８は、第２の実施形態におけるグリッド部を説明するための図。 図９Ａは、その他の実施形態における穿刺針挿入部を説明するための図。 図９Ｂは、その他の実施形態における穿刺針挿入部を説明するための図。
　以下、図面を参照しながら、実施形態におけるＲＦコイル及び磁気共鳴イメージング装置を説明する。なお、実施形態は以下の実施形態に限られるものではない。また、各実施形態において説明する内容は、原則として他の実施形態においても同様に適用することができる。
（第１の実施形態）
　図１は、第１の実施形態におけるＭＲＩ（Magnetic　Resonance　Imaging）装置１００の構成を示す機能ブロック図である。図１に示すように、ＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１０１と、静磁場電源１０２と、傾斜磁場コイル１０３と、傾斜磁場電源１０４と、送信ＲＦコイル１０５と、乳房ＲＦコイル１０６と、送信部１０７と、受信部１０８と、寝台１０９と、シーケンス制御部１２０と、計算機１３０とを備える。なお、ＭＲＩ装置１００に、被検体Ｐ（例えば、人体）は含まれない。また、図１に示す構成は一例に過ぎない。各部は、適宜統合若しくは分離して構成されてもよい。
　静磁場磁石１０１は、中空の円筒形状に形成された磁石であり、円筒内部の空間に、静磁場を発生する。静磁場磁石１０１は、例えば、超伝導磁石等であり、静磁場電源１０２から電流の供給を受けて励磁する。静磁場電源１０２は、静磁場磁石１０１に電流を供給する。なお、静磁場磁石１０１は、永久磁石でもよく、この場合、ＭＲＩ装置１００は、静磁場電源１０２を備えなくてもよい。また、静磁場電源１０２は、ＭＲＩ装置１００とは別に備えられてもよい。
　傾斜磁場コイル１０３は、静磁場磁石１０１の内側に配置され、中空の円筒形状に形成されたコイルである。傾斜磁場コイル１０３は、傾斜磁場電源１０４から電流の供給を受けて傾斜磁場を発生する。傾斜磁場電源１０４は、傾斜磁場コイル１０３に電流を供給する。
　送信ＲＦコイル１０５は、傾斜磁場コイル１０３の内側に配置され、送信部１０７からＲＦパルスの供給を受けて高周波磁場を発生する。乳房ＲＦコイル１０６は、高周波磁場の影響によって被検体Ｐから発せられる磁気共鳴信号（以下、「ＭＲ（Magnetic　Resonance）信号」）を受信し、受信したＭＲ信号を受信部１０８に出力する。なお、乳房ＲＦコイル１０６については、後に詳述する。
　また、上述した送信ＲＦコイル１０５及び乳房ＲＦコイル１０６の組み合わせは一例に過ぎない。ＲＦコイルは、送信機能のみを備えたコイル、受信機能のみを備えたコイル、若しくは送受信機能を備えたコイルのうち、１つ若しくは複数を組み合わせることによって構成されればよい。例えば、乳房ＲＦコイル１０６が、送受信機能を備えてもよい。
　送信部１０７は、対象とする原子の種類及び磁場強度で定まるラーモア周波数に対応するＲＦパルスを送信ＲＦコイル１０５に供給する。受信部１０８は、乳房ＲＦコイル１０６から出力されるＭＲ信号を検出し、検出したＭＲ信号に基づいてＭＲデータを生成する。具体的には、受信部１０８は、乳房ＲＦコイル１０６から出力されるＭＲ信号をデジタル変換することによってＭＲデータを生成する。また、受信部１０８は、生成したＭＲデータをシーケンス制御部１２０に送る。なお、受信部１０８は、静磁場磁石１０１や、傾斜磁場コイル１０３等を備える架台装置側に備えられてもよい。
　寝台１０９は、被検体Ｐが載置される天板を備える。図１においては、説明の便宜上、この天板のみを図示する。通常、寝台１０９は、静磁場磁石１０１の円筒の中心軸と長手方向が平行になるように設置される。また、天板は、長手方向及び上下方向に移動可能であり、被検体Ｐが載置された状態で、送信ＲＦコイル１０５の内側の円筒内部の空間に挿入される。
　シーケンス制御部１２０は、計算機１３０から送信されるシーケンス情報に基づいて、傾斜磁場電源１０４、送信部１０７、及び受信部１０８を駆動することによって、被検体Ｐの撮像を行う。ここで、シーケンス情報は、撮像を行う手順を定義した情報である。シーケンス情報には、傾斜磁場電源１０４が傾斜磁場コイル１０３に供給する電流の強さや電流を供給するタイミング、送信部１０７が送信ＲＦコイル１０５に供給するＲＦパルスの強さやＲＦパルスを印加するタイミング、受信部１０８がＭＲ信号を検出するタイミング等が定義される。例えば、シーケンス制御部１２０は、ＲＦコイル１０６が有する複数のエレメントを用いてＭＲ信号を収集するパラレルイメージングの撮像シーケンスを実行する。なお、パラレルイメージングとは、複数のエレメントを用いて、フルサンプリングよりも少ないサンプル数で撮像を行い、エレメント毎の感度の違いを利用してＭＲ画像を再構成する技術である。パラレルイメージングの技術として、例えば、ＳＥＮＳＥ（sensitivity　encoding）や、ＧＲＡＰＰＡ（Generalized　Auto　calibrating　Partially　Parallel　Acquisition）が広く知られている。
　例えば、シーケンス制御部１２０は、ＡＳＩＣ（Application　Specific　Integrated　Circuit）、ＦＰＧＡ（Field　Programmable　Gate　Array）等の集積回路、ＣＰＵ（Central　Processing　Unit）、ＭＰＵ（Micro　Processing　Unit）等の電子回路である。
　なお、シーケンス制御部１２０は、傾斜磁場電源１０４、送信部１０７、及び受信部１０８を駆動して被検体Ｐを撮像した結果、受信部１０８からＭＲデータを受信すると、受信したＭＲデータを計算機１３０に転送する。
　計算機１３０は、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。また、計算機１３０は、シーケンス制御部１２０から転送されたＭＲデータに、フーリエ変換等の再構成処理を施すことで、ＭＲ画像の生成等を行う。例えば、計算機１３０は、制御部、記憶部、入力部、表示部を備える。制御部は、ＡＳＩＣ、ＦＰＧＡ等の集積回路、ＣＰＵ、ＭＰＵ等の電子回路である。記憶部は、ＲＡＭ（Random　Access　Memory）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ハードディスク、光ディスク等である。入力部は、マウスやトラックボール等のポインティングデバイス、キーボード等の入力デバイスである。表示部は、液晶ディスプレイ等の表示デバイスである。
　図２は、第１の実施形態における乳房ＲＦコイル１０６を説明するための図である。図２に示すように、乳房ＲＦコイル１０６は、被検体Ｐの胴体を支える支持部１０を有し、支持部１０に、下垂した被検体Ｐの乳房が配置されるくぼみ部１１が形成される。また、乳房ＲＦコイル１０６は、各エレメントにて受信されたＭＲ信号の合成や増幅を行う回路部１２と、回路部１２により合成、増幅されたＭＲ信号を受信部１０８へ送るコネクタ部１３とを有する。コネクタ部１３は、例えば寝台１０９のコネクタ部に接続される。また、図２に示すように、乳房ＲＦコイル１０６は、くぼみ部１１内の外側の側面に、穿刺針が挿入される穴が形成された穿刺針挿入部である、グリッド部１４を有する。なお、第１の実施形態において、グリッド部１４は、乳房ＲＦコイル１０６の本体に対して取り外し可能に装着され、撮像後、滅菌若しくは廃棄のために取り外されるものとする。
　図３は、第１の実施形態における穿刺用のグリッド部１４を説明するための図である。グリッド部１４には、グリッドにより矩形の穴が形成される。図３に示す例の場合、矩形の穴の数は、例えば４８個であり、その大きさは、例えば１．８ｍｍ四方である。穿刺の際には、この矩形の穴のうち、採取対象の組織に対応する位置の穴に、穿刺針を固定するためのブロック１５が装着される。図３に示すように、ブロック１５も、例えば９個の穴を有し、穿刺針２０は、ブロック１５内の１つの穴に挿入され、乳房に穿刺される。このブロック１５によって、穿刺の位置や角度が調整される。
　また、乳房ＲＦコイル１０６に配置されたコイルのエレメントを説明すると、乳房ＲＦコイル１０６は、図２に示すように、支持部１０の表面でくぼみ部１１の外周を取り囲むように配置されたエレメント１６や、くぼみ部１１内で内側の側面に配置されたエレメント１７を有する。例えば、図２において、くぼみ部１１内には、３つのエレメント１７が配置されている。各エレメントの導線は、図２に示すように、回路部１２に接続される。
　また、乳房ＲＦコイル１０６は、グリッド部１４にも、コイルのエレメントを配置している。ここで、乳房ＲＦコイル１０６では、グリッド部１４に形成された矩形の穴を避けつつ、穴と穴との間を縫うように、エレメントの導線が敷設される。
　図４は、第１の実施形態における導線の敷設を説明するための図である。図４においては、グリッド部１４に、８の字型エレメント１４ａの導線（広い間隔の点線）と、ループ型エレメント１４ｂの導線（狭い間隔の点線）とを、矩形の穴を避けるように敷設した例を示す。図４に示すように、グリッド部１４には、矩形の穴が形成されている一方で、穴と穴との間には、穴以外の部分として、平面全体のグリッド構造を形成する枠が残っている。８の字型エレメント１４ａの導線や、ループ型エレメント１４ｂの導線は、この枠を通るように敷設され、また、８の字型やループ型の形状となるように平面内で適宜曲折しながら敷設される。例えば、８の字型エレメント１４ａの導線やループ型エレメント１４ｂの導線は、金属インサート成形技術によって、この枠を形成する樹脂（合成樹脂を含む、例えば、プラスチック）内に封入される。
　なお、図４においては、グリッド構造の平面で、各エレメントが閉ループを形成する例を示したが、実施形態はこれに限られるものではない。グリッド構造の平面に形成された各エレメントは、平面内では開ループを形成し、平面の外周に配置された電子部品と電気的に結合することで、閉ループを形成してもよい。また、各エレメントは、例えば、図２に示したエレメント１６やエレメント１７と結合して、閉ループを形成してもよい。
　図５は、第１の実施形態におけるグリッド部１４の厚みを説明するための図である。図４に示したように、グリッド部１４には複数の矩形の穴が形成される。穿刺領域確保の観点から、穴と穴の枠の幅は可能な限り細いものが望ましい。細い枠内でエレメント１４の線幅を確保する場合やブロック１５を安定に保持するためには、例えば、図５に示すように、グリッド部１４において、穿刺針の挿入方向にある程度の厚みを持たせるとよい。この厚みは、グリッド部１４全体の穴の設計（穴の形状との相対関係）や、材料に応じて決定される。例えば、枠の幅が細ければ、挿入方向の厚みを持たせることが好ましい。なお、図５においては、説明の便宜上、グリッド部１４を透過的に表現し、グリッド部１４の枠内に敷設されたループ型エレメント１４ｂの導線のみを強調して図示した。
　ここで、第１の実施形態においては、グリッド部１４の枠内に複数のエレメントの導線が敷設される例を説明した。この場合、エレメントとエレメントとの間では、絶縁を保つことが望ましい。そこで、第１の実施形態においては、エレメント毎に層を分けて、グリッド部１４を成形する。即ち、グリッド部１４は、穿刺針が挿入される挿入方向に複数の層が積層されて形成され、各エレメントの導線は、互いに絶縁された状態の各層に敷設される。
　図６は、第１の実施形態におけるエレメントの積層を説明するための図である。なお、図６においては、グリッド部１４に形成された矩形の穴を省略して示す。例えば、グリッド部１４は、８の字型エレメント１４ａと、ループ型エレメント１４ｂとが、別々の層に分けて成形される。例えば、グリッド部１４は、図６に示すように、８の字型エレメント１４ａの導線が敷設された樹脂の層ｌ１と、ループ型エレメント１４ｂエレメントの導線が敷設された樹脂の層ｌ２と、エレメントが敷設されていない樹脂の層ｌ３とが積層され、貼り合わされて成形される。
　図７は、第１の実施形態におけるエレメントの貼り合わせの別例を説明するための図である。また、グリッド部１４は、例えば、８の字型エレメント１４ａのように、複雑な形状のエレメントの導線を敷設する場合には、エレメントを更に複数の部品に分け、部品同士を、平面方向に貼り合わせて成形してもよい。
　このように積層したり貼り合わせたりすることで、エレメントの複雑なアレイ構造を、各々絶縁を保ちながら形成することができる。なお、実施形態は、図６や図７に示した積層や貼り合わせの手法に限られるものではない。エレメントの形状や位置関係に合わせて、適宜、積層したり、貼り合わせればよい。例えば、図６に示した層ｌ３を省略することもできる。また、絶縁が保たれるのであれば、必ずしも、別々の層に分けて形成する必要はなく、複数のエレメントを１つの層として形成してもよい。
　図４に戻り、第１の実施形態においては、グリッド部１４の外周、即ち、グリッド構造の平面に形成された矩形の穴群の外周に、電子部品が配置される。例えば、図４に示すように、コンデンサ１４ｃ及びトラップ１４ｄが、グリッド構造の平面を取り囲むように、配置される。また、図４に示すように、トラップ１４ｄを作動させるためのバイアスライン１４ｅや、信号ライン１４ｆも、グリッド構造の平面を取り囲むように、配置される。なお、バイアスライン１４ｅや信号ライン１４ｆは、図４に示すように、コネクタ１４ｇに接続される。バイアスライン１４ｅや信号ライン１４ｆは、コネクタ１４ｇを経由して乳房ＲＦコイル１０６の回路部１２に電気的に接続される。また、グリッド部１４の外周に配置された電子部品は、外装材１４ｈで保護される。
　上述したように、第１の実施形態によれば、穿刺針が挿入される穴が平面内に複数形成されたグリッド部１４において、コイルのエレメントの導線が、穴を避けつつ、平面内で曲折しながら敷設される。このため、パラレルイメージング等の目的でエレメントの数を増やしたとしても、エレメントによって穿刺領域が塞がれることがなく、十分な穿刺領域を確保することができる。また、エレメントの形状も任意に選択することができるので、エレメントの直径を大きくせざるを得ないといった制約も受けず、ＳＮＲを向上させることができる。結果として、パラレルイメージングの性能低下や、撮像時間の延長等も回避することができる。
（第２の実施形態）
　続いて、第２の実施形態を説明する。上述した第１の実施形態においては、グリッド部１４が乳房ＲＦコイル１０６の本体に対して取り外し可能に装着され、撮像後、滅菌若しくは廃棄されることを想定した。これは、通常、グリッド部１４が、被検体Ｐに直接接触して使用されるためである。グリッド部１４内のエレメントは比較的高価なため、廃棄の場合は、コストの面でデメリットがあり、また、滅菌の場合も、グリッド部１４の表面素材が劣化するというデメリットがある。そこで、第２の実施形態においては、被検体Ｐに直接接触し得る部品と、エレメントが配置される部品とを、分離可能に形成する例を説明する。即ち、第２の実施形態において、グリッド部１４は、被検体Ｐに接触する側に配置される部品と、接触を避ける側に配置される部品とに分離可能に形成され、エレメントの導線は、後者の部品に敷設される。
　図８は、第２の実施形態におけるグリッド部１４を説明するための図である。例えば、第２の実施形態において、グリッド部１４は、被検体Ｐに直接接触して使用される接触部２４ａと、エレメントが配置されるエレメント部２４ｂとに分離して形成される。接触部２４ａには、エレメントは配置されない。また、接触部２４ａとエレメント部２４ｂとは、ロック部２４ｃによって互いに固定される。また、撮像後、ロック部２４ｃの解除によって接触部２４ａとエレメント部２４ｂとは分離され、接触部２４ａのみが、滅菌若しくは廃棄される。
　上述したように、第２の実施形態によれば、被検体Ｐに接触し得る部品とエレメントが配置された部品とが、分離可能に形成される。この場合、被検体Ｐに接触した部品の滅菌若しくは廃棄が徹底されて、被検体Ｐの体液等から生じる院内感染を防ぐことができる。また、比較的高価なエレメントについては繰り返しの使用が可能になるので、滅菌による劣化や、廃棄によるコスト増加を回避することができる。
（その他の実施形態）
　実施形態は、上述した実施形態に限られるものではない。
　上述した実施形態においては、エレメントが配置された穿刺針挿入部として、グリッド構造のものを例に挙げて説明したが、実施形態はこれに限られるものではなく、上述したブロック以外の様々な形状の部品に対応すべく、任意に変更することができる。
　図９Ａ及び図９Ｂは、その他の実施形態における穿刺針挿入部を説明するための図である。例えば、穿刺針挿入部は、図９Ａに示すように、横縞構造のものや、図９Ｂに示すように、縦縞構造のものでもよい。横縞構造は、水平方向が長軸となる長方形の穴が、垂直方向に並ぶ構造である。また、縦縞構造は、垂直方向が直軸となる長方形の穴が、水平方向に並ぶ構造である。この場合も、エレメントの導線は、長方形の穴を避けるように、横縞構造や縦縞構造を形成する枠を通るように、平面内で適宜曲折しながら敷設される。なお、穴の形状は、矩形に限られず、円や、その他の形状でもよい。
　また、上述した実施形態においては、金属インサート成形により穿刺針挿入部の樹脂内部にエレメントの導線が封入される例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではなく、エレメントの導線は、例えば、穿刺針挿入部の樹脂表面に敷設されてもよい。即ち、エレメントの導線は、穿刺針挿入部に形成された穴を避けるように、枠の上で適宜曲折しながら枠の表面に敷設される。
　また、上述した実施形態において例に挙げた乳房ＲＦコイル１０６は、一例に過ぎず、撮像目的等に応じて任意に変更することができる。例えば、上述した実施形態においては、２つの乳房をくぼみ部１１に下垂させる例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではなく、例えば、１つの乳房のみをくぼみ部１１に下垂させてもよい。この場合、くぼみ部１１内の外側の側面のみならず内側の側面にも、エレメントが配置された穿刺針挿入部を配置することができる。
　また、上述した実施形態においては、８の字型やループ型のエレメントを配置する例を挙げて説明したが、実施形態はこれに限られるものではなく、エレメントの形状や数は、任意に変更することができる。
　また、上述した実施形態においては、ＲＦコイルの一例として乳房コイルを例に挙げて説明したが、実施形態はこれに限られるものではなく、他の局部コイルで、穿刺針挿入部を装着して使用されるものにも同様に適用することができる。
　以上述べた少なくとも１つの実施形態のＲＦコイルによれば、エレメントを適切に配置することができる。
　本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

Claims (10)

  1. 　穿刺針が挿入される穴が面内に複数形成された穿刺針挿入部を備え、
    　前記穿刺針挿入部では、複数のコイルのエレメントの導線が互いに絶縁された状態で、穴と穴との間の枠に曲折して敷設されることを特徴とする、ＲＦコイル。
  2. 　前記穿刺針挿入部では、各エレメントの導線が、前記枠の内部に封入して敷設される、又は、前記枠の表面に敷設されることを特徴とする請求項１に記載のＲＦコイル。
  3. 　前記穿刺針挿入部は、穿刺針が挿入される挿入方向に複数の層が積層されて形成されるものであって、各エレメントの導線は、互いに絶縁された状態の各層に敷設されることを特徴とする請求項１に記載のＲＦコイル。
  4. 　前記穿刺針挿入部では、前記面内に形成された穴群の外周に電子部品が配置されたことを特徴とする請求項１に記載のＲＦコイル。
  5. 　前記穿刺針挿入部は、穿刺針が挿入される挿入方向に、前記穴の形状との相対関係で決定される厚みを有することを特徴とする請求項１に記載のＲＦコイル。
  6. 　前記穿刺針挿入部は、被検体に接触する側に配置される第１部品と、接触を避ける側に配置される第２部品とに分離可能に形成され、前記エレメントの導線は、前記第２部品に敷設されることを特徴とする請求項１に記載のＲＦコイル。
  7. 　前記枠は、格子状に形成される、請求項１に記載のＲＦコイル。
  8. 　被検体の胴体を支える支持部と、
    　被検体の乳房を下垂させて配置されるくぼみ部とを更に備え、
    　前記エレメントは、前記くぼみ部に沿って配置される、請求項１に記載のＲＦコイル。
  9. 　穿刺針が挿入される穴が面内に複数形成された穿刺針挿入部を備え、
    　前記穿刺針挿入部は、コイルのエレメントの導線が、前記穴を避けつつ面内で曲折して敷設され、更に、被検体に接触する側に配置される第１部品と、接触を避ける側に配置される第２部品とに分離可能に形成され、エレメントの導線は、前記第２部品に敷設される、ＲＦコイル。
  10. 　穿刺針が挿入される穴が面内に複数形成された穿刺針挿入部を有し、当該穿刺針挿入部内で、複数のコイルのエレメントの導線が互いに絶縁された状態で、穴と穴との間の枠に曲折して敷設されるＲＦコイルと、
    　前記ＲＦコイルが有する複数のエレメントを用いて磁気共鳴信号を収集するパラレルイメージングの撮像シーケンスを実行するシーケンス制御部と
    　を備える、磁気共鳴イメージング装置。
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