JP2001070278A - Rf coil, magnetic resonance signal measuring instrument and magnetic resonance image instrument - Google Patents
Rf coil, magnetic resonance signal measuring instrument and magnetic resonance image instrumentInfo
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、ＲＦコイル（ｒａ
ｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｃｏｉｌ）、磁気共鳴信
号測定装置および磁気共鳴撮像装置に関し、特に、デカ
ップリング（ｄｅｃｏｕｐｌｉｎｇ）回路を有するＲＦ
コイル、そのようなＲＦコイルを用いる磁気共鳴信号測
定装置、および、そのような磁気共鳴信号測定装置を用
いる磁気共鳴撮像装置に関する。TECHNICAL FIELD The present invention relates to an RF coil (ra
More particularly, the present invention relates to a magnetic resonance signal measuring device and a magnetic resonance imaging device, and more particularly, to an RF having a decoupling circuit.
The present invention relates to a coil, a magnetic resonance signal measuring device using such an RF coil, and a magnetic resonance imaging device using such a magnetic resonance signal measuring device.
【０００２】[0002]
【従来の技術】磁気共鳴撮像では、撮像対象のスピン
（ｓｐｉｎ）のＲＦ励起と、励起されたスピンが生じる
磁気共鳴信号の受信を別々なＲＦコイルで行う場合があ
る。受信用のＲＦコイル（受信コイル）にはＲＦ励起時
に送信用のＲＦコイル（送信コイル）とのカップリング
（ｃｏｕｐｌｉｎｇ）を防止するために、デカップリン
グ回路が設けられる。2. Description of the Related Art In magnetic resonance imaging, RF excitation of a spin to be imaged and reception of a magnetic resonance signal generated by the excited spin may be performed by separate RF coils. The receiving RF coil (receiving coil) is provided with a decoupling circuit in order to prevent coupling with the transmitting RF coil (transmitting coil) during RF excitation.
【０００３】デカップリング回路を構成するために、コ
イルループ（ｃｏｉｌ ｌｏｏｐ）中のキャパシタ（ｃ
ａｐａｃｉｔｏｒ）にダイオード（ｄｉｏｄｅ）を介し
て並列に接続するインダクタ（ｉｎｄｕｃｔｏｒ）が用
いられる。ＲＦ励起時にダイオードを順バイアスしてキ
ャパシタとインダクタの並列共振回路を形成し、それに
よる高インピーダンスによって実質的に受信コイルのル
ープを遮断し、送信コイルとのデカップリングを実現す
る。In order to construct a decoupling circuit, a capacitor (c) in a coil loop is used.
An inductor is used which is connected in parallel to a capacitor via a diode. A diode is forward-biased at the time of RF excitation to form a parallel resonance circuit of a capacitor and an inductor, and the high impedance thereby substantially cuts off the loop of the receiving coil and realizes decoupling with the transmitting coil.
【０００４】[0004]
【発明が解決しようとする課題】上記のようなデカップ
リング回路を有する受信コイルは、コイルループの近傍
にインダクタを有するが、インダクタはキャパシタやダ
イオードに比べて小型化しにくい部品であり、このた
め、例えば内視鏡の鉗子口を通過できるほどに小さくし
た受信コイルは実現が困難であるという問題があった。A receiving coil having a decoupling circuit as described above has an inductor near the coil loop. However, the inductor is a component that is harder to reduce in size than a capacitor or a diode. For example, there is a problem that it is difficult to realize a receiving coil that is small enough to pass through a forceps port of an endoscope.
【０００５】本発明は上記の問題点を解決するためにな
されたもので、その目的は、内視鏡の鉗子口を通過可能
なほどに小さいながらもデカップリング回路を有するＲ
Ｆコイル、そのようなＲＦコイルを用いる磁気共鳴信号
測定装置、および、そのような磁気共鳴信号測定装置を
用いる磁気共鳴撮像装置を実現することである。SUMMARY OF THE INVENTION The present invention has been made to solve the above problems, and an object of the present invention is to provide an R endoscope having a decoupling circuit which is small enough to pass through a forceps port of an endoscope.
It is an object to realize an F coil, a magnetic resonance signal measuring device using such an RF coil, and a magnetic resonance imaging device using such a magnetic resonance signal measuring device.
【０００６】[0006]
【課題を解決するための手段】（１）上記の課題を解決
するための第１の観点での発明は、キャパシタを直列に
有するコイルループと、インダクタとダイオードの直列
回路と、前記コイルループが同調する磁気共鳴信号の半
波長の整数倍に相当する長さを有し前記キャパシタに前
記直列回路を並列に接続する同軸ケーブルと、前記ダイ
オードの導通・非導通を制御する制御手段とを具備する
ことを特徴とするＲＦコイルである。Means for Solving the Problems (1) According to a first aspect of the invention for solving the above-mentioned problems, a coil loop having a capacitor in series, a series circuit of an inductor and a diode, and A coaxial cable having a length corresponding to an integral multiple of a half wavelength of a tuned magnetic resonance signal and connecting the series circuit to the capacitor in parallel, and control means for controlling conduction / non-conduction of the diode. An RF coil characterized in that:
【０００７】（２）上記の課題を解決するための第２の
観点での発明は、キャパシタを直列に有するコイルルー
プと、インダクタとダイオードの直列回路と、前記コイ
ルループが同調する磁気共鳴信号の半波長の整数倍に相
当する長さを有し前記キャパシタに前記直列回路を並列
に接続する同軸ケーブルと、前記ダイオードの導通・非
導通を制御する制御手段と、前記ダイオードの両端に現
れる磁気共鳴信号を測定する磁気共鳴信号測定手段とを
具備することを特徴とする磁気共鳴信号測定装置であ
る。(2) According to a second aspect of the invention for solving the above-mentioned problems, there is provided a coil loop having a capacitor in series, a series circuit of an inductor and a diode, and a magnetic resonance signal tuned by the coil loop. A coaxial cable having a length corresponding to an integral multiple of a half wavelength and connecting the series circuit to the capacitor in parallel, control means for controlling conduction / non-conduction of the diode, and magnetic resonance appearing at both ends of the diode A magnetic resonance signal measuring device for measuring a signal.
【０００８】（３）上記の課題を解決するための第３の
観点での発明は、撮像対象を収容した空間に静磁場を形
成する静磁場形成手段と、前記空間に勾配磁場を形成す
る勾配磁場形成手段と、前記空間に高周波磁場を形成す
る高周波磁場形成手段と、前記空間から磁気共鳴信号を
測定する測定手段と、前記測定した磁気共鳴信号に基づ
いて画像を生成する画像生成手段とを有する磁気共鳴撮
像装置であって、前記測定手段として（２）に記載の磁
気共鳴信号測定装置を用いることを特徴とする磁気共鳴
撮像装置である。(3) According to a third aspect of the invention for solving the above-mentioned problems, there is provided a static magnetic field forming means for forming a static magnetic field in a space accommodating an object to be imaged, and a gradient for forming a gradient magnetic field in the space. A magnetic field forming unit, a high-frequency magnetic field forming unit that forms a high-frequency magnetic field in the space, a measuring unit that measures a magnetic resonance signal from the space, and an image generating unit that generates an image based on the measured magnetic resonance signal. A magnetic resonance imaging apparatus having the magnetic resonance signal measuring apparatus according to (2) as the measuring means.
【０００９】（４）上記の課題を解決する他の観点での
発明は、前記同軸ケーブル側から見た前記コイルループ
の入力インピーダンスが前記同軸ケーブルの線路抵抗よ
り十分大きいことを特徴とする（１）に記載のＲＦコイ
ルである。(4) According to another aspect of the present invention, the input impedance of the coil loop as viewed from the coaxial cable side is sufficiently larger than the line resistance of the coaxial cable. )).
【００１０】（５）上記の課題を解決する他の観点での
発明は、前記同軸ケーブル側から見た前記コイルループ
の入力インピーダンスが前記同軸ケーブルの線路抵抗よ
り十分大きいことを特徴とする（２）に記載の磁気共鳴
信号測定装置である。(5) According to another aspect of the present invention, the input impedance of the coil loop viewed from the coaxial cable side is sufficiently larger than the line resistance of the coaxial cable. 3) is a magnetic resonance signal measuring device.
【００１１】（６）上記の課題を解決するための他の観
点での発明は、前記ダイオードと前記測定手段との間に
インピーダンス変換手段を有することを特徴とする
（２）に記載の磁気共鳴信号測定装置である。(6) According to another aspect of the invention for solving the above-mentioned problem, the invention has a magnetic resonance as described in (2), further comprising impedance conversion means between the diode and the measurement means. It is a signal measuring device.
【００１２】（７）上記の課題を解決するための他の観
点での発明は、撮像対象を収容した空間に静磁場を形成
する静磁場形成手段と、前記空間に勾配磁場を形成する
勾配磁場形成手段と、前記空間に高周波磁場を形成する
高周波磁場形成手段と、前記空間から磁気共鳴信号を測
定する測定手段と、前記測定した磁気共鳴信号に基づい
て画像を生成する画像生成手段とを有する磁気共鳴撮像
装置であって、前記測定手段として（５）または（６）
に記載の磁気共鳴信号測定装置を用いることを特徴とす
る磁気共鳴撮像装置である。(7) According to another aspect of the present invention, there is provided a static magnetic field forming means for forming a static magnetic field in a space containing an object to be imaged, and a gradient magnetic field for forming a gradient magnetic field in the space. Forming means, high-frequency magnetic field forming means for forming a high-frequency magnetic field in the space, measuring means for measuring a magnetic resonance signal from the space, and image generating means for generating an image based on the measured magnetic resonance signal A magnetic resonance imaging apparatus, wherein the measuring means is (5) or (6).
A magnetic resonance imaging apparatus characterized by using the magnetic resonance signal measuring apparatus described in (1).
【００１３】（９）上記の課題を解決するための他の観
点での発明は、撮像対象を収容した空間に静磁場を形成
し、前記空間に勾配磁場を形成し、前記空間に高周波磁
場を形成し、前記空間から磁気共鳴信号を測定し、前記
測定した磁気共鳴信号に基づいて画像を生成する磁気共
鳴撮像方法であって、前記測定を（２）、（５）または
（６）に記載の磁気共鳴信号測定装置を用いて行うこと
を特徴とする磁気共鳴撮像方法である。(9) According to another aspect of the present invention, a static magnetic field is formed in a space accommodating an object to be imaged, a gradient magnetic field is formed in the space, and a high-frequency magnetic field is formed in the space. A magnetic resonance imaging method for forming, measuring a magnetic resonance signal from the space, and generating an image based on the measured magnetic resonance signal, wherein the measurement is described in (2), (5) or (6). A magnetic resonance imaging method characterized in that the magnetic resonance imaging method is performed using the magnetic resonance signal measuring device of the present invention.
【００１４】（作用）本発明では、コイルループのキャ
パシタに、磁気共鳴信号の半波長の整数倍の長さを有す
る同軸ケーブルを介してインダクタとダイオードの直列
回路を接続する。これによって、並列共振条件を維持し
つつコイルループとインダクタとの距離が長くすること
ができ、インダクタを内視鏡の外に出すことができる。(Operation) In the present invention, a series circuit of an inductor and a diode is connected to a capacitor of a coil loop via a coaxial cable having a length that is an integral multiple of a half wavelength of a magnetic resonance signal. Accordingly, the distance between the coil loop and the inductor can be increased while maintaining the parallel resonance condition, and the inductor can be taken out of the endoscope.
【００１５】[0015]
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明の実
施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態
に限定されるものではない。図１に磁気共鳴撮像装置の
ブロック（ｂｌｏｃｋ）図を示す。本装置は本発明の実
施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明
の装置に関する実施の形態の一例が示される。Embodiments of the present invention will be described below in detail with reference to the drawings. Note that the present invention is not limited to the embodiment. FIG. 1 shows a block diagram of the magnetic resonance imaging apparatus. This device is an example of an embodiment of the present invention. The configuration of the present apparatus shows an example of an embodiment relating to the apparatus of the present invention.
【００１６】図１に示すように、本装置はマグネットシ
ステム（ｍａｇｎｅｔ ｓｙｓｔｅｍ）１００を有す
る。マグネットシステム１００は主磁場コイル部１０
２、勾配コイル部１０６およびＲＦコイル部１０８を有
する。これら各コイル部は概ね円筒状の外形を有し、互
いに同軸的に配置されている。As shown in FIG. 1, the apparatus has a magnet system 100. The magnet system 100 includes the main magnetic field coil unit 10.
2. It has a gradient coil unit 106 and an RF coil unit 108. Each of these coil portions has a substantially cylindrical outer shape and is arranged coaxially with each other.
【００１７】マグネットシステム１００の内部空間に、
撮像対象３００がクレードル（ｃｒａｄｌｅ）５００に
搭載されて図示しない搬送手段により搬入および搬出さ
れる。撮像対象３００の体内には、内視鏡と組み合わせ
た受信コイル部１１０が挿入されている。受信コイル部
１１０については後にあらためて説明する。In the internal space of the magnet system 100,
The imaging target 300 is mounted on a cradle 500 and is carried in and out by carrying means (not shown). The receiving coil unit 110 combined with an endoscope is inserted into the body of the imaging target 300. The receiving coil unit 110 will be described later.
【００１８】主磁場コイル部１０２はマグネットシステ
ム１００の内部空間に静磁場を形成する。主磁場コイル
部１０２は、本発明における静磁場形成手段の実施の形
態の一例である。静磁場の方向は概ね撮像対象３００の
体軸方向に平行である。すなわちいわゆる水平磁場を形
成する。主磁場コイル部１０２は例えば超伝導コイルを
用いて構成される。なお、超伝導コイルに限らず常伝導
コイル等を用いて構成しても良いのはもちろんである。The main magnetic field coil section 102 forms a static magnetic field in the internal space of the magnet system 100. The main magnetic field coil section 102 is an example of an embodiment of the static magnetic field forming means in the present invention. The direction of the static magnetic field is substantially parallel to the body axis direction of the imaging target 300. That is, a so-called horizontal magnetic field is formed. The main magnetic field coil unit 102 is configured using, for example, a superconducting coil. It is needless to say that not only the superconducting coil but also a normal conducting coil may be used.
【００１９】勾配コイル部１０６は静磁場強度に勾配を
持たせるための勾配磁場を生じる。発生する勾配磁場
は、スライス（ｓｌｉｃｅ）勾配磁場、リードアウト
（ｒｅａｄ ｏｕｔ）勾配磁場およびフェーズエンコー
ド（ｐｈａｓｅ ｅｎｃｏｄｅ）勾配磁場の３種であ
り、これら３種類の勾配磁場に対応して勾配コイル部１
０６は図示しない３系統の勾配コイルを有する。The gradient coil section 106 generates a gradient magnetic field for giving a gradient to the static magnetic field strength. The generated gradient magnetic fields are a slice gradient magnetic field, a readout gradient magnetic field, and a phase encode gradient magnetic field. The gradient coil unit 1 corresponds to these three types of gradient magnetic fields.
Reference numeral 06 has three gradient coils (not shown).
【００２０】ＲＦコイル部１０８は撮像対象３００の体
内のスピン（ｓｐｉｎ）を励起するための高周波磁場を
形成する。以下、高周波磁場を形成することをＲＦ励起
信号の送信という。受信コイル部１１０は、励起された
スピンが生じる電磁波すなわち磁気共鳴信号を受信す
る。The RF coil unit 108 generates a high-frequency magnetic field for exciting spins in the body of the object 300 to be imaged. Hereinafter, forming a high-frequency magnetic field is referred to as transmission of an RF excitation signal. The receiving coil unit 110 receives an electromagnetic wave generated by the excited spin, that is, a magnetic resonance signal.
【００２１】勾配コイル部１０６には勾配駆動部１３０
が接続されている。勾配駆動部１３０は勾配コイル部１
０６に駆動信号を与えて勾配磁場を発生させる。勾配コ
イル部１０６および勾配駆動部１３０からなる部分は、
本発明における勾配磁場形成手段の実施の形態の一例で
ある。勾配駆動部１３０は、勾配コイル部１０６におけ
る３系統の勾配コイルに対応する図示しない３系統の駆
動回路を有する。The gradient coil unit 106 includes a gradient driving unit 130
Is connected. The gradient driving unit 130 is a gradient coil unit 1
A drive signal is given to 06 to generate a gradient magnetic field. The part composed of the gradient coil unit 106 and the gradient driving unit 130
It is an example of embodiment of the gradient magnetic field formation means in this invention. The gradient drive unit 130 has three drive circuits (not shown) corresponding to the three gradient coils in the gradient coil unit 106.
【００２２】ＲＦコイル部１０８にはＲＦ駆動部１４０
が接続されている。ＲＦ駆動部１４０はＲＦコイル部１
０８に駆動信号を与えてＲＦ励起信号を送信し、撮像対
象３００の体内のスピンを励起する。ＲＦコイル部１０
８およびＲＦ駆動部１４０からなる部分は、本発明にお
ける高周波磁場形成手段の実施の形態の一例である。The RF coil unit 108 includes an RF driving unit 140
Is connected. The RF driving unit 140 is the RF coil unit 1
A driving signal is given to 08 to transmit an RF excitation signal to excite spins in the body of the imaging target 300. RF coil unit 10
8 and the RF drive section 140 are an example of an embodiment of the high-frequency magnetic field forming means in the present invention.
【００２３】受信コイル部１１０にはデータ収集部１５
０が接続されている。データ収集部１５０は、本発明に
おける磁気共鳴信号測定手段の実施の形態の一例であ
る。データ収集部１５０は受信コイル部１１０が受信し
た受信信号を取り込み、それをディジタルデータ（ｄｉ
ｇｉｔａｌ ｄａｔａ）として収集する。The receiving coil unit 110 includes a data collection unit 15
0 is connected. The data collection unit 150 is an example of an embodiment of a magnetic resonance signal measuring unit according to the present invention. The data collection unit 150 captures the reception signal received by the reception coil unit 110 and converts it into digital data (di).
collected as digital data).
【００２４】受信コイル部１１０には、また、バイアス
（ｂｉａｓ）駆動部１２０が接続されている。バイアス
駆動部１２０は、受信コイル部１１０が有する後述のダ
イオード（ｄｉｏｄｅ）にバイアス信号を与えて、受信
コイルのイネーブル／ディスエーブル（ｅｎａｂｌｅ／
ｄｉｓａｂｌｅ）の切換を行う。The receiving coil section 110 is connected to a bias drive section 120. The bias driving unit 120 supplies a bias signal to a diode (to be described later) of the reception coil unit 110 to enable / disable the reception coil.
disable).
【００２５】受信コイル部１１０およびバイアス駆動部
１２０からなる部分は、本発明におけるＲＦコイルの実
施の形態の一例である。本ＲＦコイルの構成によって、
本発明のＲＦコイルに関する構成が示される。バイアス
駆動部１２０は、本発明における制御手段の実施の形態
の一例である。受信コイル部１１０、バイアス駆動部１
２０およびデータ収集部１５０からなる部分は、本発明
の磁気共鳴信号測定装置の実施の形態の一例である。本
測定装置の構成によって、本発明の磁気共鳴信号測定装
置に関する構成が示される。受信コイル部１１０、バイ
アス駆動部１２０およびデータ収集部１５０からなる部
分は、また、本発明における測定手段の実施の形態の一
例である。The portion including the receiving coil section 110 and the bias driving section 120 is an example of the embodiment of the RF coil in the present invention. By the configuration of this RF coil,
The configuration relating to the RF coil of the present invention is shown. The bias driving unit 120 is an example of an embodiment of a control unit according to the present invention. Receiving coil unit 110, bias drive unit 1
The part including the data collection unit 20 and the data collection unit 150 is an example of an embodiment of the magnetic resonance signal measurement device of the present invention. The configuration of the present measurement apparatus shows the configuration of the magnetic resonance signal measurement apparatus of the present invention. The portion including the receiving coil unit 110, the bias driving unit 120, and the data collecting unit 150 is also an example of the embodiment of the measuring unit in the present invention.
【００２６】バイアス駆動部１２０、勾配駆動部１３
０、ＲＦ駆動部１４０およびデータ収集部１５０には制
御部１６０が接続されている。制御部１６０は、バイア
ス駆動部１２０ないしデータ収集部１５０をそれぞれ制
御する。Bias drive unit 120, gradient drive unit 13
The control unit 160 is connected to the RF drive unit 140 and the data collection unit 150. The control unit 160 controls the bias driving unit 120 to the data collection unit 150, respectively.
【００２７】データ収集部１５０の出力側はデータ処理
部１７０に接続されている。データ処理部１７０は、デ
ータ収集部１５０から取り込んだデータを図示しないメ
モリ（ｍｅｍｏｒｙ）に記憶する。メモリ内にはデータ
空間が形成される。データ空間は２次元フーリエ（Ｆｏ
ｕｒｉｅｒ）空間を構成する。データ処理部１７０は、
これら２次元フーリエ空間のデータを２次元逆フーリエ
変換して撮像対象３００の画像を再構成する。データ処
理部１７０は、本発明における画像生成手段の実施の形
態の一例である。The output side of the data collection unit 150 is connected to the data processing unit 170. The data processing unit 170 stores the data fetched from the data collection unit 150 in a memory (not shown). A data space is formed in the memory. The data space is a two-dimensional Fourier (Fo)
urier) space. The data processing unit 170
An image of the imaging target 300 is reconstructed by performing a two-dimensional inverse Fourier transform on the data in the two-dimensional Fourier space. The data processing unit 170 is an example of an embodiment of an image generating unit according to the present invention.
【００２８】データ処理部１７０は制御部１６０に接続
されている。データ処理部１７０は制御部１６０の上位
にあってそれを統括する。データ処理部１７０には、表
示部１８０および操作部１９０が接続されている。表示
部１８０は、データ処理部１７０から出力される再構成
画像および各種の情報を表示する。操作部１９０は、操
作者によって操作され、各種の指令や情報等をデータ処
理部１７０に入力する。The data processing section 170 is connected to the control section 160. The data processing unit 170 is at a higher level than the control unit 160 and controls it. The display section 180 and the operation section 190 are connected to the data processing section 170. The display unit 180 displays the reconstructed image output from the data processing unit 170 and various information. The operation unit 190 is operated by an operator, and inputs various commands and information to the data processing unit 170.
【００２９】図２に、磁気共鳴撮像装置のブロック図を
示す。本装置は本発明の実施の形態の一例である。本装
置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の
一例が示される。FIG. 2 shows a block diagram of the magnetic resonance imaging apparatus. This device is an example of an embodiment of the present invention. The configuration of the present apparatus shows an example of an embodiment relating to the apparatus of the present invention.
【００３０】図２に示す装置は、図１に示した装置とは
異なるマグネットシステム１００’を有する。それ以外
は図１に示した装置と同様な構成になっており、同様な
部分に同一の符号を付して説明を省略する。The device shown in FIG. 2 has a magnet system 100 'different from the device shown in FIG. Except for this, the configuration is the same as that of the apparatus shown in FIG. 1, and the same parts are denoted by the same reference numerals and description thereof will be omitted.
【００３１】マグネットシステム１００’は主磁場マグ
ネット部１０２’、勾配コイル部１０６’およびＲＦコ
イル部１０８’を有する。これら主磁場マグネット部１
０２’および各コイル部は、いずれも空間を挟んで互い
に対向する１対のものからなる。また、いずれも概ね円
盤状の外形を有し中心軸を共有して配置されている。マ
グネットシステム１００’の内部空間に、撮像対象３０
０がクレードル５００に搭載されて図示しない搬送手段
により搬入および搬出される。The magnet system 100 'has a main magnetic field magnet unit 102', a gradient coil unit 106 ', and an RF coil unit 108'. These main magnetic field magnet units 1
02 ′ and each of the coil portions are formed of a pair of coils opposing each other across a space. In addition, each has a substantially disk-shaped outer shape and is arranged so as to share a central axis. In the internal space of the magnet system 100 ',
0 is mounted on the cradle 500 and is carried in and out by carrying means (not shown).
【００３２】主磁場マグネット部１０２’はマグネット
システム１００’の内部空間に静磁場を形成する。静磁
場の方向は概ね撮像対象３００の体軸方向と直交する。
すなわちいわゆる垂直磁場を形成する。主磁場マグネッ
ト部１０２’は例えば永久磁石等を用いて構成される。
なお、永久磁石に限らず超伝導電磁石あるいは常伝導電
磁石等を用いて構成しても良いのはもちろんである。The main magnetic field magnet section 102 'forms a static magnetic field in the internal space of the magnet system 100'. The direction of the static magnetic field is substantially orthogonal to the body axis direction of the imaging target 300.
That is, a so-called vertical magnetic field is formed. The main magnetic field magnet unit 102 'is configured using, for example, a permanent magnet.
It is needless to say that the present invention is not limited to the permanent magnet and may be configured using a superconducting electromagnet or a normal conducting electromagnet.
【００３３】勾配コイル部１０６’は静磁場強度に勾配
を持たせるための勾配磁場を生じる。発生する勾配磁場
は、スライス勾配磁場、リードアウト勾配磁場およびフ
ェーズエンコード勾配磁場の３種であり、これら３種類
の勾配磁場に対応して勾配コイル部１０６’は図示しな
い３系統の勾配コイルを有する。ＲＦコイル部１０８’
は撮像対象３００の体内のスピンを励起するためのＲＦ
励起信号を送信する。The gradient coil section 106 'generates a gradient magnetic field for giving a gradient to the static magnetic field strength. The generated gradient magnetic fields are a slice gradient magnetic field, a read-out gradient magnetic field, and a phase encoding gradient magnetic field. . RF coil unit 108 '
Is an RF for exciting spins in the body of the imaging target 300.
Transmit the excitation signal.
【００３４】次に、受信コイル部１１０について説明す
る。図３に、内視鏡７００と組み合わせた受信コイル部
１１０の模式図を示す。同図に示すように、受信コイル
部１１０は、内視鏡７００に備わる鉗子口７０２を通し
て撮像対象３００の体内に挿入される。鉗子口７０２
は、例えば鉗子等の施術具を体内に挿入する経路である
が、磁気共鳴撮像時には受信コイル部１１０を挿入し、
その先端を内視鏡７００の先端から突出させる。Next, the receiving coil unit 110 will be described. FIG. 3 is a schematic diagram of the receiving coil unit 110 combined with the endoscope 700. As shown in the figure, the receiving coil unit 110 is inserted into the body of the imaging target 300 through the forceps port 702 provided in the endoscope 700. Forceps port 702
Is a path through which a surgical instrument such as forceps is inserted into the body, but during magnetic resonance imaging, the receiving coil unit 110 is inserted,
The tip is made to protrude from the tip of the endoscope 700.
【００３５】受信コイル部１１０は先端にコイルループ
３０２を有する。コイルループ３０２は、例えば弾性等
を利用してその形状が変形および復元可能なものであ
る。コイルループ３０２は基板３０４に取り付けられて
いる。基板３０４には同調用のキャパシタが搭載されて
いる。基板３０４は図示しない被覆で密封されている。The receiving coil section 110 has a coil loop 302 at the tip. The shape of the coil loop 302 can be deformed and restored using, for example, elasticity. The coil loop 302 is attached to the substrate 304. On the substrate 304, a tuning capacitor is mounted. The substrate 304 is sealed with a coating (not shown).
【００３６】基板３０４は同軸ケーブル３０６により電
気回路ユニット３０８に接続されている。電気回路ユニ
ット３０８は後述する電気回路を有する。電気回路ユニ
ット３０８は、バイアス駆動部１２０およびデータ収集
部１５０に接続されている。電気回路ユニット３０８は
図示しないケーシング（ｃａｓｉｎｇ）内に収容されて
いる。なお、内視鏡７００に備わる体内観察用の光学系
については図示を省略する。The substrate 304 is connected to an electric circuit unit 308 by a coaxial cable 306. The electric circuit unit 308 has an electric circuit described later. The electric circuit unit 308 is connected to the bias driving unit 120 and the data collecting unit 150. The electric circuit unit 308 is housed in a casing (not shown). The illustration of an optical system for in-vivo observation provided in the endoscope 700 is omitted.
【００３７】図４に、受信コイル部１１０の電気回路を
示す。同図に示すように、コイルループ３０２にはキャ
パシタ３１２，３１４が直列に接続されている。キャパ
シタ３１２，３１４は基板３０４上に配置される。コイ
ルループ３０２は、本発明におけるコイルループの実施
の形態の一例である。このようなコイルループ３０２に
おいてキャパシタ３１２の両端から同軸ケーブル３０６
を通じて受信信号が取り出される。同軸ケーブル３０６
の長さは受信信号の半波長（λ／２）の整数（ｎ）倍の
長さとなっている。同軸ケーブル３０６は、本発明にお
ける同軸ケーブルの実施の形態の一例である。FIG. 4 shows an electric circuit of the receiving coil unit 110. As shown in the figure, capacitors 312 and 314 are connected in series to the coil loop 302. The capacitors 312 and 314 are disposed on the substrate 304. The coil loop 302 is an example of an embodiment of the coil loop in the present invention. In such a coil loop 302, a coaxial cable 306 is connected from both ends of the capacitor 312.
The received signal is taken out through. Coaxial cable 306
Is an integer (n) times the half wavelength (λ / 2) of the received signal. The coaxial cable 306 is an example of the embodiment of the coaxial cable in the present invention.
【００３８】同軸ケーブル３０６の他端では、内部導体
がインダクタ３１６の一端に接続され、外部導体がグラ
ウンド（ｇｒｏｕｎｄ）に接続される。インダクタ３１
６の他端はダイオード３１８を通じてグラウンドに接続
される。インダクタ３１６とダイオード３１８の直列回
路は、本発明における直列回路の実施の形態の一例であ
る。インダクタ３１６の他端とグラウンドの間に生じる
信号が、キャパシタ３２０とインダクタ３２２のＬ型回
路からなるインピーダンス（ｉｍｐｅｄａｎｃｅ）変換
回路を通じてデータ収集部１５０に入力される。At the other end of the coaxial cable 306, the inner conductor is connected to one end of the inductor 316, and the outer conductor is connected to ground. Inductor 31
The other end of 6 is connected to ground through a diode 318. The series circuit of the inductor 316 and the diode 318 is an example of the embodiment of the series circuit in the present invention. A signal generated between the other end of the inductor 316 and the ground is input to the data collection unit 150 through an impedance (impedance) conversion circuit including an L-shaped circuit of the capacitor 320 and the inductor 322.
【００３９】ダイオード３１８のグラウンドと反対側の
一端にはＲＦチョーク（ＲＦ ｃｈｏｋｅ）回路３２４
を介してバイアス駆動部１２０から順バイアス電圧また
は逆バイアス電圧が与えられる。順バイアス電圧によ
り、ダイオード３１８を十分な導通状態にしてインダク
タ３１６の他端をグラウンドに接続する。逆バイアス電
圧により、ダイオード３１８を非導通状態にしてインダ
クタ３１６の他端をグラウンドから浮かせる。An RF choke circuit 324 is connected to one end of the diode 318 opposite to the ground.
, A forward bias voltage or a reverse bias voltage is applied from the bias driver 120. The forward bias voltage causes diode 318 to be fully conductive and connects the other end of inductor 316 to ground. The reverse bias voltage causes the diode 318 to become non-conductive, causing the other end of the inductor 316 to float from ground.
【００４０】以上の、インダクタ３１６，ダイオード３
１８，キャパシタ３２０，インダクタ３２２およびＲＦ
チョーク回路３２４は電気回路ユニット３０８内に設け
られる。The above described inductor 316 and diode 3
18, capacitor 320, inductor 322 and RF
The choke circuit 324 is provided in the electric circuit unit 308.
【００４１】ここで、同軸ケーブル３０６は、その長さ
が受信信号の半波長の整数倍となっているので、受信信
号に関しては同軸ケーブル３０６の長さが０であるのと
同等である。したがって、ダイオード３１８を十分な導
通状態にしたときは、インダクタ３１６を直にキャパシ
タ３１２に並列接続したのと同等になる。Since the length of the coaxial cable 306 is an integral multiple of a half wavelength of the received signal, the length of the coaxial cable 306 is equivalent to zero for the received signal. Therefore, when diode 318 is brought into a sufficiently conductive state, it is equivalent to connecting inductor 316 directly to capacitor 312 in parallel.
【００４２】インダクタ３１６とキャパシタ３１２から
なるＬＣ並列回路の共振周波数はＲＦ励起信号の周波数
と一致するように選ばれている。そして、ＲＦコイル部
１０８がＲＦ信号を送信するときはダイオード３１８を
オン（ｏｎ）にしてＬＣ並列共振回路を構成し、それに
よる高インピーダンスでコイルループ３０２を実質的に
開ループ（ディスエーブル）状態とし、ＲＦコイル部１
０８とのデカップリングを行う。The resonance frequency of the LC parallel circuit including the inductor 316 and the capacitor 312 is selected so as to match the frequency of the RF excitation signal. When the RF coil unit 108 transmits an RF signal, the diode 318 is turned on to form an LC parallel resonance circuit, and the coil loop 302 is substantially opened (disabled) at a high impedance. And the RF coil unit 1
08 is decoupled.
【００４３】インダクタ３１６は同軸ケーブル３０６の
長さだけキャパシタ３１２すなわちコイルループ３０２
から離すことができる。このため、同軸ケーブル３０６
の長さを内視鏡７００の長さよりも長くすることによ
り、インダクタ３１６を内視鏡７００の外に置くことが
できる。したがって、インダクタ３１６が小型化困難な
ものであっても、内視鏡７００の鉗子口７０２を通じて
体内に挿入されるコイルループ３０２のデカップリング
用のインダクタとして用いることができる。The inductor 316 is connected to the capacitor 312, that is, the coil loop 302 by the length of the coaxial cable 306.
Can be separated from Therefore, the coaxial cable 306
Is longer than the length of the endoscope 700, the inductor 316 can be placed outside the endoscope 700. Therefore, even if the inductor 316 is difficult to miniaturize, it can be used as an inductor for decoupling the coil loop 302 inserted into the body through the forceps port 702 of the endoscope 700.
【００４４】磁気共鳴信号の受信時には逆バイアス電圧
によりダイオード３１８をオフ（ｏｆｆ）にする。これ
によって、コイルループ３０２がイネーブル状態とな
り、インダクタ３１６の他端とグラウンドの間に生じる
信号すなわちキャパシタ３１２の両端に生じる信号が、
インピーダンス変換回路を通じてデータ収集部１５０に
入力される。When a magnetic resonance signal is received, the diode 318 is turned off by a reverse bias voltage. As a result, the coil loop 302 is enabled, and a signal generated between the other end of the inductor 316 and the ground, that is, a signal generated at both ends of the capacitor 312 is:
The data is input to the data collection unit 150 through the impedance conversion circuit.
【００４５】現実的には、同軸ケーブル３０６は抵抗を
有する。この抵抗がコイルループ３０２の入力インピー
ダンスに関して無視できない場合は受信信号のＳ／Ｎ
（ｓｉｇｎａｌ ｔｏ ｎｏｉｓｅ ｒａｔｉｏ）が低
下する。また、同軸ケーブル３０６の抵抗がＬＣ回路の
並列共振インピーダンスに関して無視できない場合は、
デカップリング性能が低下する。In practice, the coaxial cable 306 has a resistance. If this resistance cannot be ignored with respect to the input impedance of the coil loop 302, the S / N of the received signal
(Signal to noise ratio) is reduced. If the resistance of the coaxial cable 306 cannot be ignored with respect to the parallel resonance impedance of the LC circuit,
Decoupling performance decreases.
【００４６】そこで、キャパシタ３１２としてキャパシ
タンス（ｃａｐａｃｉｔａｎｃｅ）の小さなものを用
い、コイルループ３０２の入力インピーダンスを、同軸
ケーブル３０６の抵抗に比べて十分大きくする。キャパ
シタ３１２のキャパシタンスを小さくすることは、ま
た、ＬＣ回路の並列共振インピーダンスを大きくし、同
軸ケーブル３０６の抵抗の並列共振への影響を無視でき
る程度にする効果がある。なお、キャパシタ３１２のキ
ャパシタンスを小さくした分はキャパシタ３１４のキャ
パシタンスを大きくし、コイルループ３０２の同調周波
数を所定値に保つ。Therefore, a capacitor having a small capacitance is used as the capacitor 312, and the input impedance of the coil loop 302 is made sufficiently larger than the resistance of the coaxial cable 306. Reducing the capacitance of the capacitor 312 also has the effect of increasing the parallel resonance impedance of the LC circuit and neglecting the influence of the resistance of the coaxial cable 306 on the parallel resonance. Note that the reduction in the capacitance of the capacitor 312 increases the capacitance of the capacitor 314 and keeps the tuning frequency of the coil loop 302 at a predetermined value.
【００４７】コイルループ３０２の入力インピーダンス
を大きくすると、そのままではデータ収集部１５０の入
力側とのインピーダンスマッチング（ｉｍｐｅｄａｎｃ
ｅｍａｔｃｈｉｎｇ）がとれず、信号のＳ／Ｎが低下す
る。そこで、キャパシタ３２０とインダクタ３２２のＬ
型回路からインピーダンス変換回路によりコイルループ
３０２の入力インピーダンスを変換し、データ収集部１
５０の入力インピーダンスに整合させる。なお、インピ
ーダンスマッチング回路はＬ型回路に限るものではな
く、Ｔ型回路やπ型回路等適宜の回路で実現して良い。When the input impedance of the coil loop 302 is increased, the impedance matching (impedance) with the input side of the data collection unit 150 is performed as it is.
emulating) cannot be taken, and the S / N of the signal decreases. Therefore, L of the capacitor 320 and the inductor 322
The input impedance of the coil loop 302 is converted from the mold circuit by an impedance conversion circuit, and the data collection unit 1
Match to 50 input impedance. Note that the impedance matching circuit is not limited to an L-type circuit, and may be realized by an appropriate circuit such as a T-type circuit or a π-type circuit.
【００４８】本装置の動作を説明する。なお、動作は図
１に示した装置も図２に示した装置も本質的な相違はな
い。本装置の動作は制御部１６０による制御の下で進行
する。The operation of the present apparatus will be described. The operation is essentially the same between the device shown in FIG. 1 and the device shown in FIG. The operation of the present device proceeds under the control of the control unit 160.
【００４９】図５に、磁気共鳴撮像に用いるパルスシー
ケンス（ｐｕｌｓｅ ｓｅｑｕｅｎｃｅ）の一例を示
す。このパルスシーケンスは、スピンエコー（ＳＥ：Ｓ
ｐｉｎＥｃｈｏ）法のパルスシーケンスである。FIG. 5 shows an example of a pulse sequence used for magnetic resonance imaging. This pulse sequence has a spin echo (SE: S
3 is a pulse sequence of the “pinEcho” method.
【００５０】すなわち、（１）はＳＥ法におけるＲＦ励
起用の９０°パルスおよび１８０°パルスのシーケンス
であり、（２）、（３）、（４）および（５）は、同じ
くそれぞれ、スライス勾配Ｇｓ、リードアウト勾配Ｇ
ｒ、フェーズエンコード勾配ＧｐおよびスピンエコーＭ
Ｒのシーケンスである。なお、９０°パルスおよび１８
０°パルスはそれぞれ中心信号で代表する。パルスシー
ケンスは時間軸ｔに沿って左から右に進行する。That is, (1) is a sequence of 90 ° and 180 ° pulses for RF excitation in the SE method, and (2), (3), (4) and (5) are slice gradients, respectively. Gs, readout gradient G
r, phase encoding gradient Gp and spin echo M
This is a sequence of R. Note that a 90 ° pulse and 18
Each 0 ° pulse is represented by a center signal. The pulse sequence proceeds from left to right along the time axis t.
【００５１】同図に示すように、９０°パルスによりス
ピンの９０°励起が行われる。このときスライス勾配Ｇ
ｓが印加され所定のスライスについての選択励起が行わ
れる。９０°励起から所定の時間後に、１８０°パルス
による１８０°励起すなわちスピン反転が行われる。こ
のときもスライス勾配Ｇｓが印加され、同じスライスに
ついての選択的反転が行われる。As shown in the drawing, 90 ° excitation of spin is performed by a 90 ° pulse. At this time, the slice gradient G
s is applied to perform selective excitation for a predetermined slice. After a predetermined time from the 90 ° excitation, 180 ° excitation by a 180 ° pulse, that is, spin inversion is performed. Also at this time, the slice gradient Gs is applied, and selective inversion is performed for the same slice.
【００５２】９０°励起および１８０°励起の期間中は
バイアス駆動部１２０によりダイオード３１８をオンに
して受信コイル部１１０をディスエーブルにし、ＲＦコ
イル部１０８と受信コイル部１１０間のデカップリング
を行う。During the 90 ° excitation and the 180 ° excitation, the diode 318 is turned on by the bias driving unit 120 to disable the receiving coil unit 110, and decoupling between the RF coil unit 108 and the receiving coil unit 110 is performed.
【００５３】９０°励起とスピン反転の間の期間に、リ
ードアウト勾配Ｇｒおよびフェーズエンコード勾配Ｇｐ
が印加される。リードアウト勾配Ｇｒによりスピンのデ
ィフェーズ（ｄｅｐｈａｓｅ）が行われる。フェーズエ
ンコード勾配Ｇｐによりスピンのフェーズエンコードが
行われる。During the period between the 90 ° excitation and the spin inversion, the readout gradient Gr and the phase encode gradient Gp
Is applied. A spin dephase is performed by the readout gradient Gr. The phase encoding of the spin is performed by the phase encoding gradient Gp.
【００５４】スピン反転後、リードアウト勾配Ｇｒでス
ピンをリフェーズ（ｒｅｐｈａｓｅ）してスピンエコー
ＭＲを発生させる。スピンエコーＭＲは、エコー中心に
関して対称的な波形を持つＲＦ信号となる。中心エコー
は９０°励起からＴＥ（ｅｃｈｏ ｔｉｍｅ）後に生じ
る。スピンエコーＭＲはこのときイネーブル状態にある
受信コイル部１１０で受信される。受信信号はデータ収
集部１５０により受信データとして収集される。After the spin inversion, the spin is rephased by the readout gradient Gr to generate a spin echo MR. The spin echo MR is an RF signal having a symmetric waveform with respect to the echo center. The center echo occurs after TE (echo time) from the 90 ° excitation. At this time, the spin echo MR is received by the receiving coil unit 110 in the enabled state. The reception signal is collected by the data collection unit 150 as reception data.
【００５５】このようなパスルシーケンスが周期ＴＲ
（ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ ｔｉｍｅ）で１２８〜２５６
回繰り返される。繰り返しのたびにフェーズエンコード
勾配Ｇｐを変更し、毎回異なるフェーズエンコードを行
う。これによって、１２８〜２５６ビュー（ｖｉｅｗ）
のビューデータが得られる。Such a pulse sequence has a period TR
(Repetition time) 128-256
Repeated times. The phase encoding gradient Gp is changed for each repetition, and a different phase encoding is performed each time. This allows 128-256 views
Is obtained.
【００５６】磁気共鳴撮像用パルスシーケンスの他の例
を図６に示す。このパルスシーケンスは、グラディエン
トエコー（ＧＲＥ：Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ）法の
パルスシーケンスである。FIG. 6 shows another example of the pulse sequence for magnetic resonance imaging. This pulse sequence is a pulse sequence based on a gradient echo (GRE) method.
【００５７】すなわち、（１）はＧＲＥ法におけるＲＦ
励起用のα°パルスのシーケンスであり、（２）、
（３）、（４）および（５）は、同じくそれぞれ、スラ
イス勾配Ｇｓ、リードアウト勾配Ｇｒ、フェーズエンコ
ード勾配ＧｐおよびスピンエコーＭＲのシーケンスであ
る。なお、α°パルスは中心信号で代表する。パルスシ
ーケンスは時間軸ｔに沿って左から右に進行する。That is, (1) is the RF in the GRE method.
A sequence of α ° pulses for excitation, (2)
(3), (4) and (5) are the sequences of the slice gradient Gs, readout gradient Gr, phase encode gradient Gp and spin echo MR, respectively. The α ° pulse is represented by the center signal. The pulse sequence proceeds from left to right along the time axis t.
【００５８】同図に示すように、α°パルスによりスピ
ンのα°励起が行われる。αは９０以下である。このと
きスライス勾配Ｇｓが印加され所定のスライスについて
の選択励起が行われる。α°励起の期間中はバイアス駆
動部１２０によりダイオード３１８をオンにして受信コ
イル部１１０をディスエーブルにし、ＲＦコイル部１０
８と受信コイル部１１０間のデカップリングを行う。As shown in the figure, α ° excitation of spin is performed by α ° pulse. α is 90 or less. At this time, a slice gradient Gs is applied, and selective excitation for a predetermined slice is performed. During the period of α ° excitation, the diode 318 is turned on by the bias driving unit 120 to disable the receiving coil unit 110, and the RF coil unit 10
8 and the receiving coil unit 110 are decoupled.
【００５９】α°励起後、フェーズエンコード勾配Ｇｐ
によりスピンのフェーズエンコードが行われる。次に、
リードアウト勾配Ｇｒにより先ずスピンをディフェーズ
し、次いでスピンをリフェーズして、グラディエントエ
コーＭＲを発生させる。グラディエントエコーＭＲは、
エコー中心に関して対称的な波形を持つＲＦ信号とな
る。中心エコーはα°励起からＴＥ後に生じる。After α ° excitation, the phase encode gradient Gp
Performs phase encoding of the spin. next,
First, the spin is dephased by the readout gradient Gr, and then the spin is rephased to generate a gradient echo MR. The gradient echo MR is
The resulting RF signal has a symmetrical waveform with respect to the echo center. The center echo occurs TE after α ° excitation.
【００６０】グラディエントエコーＭＲは、データ収集
部１５０により上記と同様にビューデータとして収集さ
れる。このようなパスルシーケンスが周期ＴＲで１２８
〜２５６回繰り返される。繰り返しのたびにフェーズエ
ンコード勾配Ｇｐを変更し、毎回異なるフェーズエンコ
ードを行う。これによって、１２８〜２５６ビューのビ
ューデータが得られる。The gradient echo MR is collected by the data collection unit 150 as view data in the same manner as described above. Such a pulse sequence has a period TR of 128.
It is repeated up to 256 times. The phase encoding gradient Gp is changed for each repetition, and a different phase encoding is performed each time. As a result, view data of 128 to 256 views is obtained.
【００６１】図５または図６のパルスシーケンスによっ
て得られたビューデータが、データ処理部１７０のメモ
リに収集される。なお、パルスシーケンスはＳＥ法また
はＧＲＥ法に限るものではなく、例えばファーストスピ
ンエコー（ＦＳＥ：ＦａｓｔＳｐｉｎ Ｅｃｈｏ）法や
エコープラナーイメージング（Ｅｃｈｏ Ｐｌａｎａｒ
Ｉｍａｇｉｎｇ）等、他の適宜の技法のものであって
良いのはいうまでもない。The view data obtained by the pulse sequence shown in FIG. 5 or FIG. 6 is collected in the memory of the data processing unit 170. The pulse sequence is not limited to the SE method or the GRE method. For example, a fast spin echo (FSE) method or an echo planar imaging (Echo Planar) method is used.
Needless to say, other appropriate techniques such as imaging may be used.
【００６２】データ処理部１７０は、ビューデータを２
次元逆フーリエ変換して撮像対象３００の断層像を再構
成する。再構成画像は表示部１８０により可視像として
表示される。The data processing section 170 converts the view data into 2
The tomographic image of the imaging target 300 is reconstructed by performing the dimensional inverse Fourier transform. The reconstructed image is displayed on the display unit 180 as a visible image.
【００６３】[0063]
【発明の効果】以上詳細に説明したように、本発明によ
れば、内視鏡の鉗子口を通過可能なほどに小さいながら
もデカップリング回路を有するＲＦコイル、そのような
ＲＦコイルを用いる磁気共鳴信号測定装置、および、そ
のような磁気共鳴信号測定装置を用いる磁気共鳴撮像装
置を実現することができる。As described above in detail, according to the present invention, an RF coil having a decoupling circuit which is small enough to pass through a forceps port of an endoscope, and a magnetic coil using such an RF coil A resonance signal measuring device and a magnetic resonance imaging device using such a magnetic resonance signal measuring device can be realized.
【図１】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図
である。FIG. 1 is a block diagram of a device according to an example of an embodiment of the present invention.
【図２】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図
である。FIG. 2 is a block diagram of an apparatus according to an embodiment of the present invention.
【図３】図１または図２に示した装置における受信コイ
ル部と内視鏡の組み合わせを示す模式図である。FIG. 3 is a schematic diagram showing a combination of a receiving coil unit and an endoscope in the device shown in FIG. 1 or FIG. 2;
【図４】図１または図２に示した装置における受信コイ
ル部の電気回路図である。FIG. 4 is an electric circuit diagram of a receiving coil unit in the device shown in FIG. 1 or FIG.
【図５】図１または図２に示した装置が実行するパルス
シーケンスの一例を示す図である。FIG. 5 is a diagram showing an example of a pulse sequence executed by the device shown in FIG. 1 or 2;
【図６】図１または図２に示した装置が実行するパルス
シーケンスの一例を示す図である。FIG. 6 is a diagram showing an example of a pulse sequence executed by the device shown in FIG. 1 or FIG.
１００，１００’ マグネットシステム １０２ 主磁場コイル部 １０２’ 主磁場マグネット部 １０６，１０６’ 勾配コイル部 １０８，１０８’ ＲＦコイル部 １１０ 受信コイル部 １２０ バイアス駆動部 １３０ 勾配駆動部 １４０ ＲＦ駆動部 １５０ データ収集部 １６０ 制御部 １７０ データ処理部 １８０ 表示部 １９０ 操作部 ３００ 撮像対象 ５００ クレードル ３０２ コイルループ ３０４ 基板 ３０６ 同軸ケーブル ３０８ 電気回路ユニット ７００ 内視鏡 ７０２ 鉗子口 100, 100 'Magnet system 102 Main magnetic field coil unit 102' Main magnetic field magnet unit 106, 106 'Gradient coil unit 108, 108' RF coil unit 110 Receiving coil unit 120 Bias drive unit 130 Gradient drive unit 140 RF drive unit 150 Data collection Unit 160 control unit 170 data processing unit 180 display unit 190 operation unit 300 imaging target 500 cradle 302 coil loop 304 substrate 306 coaxial cable 308 electric circuit unit 700 endoscope 702 forceps port
Claims (3)
と、 インダクタとダイオードの直列回路と、 前記コイルループが同調する磁気共鳴信号の半波長の整
数倍に相当する長さを有し前記キャパシタに前記直列回
路を並列に接続する同軸ケーブルと、 前記ダイオードの導通・非導通を制御する制御手段と、
を具備することを特徴とするＲＦコイル。1. A coil loop having a capacitor in series, a series circuit of an inductor and a diode, and the coil loop having a length corresponding to an integral multiple of a half wavelength of a magnetic resonance signal to be tuned, and being connected in series with the capacitor. A coaxial cable for connecting circuits in parallel, and control means for controlling conduction / non-conduction of the diode,
An RF coil, comprising:
と、 インダクタとダイオードの直列回路と、 前記コイルループが同調する磁気共鳴信号の半波長の整
数倍に相当する長さを有し前記キャパシタに前記直列回
路を並列に接続する同軸ケーブルと、 前記ダイオードの導通・非導通を制御する制御手段と、 前記ダイオードの両端に現れる磁気共鳴信号を測定する
磁気共鳴信号測定手段と、 を具備することを特徴とする磁気共鳴信号測定装置。2. A coil loop having a capacitor in series, a series circuit of an inductor and a diode, and the coil loop having a length corresponding to an integral multiple of a half wavelength of a magnetic resonance signal to be tuned. A coaxial cable for connecting circuits in parallel, control means for controlling conduction / non-conduction of the diode, and magnetic resonance signal measuring means for measuring a magnetic resonance signal appearing at both ends of the diode. Magnetic resonance signal measurement device.
する静磁場形成手段と、 前記空間に勾配磁場を形成する勾配磁場形成手段と、 前記空間に高周波磁場を形成する高周波磁場形成手段
と、 前記空間から磁気共鳴信号を測定する測定手段と、 前記測定した磁気共鳴信号に基づいて画像を生成する画
像生成手段と、を有する磁気共鳴撮像装置であって、 前記測定手段として請求項２に記載の磁気共鳴信号測定
装置を用いる、ことを特徴とする磁気共鳴撮像装置。3. A static magnetic field forming means for forming a static magnetic field in a space accommodating an imaging target; a gradient magnetic field forming means for forming a gradient magnetic field in the space; and a high frequency magnetic field forming means for forming a high frequency magnetic field in the space. A magnetic resonance imaging apparatus comprising: a measuring unit configured to measure a magnetic resonance signal from the space; and an image generating unit configured to generate an image based on the measured magnetic resonance signal. A magnetic resonance imaging apparatus using the magnetic resonance signal measuring apparatus according to any one of the preceding claims.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP24965499A JP2001070278A (en) | 1999-09-03 | 1999-09-03 | Rf coil, magnetic resonance signal measuring instrument and magnetic resonance image instrument |
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Cited By (2)
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|---|---|---|---|---|
| EP1585988A2 (en) * | 2002-05-16 | 2005-10-19 | Medrad, Inc. | System and method of obtaining images and spectra of intracavity structures using 3.0 tesla magnetic resonance systems |
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-
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| EP1585988A2 (en) * | 2002-05-16 | 2005-10-19 | Medrad, Inc. | System and method of obtaining images and spectra of intracavity structures using 3.0 tesla magnetic resonance systems |
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| US8989841B2 (en) | 2002-05-16 | 2015-03-24 | Bayer Medical Care Inc. | Interface devices for use with intracavity probes for high field strength magnetic resonance systems |
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