JP3135592B2 - Magnetic resonance imaging - Google Patents
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Description
【0001】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は磁気共鳴映像装置に係
り、特に一様コイルとサーフェイスコイルを用いて高S
/N画像を取得する磁気共鳴映像装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus, and more particularly, to a high resonance imaging apparatus using a uniform coil and a surface coil.
The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus that acquires / N images.
【0002】[0002]
【従来の技術】磁気共鳴映像装置は、 1Hの画像化に関
しては撮像時間が数分かかるとしても、ほぼ完成されて
いると考えられる。臨床的にも静止または遅い動きを伴
う部位の撮像においては、実用上ほとんど問題ない程度
に良質の画像を提供している。2. Description of the Related Art A magnetic resonance imaging apparatus is considered to be almost completed even if it takes several minutes to image 1 H. In clinically imaging a region accompanied by stillness or slow movement, a high quality image is provided to the extent that there is practically no problem.
【0003】しかし、近年、動きの早い部位(心臓な
ど)の撮像を可能とする高速イメージング(映像化時間
〜50ms程度)や、 1H以外の31P,19F,13C,23
N等の核種のイメージングへの要求が大きくなってい
る。これらの場合、技術的にはS/Nの向上が大きな課
題となる。例えば、高速イメージングにおいては撮像時
間が短くなることによるS/Nの劣化があり、31Pに関
しては体内存在量が 1Hの10-4程度と極めて微量であ
ることによるS/N不足が挙げられる。However, in recent years, high-speed imaging (imaging time of about 50 ms) which enables imaging of a fast-moving part (such as the heart) and 31 P, 19 F, 13 C, and 23 other than 1 H have been proposed.
There is an increasing demand for imaging of nuclides such as N. In these cases, technically, improving the S / N is a major issue. For example, in high-speed imaging, S / N deteriorates due to shortening of the imaging time, and S / N deficiency due to the extremely small amount of 31 P in the body as about 10 -4 of 1 H is mentioned. .
【0004】S/Nを良くするために、従来より磁気共
鳴信号の受信にサーフェイスコイルを用いることが行わ
れている。サーフェイスコイルは被検体の関心部位に密
着させて設置され、密着部位周辺の信号を高S/Nで検
出できるものであるが、密着部位周辺の画像しか得られ
ないという欠点があり、被検体の所定断面を全域にわた
って高S/Nで画像化することができない。[0004] In order to improve the S / N, a surface coil is conventionally used for receiving a magnetic resonance signal. The surface coil is placed in close contact with the site of interest of the subject, and can detect signals around the contact site with high S / N. However, there is a drawback that only an image around the contact site can be obtained. A predetermined cross section cannot be imaged with high S / N over the entire area.
【0005】一方、被検体の所望領域において静磁場に
垂直な面内で略均一な高周波磁場を発生する、いわゆる
一様コイル(例えば鞍型コイル、Slotted tube resonat
or、鳥かご型コイル等)を磁気共鳴信号の受信に用いる
と、被検体の所望断面全体の画像が得られる。この一様
コイルをクォードラチャ受信方式で使用すれば、画像全
体でS/Nを21/2 倍向上させることができる。しか
し、一様コイルを用いて得られる磁気共鳴信号のS/N
は、サーフェイスコイルを用いた場合の密着部位周辺ほ
どの高いS/Nを得ることはできない。On the other hand, a so-called uniform coil (for example, a saddle type coil, a slotted tube resonat) which generates a substantially uniform high-frequency magnetic field in a plane perpendicular to the static magnetic field in a desired region of the subject.
or a birdcage coil) for receiving magnetic resonance signals, an image of the desired cross section of the subject can be obtained. If this uniform coil is used in the quadrature receiving system, the S / N can be improved by a factor of 2 1/2 over the entire image. However, the S / N of the magnetic resonance signal obtained using a uniform coil
However, it is not possible to obtain an S / N as high as that around the close contact portion when the surface coil is used.
【0006】以上のような問題を解決するため、例えば
米国特許4,825,162号明細書には、被検体の画
像化すべき所望の領域に複数個のサーフェイスコイルを
配置し、これら複数個のサーフェイスコイルを介して被
検体からの磁気共鳴信号をそれぞれ検出し、検出された
磁気共鳴信号について各々画像化処理を行なって複数系
列の画像データを生成した後、同じ空間位置に対応する
画素データ(単一複素信号または一次元複素信号=スペ
クトル信号)どうしを、各々のサーフェイスコイルが発
生する高周波磁場の分布に基づいて予め決められた重み
関数を乗じて加算することによって各画素のデータを作
り、所望領域の一つの画像を合成することにより、高S
/N画像を得る技術が開示されている。In order to solve the above problems, for example, in US Pat. No. 4,825,162, a plurality of surface coils are arranged in a desired region of an object to be imaged, and these plurality of surface coils are arranged. After detecting magnetic resonance signals from the subject via the surface coil and performing imaging processing on each of the detected magnetic resonance signals to generate a plurality of series of image data, pixel data corresponding to the same spatial position ( A single complex signal or a one-dimensional complex signal = spectral signal) is multiplied by a predetermined weighting function based on the distribution of a high-frequency magnetic field generated by each surface coil to add data to each pixel, By combining one image of the desired area, a high S
A technique for obtaining a / N image has been disclosed.
【0007】また、この公知技術では一枚の画像を得る
のに要する時間内に、複数個のサーフェイスコイルによ
って磁気共鳴信号を同時に観測するため、サーフェイス
コイルが定常的に互いに干渉しないように、すなわち一
つのサーフェイスコイルに所定の周波数の高周波電流を
流しても、他のサーフェイスコイルには高周波電流が流
れないように、コイルの相互結合を防止するデカップリ
ング手段が設けられている。In this known technique, magnetic resonance signals are simultaneously observed by a plurality of surface coils within a time required to obtain one image, so that the surface coils do not constantly interfere with each other, that is, Decoupling means for preventing mutual coupling of coils is provided so that even if a high-frequency current of a predetermined frequency flows through one surface coil, the high-frequency current does not flow through another surface coil.
【0008】しかし、この公知技術では予め重み関数の
決定のために、各々のサーフェイスコイルが発生する高
周波磁場分布を求めておかなければならない。この高周
波磁場分布を計算機シミュレーションにより求めるとす
れば、被検体の構造、電気伝導率や誘電率を知る必要が
あり、実質的に不可能である。また、実験的に高周波磁
場分布を求めるには、予め例えば送信用として用いられ
る一様コイルを使って画像化すべき所望の領域全体につ
いての均一な画像を取得する必要があり、余分な時間を
必要とする。また、その時にはさらに各々のサーフェイ
スコイルをピンダイオードなどを用いたデカップリング
回路により能動的に所定の周波数について不感状態にし
ておく必要があり、回路が複雑になってしまう。However, in this known technique, in order to determine the weighting function, the distribution of the high-frequency magnetic field generated by each surface coil must be obtained in advance. If this high-frequency magnetic field distribution is determined by computer simulation, it is necessary to know the structure, electric conductivity and dielectric constant of the subject, which is practically impossible. Further, in order to experimentally obtain a high-frequency magnetic field distribution, it is necessary to acquire a uniform image of the entire desired region to be imaged in advance using, for example, a uniform coil used for transmission, which requires extra time. And Further, at that time, it is necessary that each surface coil is further actively made insensitive to a predetermined frequency by a decoupling circuit using a pin diode or the like, which complicates the circuit.
【0009】また、被検体の関心領域を覆うように複数
個のサーフェイスコイルを配置した場合、得られる磁気
共鳴信号のS/Nは、コイル近傍では一様コイルをクォ
ードラチャ受信方式で使用した場合に比較して良くなる
が、被検体の中心、すなわちどのサーフェイスコイルか
らも最も遠い点におけるS/Nは、一様コイルをクォド
ラチャ受信方式で用いた場合と同等あるいはそれを上回
るという理論的確証はまだ得られていない。Further, when a plurality of surface coils are arranged so as to cover the region of interest of the subject, the S / N of the obtained magnetic resonance signal is similar to the case where a uniform coil is used in the quadrature reception system near the coil. However, the theoretical confirmation that the S / N at the center of the subject, that is, the point farthest from any surface coil, is equal to or greater than that obtained when a uniform coil is used in the quadrature reception method. Not yet obtained.
【0010】[0010]
【発明が解決しようとする課題】上述したように、複数
個のサーフェイスコイルを用いて同時に磁気共鳴信号を
収集し、得られた画像データを重み付け加算することに
より高S/N画像を得る従来の技術においては、予め各
々のサーフェイスコイルが発生する高周波磁場分布に基
づいて重み関数を決定しておかなければならず、そのた
めに余分な時間を必要としたり、複雑な回路を必要とす
るという問題があった。As described above, a magnetic resonance signal is simultaneously collected using a plurality of surface coils , and the obtained image data is weighted and added to obtain a high S / N image. In the technology, the weighting function must be determined in advance based on the high-frequency magnetic field distribution generated by each surface coil, which requires extra time and complicated circuits. there were.
【0011】また、サーフェイスコイルを用いれば被検
体の密着部位周辺では高S/Nで画像化ができるが、密
着部位から離れるに従って急激にS/Nが低下する。When a surface coil is used, an image can be formed with a high S / N ratio in the vicinity of the contact portion of the subject, but the S / N decreases rapidly as the distance from the contact portion increases.
【0012】一方、クォードラチャ受信方式を用いた一
様コイルを用いると、所望断面全体の画像が得られる
が、サーフェイスコイルを用いた場合の密着部位周辺の
S/Nには及ばない。On the other hand, when a uniform coil using the quadrature receiving method is used, an image of the entire desired cross section can be obtained, but it does not reach the S / N ratio around the contact portion when the surface coil is used.
【0013】本発明の目的は、複数個のサーフェイスコ
イルを介して同時に磁気共鳴信号を検出し、得られた画
像データを重み付け加算することにより高S/N画像を
得る場合に、重み関数を求めるためのデータをサーフェ
イスコイルを介して磁気共鳴信号を検出する時間内に取
得することができる磁気共鳴映像装置を提供することに
ある。An object of the present invention is to obtain a weighting function when a high S / N image is obtained by simultaneously detecting magnetic resonance signals via a plurality of surface coils and weighting and adding the obtained image data. Is to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of acquiring data for the same within a time for detecting a magnetic resonance signal via a surface coil.
【0014】[0014]
【0015】[0015]
【課題を解決するための手段】本発明は、複数個のサー
フェイスコイルを介して磁気共鳴信号を検出するのと同
じ時間内に、従来では専ら送信用として用いられていた
一様コイルを介して磁気共鳴信号を検出し、これらサー
フェイスコイルおよび一様コイルを介して得られた磁気
共鳴信号に対してフーリエ変換を含む画像化処理を施し
て得られた複数チャネルの画像データを用いて、画像生
成に用いる重み関数を決定するのに必要なデータ、例え
ばサーフェイスコイルの高周波磁場分布を求めるように
したものである。SUMMARY OF THE INVENTION The present invention provides a method for detecting a magnetic resonance signal through a plurality of surface coils within a same time period through a uniform coil conventionally used exclusively for transmission. Detecting magnetic resonance signals and performing image processing using a plurality of channels obtained by performing imaging processing including Fourier transform on the magnetic resonance signals obtained through the surface coil and the uniform coil, to generate an image. The data required to determine the weighting function used for, for example, the high-frequency magnetic field distribution of the surface coil is obtained.
【0016】すなわち、本発明に係る磁気共鳴映像装置
は、被検体に静磁場を印加すると共に、勾配磁場パルス
を印加する手段と、被検体の画像化すべき所望領域にお
いて前記静磁場に垂直な面内で高周波磁場を発生するた
めの一様コイルと、前記被検体に近接して配置された複
数個のサーフェイスコイルと、前記一様コイルおよび複
数個のサーフェイスコイルをそれぞれ介して被検体から
の複数チャネルの磁気共鳴信号を検出する信号検出手段
と、前記複数チャネルの磁気共鳴信号についてそれぞれ
フーリエ変換を含む画像化処理を行ない、複数チャネル
の画像データを生成する画像データ生成手段と、前記複
数チャネルの画像データを用いて、少なくとも前記複数
個のサーフェイスコイルの高周波磁場分布を求め、この
高周波磁場分布に依存して少なくとも前記複数個のサー
フェイスコイルの各々について画素位置の関数として定
義される重み関数を決定する重み関数決定手段と、前記
重み関数を用いて、少なくとも前記複数のサーフェイス
コイルを介して得られた画像データの同一空間位置に対
応する画素データどうしを重み付け加算することによ
り、前記所望領域の画像を得る画像生成手段とを具備す
ることを特徴とする。また、本発明に係る他の磁気共鳴
映像装置は、被検体に静磁場を印加すると共に、勾配磁
場パルスを印加する手段と、被検体の画像化すべき所望
領域において前記静磁場に垂直な面内で高周波磁場を発
生するための一様コイルと、前記被検体に近接して配置
された複数個のサーフェイスコイルと、前記一様コイル
および複数個のサーフェイスコイルをそれぞれ介して被
検体からの複数チャネルの磁気共鳴信号を検出する信号
検出手段と、前記複数チャネルの磁気共鳴信号について
それぞれフーリエ変換を含む画像化処理を行ない、複数
チャネルの画像データを生成する画像データ生成手段
と、前記複数チャネルの画像データを用いて、少なくと
も前記複数個のサーフェイスコイルの各々について画素
位置の関数として定義される重み関数を決定する重み関
数決定手段と、前記複数チャネルの磁気共鳴信号と前記
重み関数の逆フーリエ変換結果との複数チャネルの畳み
込み積分を行い複数チャネル分の畳み込み積分結果を得
る畳み込み積分手段と、前記複数チャネル分の畳み込み
積分結果を加算合成する加算合成手段と、この加算合成
手段によって得られた加算合成結果をフーリエ変換する
ことにより、前記所望領域の画像を生成する画像生成手
段とを具備することを特徴とする。That is, a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention comprises a means for applying a static magnetic field to a subject and a gradient magnetic field pulse, and a plane perpendicular to the static magnetic field in a desired region of the subject to be imaged. A uniform coil for generating a high-frequency magnetic field in the object, a plurality of surface coils arranged in close proximity to the object, and a plurality of objects from the object via the uniform coil and the plurality of surface coils, respectively. Signal detection means for detecting magnetic resonance signals of the channels; image data generation means for performing imaging processing including Fourier transform on the magnetic resonance signals of the plurality of channels to generate image data of a plurality of channels; Using image data, a high-frequency magnetic field distribution of at least the plurality of surface coils is obtained, and Weight function determining means for determining a weight function defined as a function of a pixel position for at least each of the plurality of surface coils, and using the weight function to obtain the weight function via at least the plurality of surface coils. Image generating means for obtaining an image of the desired area by weighting and adding pixel data corresponding to the same spatial position of the image data. Further, another magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention includes a means for applying a static magnetic field to a subject and applying a gradient magnetic field pulse, and a plane perpendicular to the static magnetic field in a desired region of the subject to be imaged. A uniform coil for generating a high-frequency magnetic field, a plurality of surface coils disposed close to the subject, and a plurality of channels from the subject via the uniform coil and the plurality of surface coils, respectively. Signal detection means for detecting magnetic resonance signals of the plurality of channels, image data generation means for performing imaging processing including Fourier transform on the magnetic resonance signals of the plurality of channels to generate image data of a plurality of channels, and the image of the plurality of channels. Using the data, a weighting function defined as a function of pixel position for at least each of the plurality of surface coils is determined. Weighting function determining means for performing the convolution integration of a plurality of channels of the magnetic resonance signals of the plurality of channels and the result of the inverse Fourier transform of the weighting function to obtain convolution integration results of the plurality of channels; And an image generating means for generating an image of the desired area by Fourier-transforming the addition / synthesis result obtained by the addition / synthesis means. I do.
【0017】[0017]
【作用】このように複数個のサーフェイスコイルを介し
て磁気共鳴信号を検出するのと同じ時間内に、一様コイ
ルを介しても磁気共鳴信号を受信することにより、サー
フェイスコイルによる高S/N画像と共に、被検体の画
像化すべき所望の領域全体の均一な画像データが得ら
れ、これらの画像データを用いて各サーフェイスコイル
の高周波磁場分布が求まる。The magnetic resonance signal is received through the uniform coil within the same time as the detection of the magnetic resonance signal through the plurality of surface coils. Along with the image, uniform image data of the entire desired region of the subject to be imaged is obtained, and the high-frequency magnetic field distribution of each surface coil is determined using these image data.
【0018】従って、各チャネルの磁気共鳴信号に高周
波磁場分布に応じた重み関数を乗じた後、各画素毎にデ
ータを加算するか、または複数チャネルの磁気共鳴信号
と重み関数の逆フーリエ変換結果との複数チャネルの畳
み込み積分結果の加算合成結果をフーリエ変換すること
により、所望領域の高S/N画像が得られる。Therefore, after multiplying the magnetic resonance signal of each channel by a weighting function corresponding to the high-frequency magnetic field distribution, data is added for each pixel, or the result of inverse Fourier transform of the magnetic resonance signal of a plurality of channels and the weighting function is obtained. By performing a Fourier transform on the result of addition and synthesis of the convolution integration results of a plurality of channels, a high S / N image of a desired area can be obtained.
【0019】[0019]
【0020】[0020]
【実施例】以下、図面を参照して本発明の実施例を説明
する。図1は、本発明の一実施例に係る磁気共鳴映像装
置の構成を示すブロック図である。Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings. FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to one embodiment of the present invention.
【0021】図1において、静磁場磁石1は励磁用電源
2により励磁され、被検体5に一様な静磁場を印加す
る。勾配磁場コイル3はシステムコントローラ16によ
って制御される駆動回路(駆動アンプ)4によって駆動
され、寝台6上の被検体5(例えば人体)に対して、注
目する所望の断層面内の直交するX,Y方向及びこれら
に垂直なZ方向に磁場強度が直線的に変化する勾配磁場
Gx,Gy,Gzを印加する。被検体5にはさらにシス
テムコントローラ16による制御下で、送信部7からの
高周波信号がデュプレクサ8を介して送受信兼用コイル
である一様コイル9に印加されることによって発生され
る高周波磁場が印加される。In FIG. 1, a static magnetic field magnet 1 is excited by an excitation power supply 2 and applies a uniform static magnetic field to a subject 5. The gradient magnetic field coil 3 is driven by a drive circuit (drive amplifier) 4 controlled by a system controller 16, and moves a subject 5 (for example, a human body) on a bed 6 at a right angle X, X in a desired tomographic plane of interest. Gradient magnetic fields Gx, Gy, Gz whose magnetic field strength changes linearly in the Y direction and the Z direction perpendicular thereto are applied. Under the control of the system controller 16, a high-frequency magnetic field generated by applying a high-frequency signal from the transmission unit 7 to the uniform coil 9, which is a transmission / reception coil, via the duplexer 8 is applied to the subject 5. You.
【0022】一様コイル9の内側に、被検体5に近接し
て信号検出用コイルであるマルチサーフェイスコイル1
0が配置されている。そして、一様コイル9とマルチサ
ーフェイスコイル10で、被検体5からの磁気共鳴信号
が受信される。一様コイル9で受信された磁気共鳴信号
はデュプレクサ8を介して受信部11に導かれ、マルチ
サーフェイスコイル10で受信された磁気共鳴信号は直
接、受信部11に導かれる。デュプレクサ8は、一様コ
イル9を送信と受信とに切り替えて使用するためのもの
であり、送信時には送信部7からの高周波信号を一様コ
イル9に伝達し、受信時には一様コイル9からの受信信
号を受信部11に導く働きをする。Inside the uniform coil 9, a multi-surface coil 1 which is a signal detection coil close to the subject 5.
0 is arranged. Then, a magnetic resonance signal from the subject 5 is received by the uniform coil 9 and the multi-surface coil 10. The magnetic resonance signal received by the uniform coil 9 is guided to the receiving unit 11 via the duplexer 8, and the magnetic resonance signal received by the multi-surface coil 10 is directly guided to the receiving unit 11. The duplexer 8 is used for switching the uniform coil 9 between transmission and reception, and transmits a high-frequency signal from the transmission unit 7 to the uniform coil 9 during transmission, and transmits the high-frequency signal from the uniform coil 9 during reception. It functions to guide the reception signal to the reception unit 11.
【0023】受信部11に入力された磁気共鳴信号は増
幅および検波された後、システムコントローラ16によ
る制御下で、データ収集部12に送られる。データ収集
部12では、受信部11を介して入力された磁気共鳴信
号をシステムコントローラ16の制御下で収集し、それ
をA/D変換した後、電子計算機13に画像再構成用デ
ータとして送る。The magnetic resonance signal input to the receiving section 11 is amplified and detected, and then sent to the data collecting section 12 under the control of the system controller 16. The data collection unit 12 collects the magnetic resonance signals input via the reception unit 11 under the control of the system controller 16, A / D converts the data, and sends the data to the computer 13 as image reconstruction data.
【0024】電子計算機13はコンソール14により制
御され、データ収集部12から入力された画像再構成用
データについて2次元フーリエ変換を含む画像再構成処
理を行う。この画像再構成によって、マルチサーフェイ
スコイル10のコイル数に等しいチャネル数の画像デー
タを得た後、これらの画像データを重み付け加算して一
枚の画像に対応した画像データを合成する。また、電子
計算機13はシステムコントローラ16の制御をも行
う。電子計算機13により得られた画像データは画像デ
ィスプレイ15に供給され、画像が表示される。The computer 13 is controlled by the console 14, and performs image reconstruction processing including two-dimensional Fourier transform on the image reconstruction data input from the data collection unit 12. By this image reconstruction, image data of the number of channels equal to the number of coils of the multi-surface coil 10 is obtained, and these image data are weighted and added to synthesize image data corresponding to one image. The computer 13 also controls the system controller 16. The image data obtained by the electronic computer 13 is supplied to the image display 15, where the image is displayed.
【0025】図2は、一様コイル9およびマルチサーフ
ェイスコイル10の構成・配置を示す概略断面図であ
る。一様コイル9は被検体5の画像化すべき領域全体に
対して高周波磁場を印加し、さらに被検体5からの磁気
共鳴信号を受信検出するためのもので、被検体5を覆う
ように配置されている。一様コイル9は被検体5の画像
化すべき領域に均一な高周波磁場を印加することができ
るコイルであり、具体的には例えば鞍型コイルや分布定
数型コイル、あるいはこれらのコイルを用いて構成され
るクォードラチャ送受信コイルが使用される。マルチサ
ーフェイスコイル10は一様コイル9の内側に設けら
れ、被検体5の画像化すべき所望の領域を取囲むように
被検体5に近接して配置された複数個(この例では6
個)のサーフェイスコイル10a〜10fからなる。FIG. 2 is a schematic sectional view showing the configuration and arrangement of the uniform coil 9 and the multi-surface coil 10. The uniform coil 9 applies a high-frequency magnetic field to the entire region of the subject 5 to be imaged, and further receives and detects a magnetic resonance signal from the subject 5, and is arranged so as to cover the subject 5. ing. The uniform coil 9 is a coil that can apply a uniform high-frequency magnetic field to a region of the subject 5 to be imaged. Specifically, for example, a saddle coil, a distributed constant coil, or a configuration using these coils A quadrature transmitting and receiving coil is used. The multi-surface coil 10 is provided inside the uniform coil 9, and a plurality (6 in this example) disposed close to the subject 5 so as to surround a desired region of the subject 5 to be imaged.
) Of the surface coils 10a to 10f.
【0026】図3に図1における受信部11の詳細を示
す。一様コイル9に対応してプリアンプ21、検波回路
(DET)22およびローパスフィルタ(LPF)から
なる第1の信号検出手段が設けられ、また各サーフェイ
スコイル10a〜10fに対応して、プリアンプ31a
〜31f、検波回路32a〜32fおよびローパスフィ
ルタ33a〜33fからなる第2の信号検出手段がそれ
ぞれ設けられている。すなわち、一様コイル9およびサ
ーフェイスコイル10a〜10fでそれぞれ受信された
磁気共鳴信号は、プリアンプ21および31a〜31f
で増幅され、さらに検波回路22および32a〜32f
により検波された後、ローパスフィルタ23および33
a〜33fで不要成分が除去されてから、データ収集部
12に入力される。FIG. 3 shows details of the receiving section 11 in FIG. A first signal detecting means including a preamplifier 21, a detection circuit (DET) 22, and a low-pass filter (LPF) is provided corresponding to the uniform coil 9, and a preamplifier 31a is provided corresponding to each of the surface coils 10a to 10f.
To 31f, detection circuits 32a to 32f, and low-pass filters 33a to 33f. That is, the magnetic resonance signals received by the uniform coil 9 and the surface coils 10a to 10f respectively correspond to the preamplifiers 21 and 31a to 31f.
And the detection circuits 22 and 32a to 32f
After being detected by the low-pass filters 23 and 33
The unnecessary components are removed in a to 33f, and then input to the data collection unit 12.
【0027】データ収集部12では、受信部11から入
力された磁気共鳴信号の検波出力をサンプルホールドし
てA/D変換器によりディジタル化することによって、
画像再構成用データの収集を行う。このディジタル化さ
れた画像再構成用データが図1の電子計算機13に取込
まれる。データ収集部12におけるデータ収集方式とし
ては、取得すべき画像の帯域で決まるサンプリング時間
(Δtとする)毎に受信部11内の全てのローパスフィ
ルタ出力をサンプルホールドし、Δtの間に各サンプル
ホールド出力を走査してディジタル化する方式と、Δt
の間に各ローパスフィルタ出力を順次サンプルホールド
してディジタル化する方式とがあり、これらのいずれを
用いてもよい。The data collection unit 12 samples and holds the detection output of the magnetic resonance signal input from the reception unit 11 and digitizes the detection output with an A / D converter.
Collect data for image reconstruction. The digitized image reconstruction data is taken into the computer 13 of FIG. As a data collection method in the data collection unit 12, all low-pass filter outputs in the reception unit 11 are sampled and held at every sampling time (Δt) determined by a band of an image to be acquired, and each sample hold is performed during Δt. A method of scanning and digitizing the output, and Δt
There is a method in which each low-pass filter output is sequentially sampled and held and digitized, and any of these methods may be used.
【0028】一様コイル9とサーフェイスコイル10a
〜10fとは近接して配置される関係上、両コイル間の
デカップリングが必要となる。このデカップリングのた
め、例えばサーフェイスコイルとして図4に示す微分型
コイル40が用いられる。これは図5にその原理を示す
ように、2つの同形のリング状コイル41,42を同軸
かつ平行に配置し、互いに空間的に逆向きの電流が流れ
るように結線したものであり、従来よりスクイッド磁束
計で微分型コイルとして用いられているものと同様であ
る。この微分型コイル40と、その両端に接続されたキ
ャパシタンス素子43〜45からなる同調・整合回路と
により一つのサーフェイスコイルが構成される。同調・
整合回路は受信部11内のプリアンプに接続される。Uniform coil 9 and surface coil 10a
Decoupling between both coils is required because of being disposed close to 10 to 10f. For this decoupling, for example, a differential coil 40 shown in FIG. 4 is used as a surface coil. As shown in FIG. 5, the principle is that two identical ring-shaped coils 41 and 42 are coaxially and parallelly arranged and connected so that currents spatially opposite to each other flow. This is the same as that used as a differential coil in a squid magnetometer. One surface coil is constituted by the differential coil 40 and a tuning / matching circuit including capacitance elements 43 to 45 connected to both ends thereof. tuning·
The matching circuit is connected to a preamplifier in the receiving unit 11.
【0029】このように構成された微分型コイルからな
るサーフェイスコイルでは、一様コイル9より発生され
る空間的に均一の高周波磁場B1 が鎖交したとき、両コ
イル41,42に等しい誘導起電力が生じようとする
が、コイル41,42が上記のように結線されているた
め、両コイル41,42に誘導される起電力が打ち消し
合って、高周波電流は流れない。従って、このサーフェ
イスコイルは外側に配置される一様コイル9に対して常
時デカップリングされていることになる。但し、この場
合には一様コイル9の性質として微分型コイルからなる
サーフェイスコイルが配置された領域において空間的に
十分均一な高周波磁場を発生する必要がある。In the surface coil composed of the differential coil configured as described above, when the spatially uniform high-frequency magnetic field B 1 generated by the uniform coil 9 interlinks, an induction force equal to both coils 41 and 42 is generated. Although power is about to be generated, since the coils 41 and 42 are connected as described above, the electromotive forces induced in the coils 41 and 42 cancel each other out, and no high-frequency current flows. Therefore, this surface coil is always decoupled from the outer uniform coil 9. However, in this case, as a property of the uniform coil 9, it is necessary to generate a spatially sufficiently uniform high-frequency magnetic field in a region where the surface coil composed of the differential coil is arranged.
【0030】微分型コイルをサーフェイスコイルとして
用いた場合のS/Nについては、文献:Magn.Re
son.Med.3,590−603(1986)で検
討されている。すなわち、この微分型コイルからなるサ
ーフェイスコイルのS/Nは被検体からのノイズ成分が
支配的であれば、1ターンコイルからなる通常のサーフ
ェイスコイルの場合のS/Nと同等であるが、コイル自
身の高周波ロスが無視できない状況では、通常のサーフ
ェイスコイルのS/Nに対して劣るため、実際のコイル
の製作・配置には、サーフェイスコイルと被検体との距
離や、2つのコイル41,42の間隔を十分に検討する
必要がある。The S / N when a differential coil is used as a surface coil is described in the literature: Magn. Re
son. Med. 3, 590-603 (1986). That is, the S / N of the surface coil composed of the differential coil is equivalent to the S / N of the normal surface coil composed of a one-turn coil if the noise component from the subject is dominant. In a situation where its own high-frequency loss cannot be neglected, the S / N of a normal surface coil is inferior. Therefore, in actual production and arrangement of the coil, the distance between the surface coil and the subject and the two coils 41 and 42 are required. It is necessary to carefully consider the interval of.
【0031】次に、サーフェイスコイル10a〜10f
として微分型コイルを用いた場合の隣接するサーフェイ
スコイル間のデカップリング法について、図6〜図9を
用いて説明する。図6および図7は、隣接する微分型コ
イルからなるサーフェイスコイル(図では10a,10
b)が平面的に配置された場合のデカップリング法を示
し、図8および図9はサーフェイスコイル10a,10
bが円周上に配置された場合のデカップリング法を示し
ている。Next, the surface coils 10a to 10f
A method of decoupling between adjacent surface coils when a differential coil is used will be described with reference to FIGS. FIGS. 6 and 7 show surface coils (10a, 10a in FIG.
FIGS. 8 and 9 show the decoupling method when b) is arranged in a plane.
4 shows a decoupling method when b is arranged on the circumference.
【0032】図6の場合は、2つの微分型サーフェイス
コイル10a,10bをコイルの囲む面積で決まる面積
Sだけ面内で重ねることにより、デカップリングを行っ
ている。1ターンのコイルについての同様なデカップリ
ング法は、例えば米国特許第4,825,162号明細
書に記載されている。図7ではコイル10a,10bを
軸方向(コイルで囲まれた面に垂直の方向)にずらせる
ことにより、デカップリングを行っている。図8は、図
6の方法を変形したものである。すなわち、微分コイル
型サーフェイスコイル10a,10bを湾曲させた上で
円周上に配置した場合、外周側のコイル41の重なり部
分の面積S′と、内周側のコイル42の重なり部分の面
積S″とが異なってしまうが、S″>S>S′の条件を
満たす特定の位置にコイル10a,10bを配置するこ
とにより、デカップリングが可能となる。図9は図7を
変形したもので、コイル41とコイル42が角度θで配
置されている場合である。この場合は、図のx,y方向
に一方の微分型サーフェイスコイル10bを調整するこ
とにより、デカップリングを実現できる。In the case of FIG. 6, decoupling is performed by overlapping two differential type surface coils 10a and 10b in the plane by an area S determined by the area surrounding the coils. A similar decoupling method for a one-turn coil is described, for example, in U.S. Pat. No. 4,825,162. In FIG. 7, decoupling is performed by shifting the coils 10a and 10b in the axial direction (the direction perpendicular to the plane surrounded by the coils). FIG. 8 is a modification of the method of FIG. That is, when the differential coil type surface coils 10a and 10b are arranged on the circumference after being curved, the area S 'of the overlapping portion of the coil 41 on the outer peripheral side and the area S' of the overlapping portion of the coil 42 on the inner peripheral side are determined. However, decoupling becomes possible by disposing the coils 10a and 10b at specific positions that satisfy the condition of S ">S> S '. FIG. 9 is a modification of FIG. 7, in which the coils 41 and 42 are arranged at an angle θ. In this case, decoupling can be realized by adjusting one differential type surface coil 10b in the x and y directions in the drawing.
【0033】これらのデカップリング法は、全て一方の
微分型コイルに電流が流れた時に発生する磁場のうち、
他方の微分型コイルに鎖交する磁場の総和が0になって
いる状態である。このように、種々の配置においてデカ
ップリングが可能であることが、微分型コイルを用いた
サーフェイスコイルのもう一つの特徴である。In these decoupling methods, all of the magnetic fields generated when a current flows through one differential coil
This is a state in which the sum of the magnetic fields linked to the other differential coil is zero. As described above, the possibility of decoupling in various arrangements is another feature of the surface coil using the differential coil.
【0034】次に、隣接していないサーフェイスコイル
間のデカップリング法について説明する。隣接していな
いサーフェイスコイル間のカップリングは、隣接したサ
ーフェイスコイル間のカップリングに比べて少ない。そ
こで、隣接していないサーフェイスコイル間には精密な
デカップリング法を用いず、見掛けのQを低くすること
によりカップリングの影響を抑えられることに着目し
て、デカップリングを行えば十分である。具体的には、
微分型サーフェイスコイルの各々にQダンプ回路を付加
すればよい。Next, a decoupling method between non-adjacent surface coils will be described. Coupling between non-adjacent surface coils is less than coupling between adjacent surface coils. Therefore, it is sufficient to perform decoupling between surface coils that are not adjacent to each other, without paying attention to the fact that the influence of coupling can be suppressed by lowering the apparent Q without using a precise decoupling method. In particular,
What is necessary is just to add a Q dump circuit to each of the differential type surface coils.
【0035】図10はQダンプ回路の具体例であり、コ
イル50はインダクタンスLとキャパシタンス素子ンス
Cで特定の周波数fo に共振しているとする。並列抵抗
Rp は共振状態におけるコイル50のインピーダンスを
示し、Q値を用いてRp =2πfo LQと表わされる。FIG. 10 shows a specific example of the Q dump circuit. It is assumed that the coil 50 resonates at a specific frequency fo by an inductance L and a capacitance element C. The parallel resistance Rp indicates the impedance of the coil 50 in the resonance state, and is expressed as Rp = 2πfo LQ using the Q value.
【0036】このコイル50の両端にゲインK倍のアン
プ51の反転入力端子および非反転入力端子を接続し、
さらにアンプ51の出力端子と反転入力端子との間に帰
還抵抗52(抵抗値Rf とする)を接続して、アンプ5
1の出力端子と非反転入力端子を外部接続端子とする。
アンプ51は実際には、図3におけるプリアンプ31a
〜31fが用いられる。An inverting input terminal and a non-inverting input terminal of an amplifier 51 having a gain K times are connected to both ends of the coil 50,
Further, a feedback resistor 52 (referred to as a resistance value Rf) is connected between the output terminal and the inverting input terminal of the amplifier 51 so that the amplifier 5
The first output terminal and the non-inverting input terminal are external connection terminals.
The amplifier 51 is actually the preamplifier 31a in FIG.
To 31f are used.
【0037】図10のコイル50とアンプ51および帰
還抵抗52からなるQダンプ回路は図1に示す等価回路
で表わされる。図11の抵抗Rd は、 Rd =Rf /(K+1)で与えられる。The Q dump circuit composed of the coil 50, the amplifier 51 and the feedback resistor 52 shown in FIG. 10 is represented by an equivalent circuit shown in FIG. The resistance Rd in FIG. 11 is given by Rd = Rf / (K + 1).
【0038】従って、アンプ51のゲインKを十分に大
きくすれば、Rp >>Rd となり、両端のインピーダン
スが低くなることによって、見掛けのQが低下すること
になる。Therefore, if the gain K of the amplifier 51 is made sufficiently large, Rp >> Rd, and the impedance at both ends is reduced, so that the apparent Q is reduced.
【0039】実際の微分型サーフェイスコイルの配置状
態によっては、隣接していないサーフェイスコイル間の
カップリングが十分小さいこともあり、その場合にはこ
の様なQダンプ回路は不要である。Depending on the actual arrangement of the differential type surface coils, the coupling between surface coils that are not adjacent may be sufficiently small. In such a case, such a Q dump circuit is unnecessary.
【0040】一様コイル9と各々のサーフェイスコイル
10a〜10fとの間、または隣接するサーフェイスコ
イル間のデカップリングがコイル形状や配置によって十
分にできない場合には、サーフェイスコイル10a〜1
0fの方にQダンプ回路を用いた方がよい。If decoupling between the uniform coil 9 and each of the surface coils 10a to 10f or between adjacent surface coils cannot be sufficiently performed due to the coil shape and arrangement, the surface coils 10a to 1f
It is better to use a Q dump circuit for 0f.
【0041】次に、本実施例における高S/N画像化の
手順を具体的に説明する。一例として二次元画像を得る
場合の画像化シーケンスを図12に示す。この画像化シ
ーケンスは、高周波磁場(高周波パルス)として90°
パルス−180°パルスを用いた公知のスピンエコー法
により二次元画像を得るためのパルスシーケンスであ
り、Gsはスライス方向の勾配磁場、Grはリード方向
の勾配磁場、Geはエンコード方向の勾配磁場の印加タ
イミングをそれぞれ示す。Next, the procedure for high S / N imaging in this embodiment will be described in detail. FIG. 12 shows an imaging sequence for obtaining a two-dimensional image as an example. This imaging sequence is 90 ° as a high-frequency magnetic field (high-frequency pulse).
A pulse sequence for obtaining a two-dimensional image by a known spin echo method using a pulse -180 ° pulse, where Gs is a gradient magnetic field in the slice direction, Gr is a gradient magnetic field in the read direction, and Ge is a gradient magnetic field in the encode direction. The application timing is shown.
【0042】図12のようにエンコード用勾配磁場Ge
の振幅を変えながら磁気共鳴信号を収集する。高周波パ
ルスの印加は一様コイル9を用いて行い、磁気共鳴信号
の受信は一様コイル9および全てのサーフェイスコイル
10a〜10f(マルチサーフェイスコイル10)を用
いて行う。各コイル9,10a〜10fを介して受信部
11で検出された磁気共鳴信号は、データ収集部12を
介して画像再構成用データとして電子計算機13に取り
込まれ、電子計算機13内で2次元フーリエ変換される
ことにより、画像再構成がなされる。この画像再構成に
よって、一様コイル9を介して得られた1チャネルの画
像データと各サーフェイスコイル10a〜10fを介し
て得られた複数チャネル(この例では6チャネル)の画
像データが得られる。そして、サーフェイスコイル10
a〜10を介して得られた6チャネルの画像データ、さ
らには一様コイル9を介して得られた1チャネルを加え
た合計7チャネルの画像データが、S/Nが最大となる
ように所定の重み関数により重み付け加算されることに
よって、一枚の画像の画像データが合成される。As shown in FIG. 12, the encoding gradient magnetic field Ge
The magnetic resonance signal is collected while changing the amplitude of. The application of the high-frequency pulse is performed using the uniform coil 9, and the reception of the magnetic resonance signal is performed using the uniform coil 9 and all the surface coils 10a to 10f (multi-surface coil 10). The magnetic resonance signals detected by the receiving unit 11 via the coils 9, 10 a to 10 f are taken into the computer 13 as image reconstruction data via the data collection unit 12, and are subjected to a two-dimensional Fourier transform in the computer 13. By the conversion, image reconstruction is performed. By this image reconstruction, image data of one channel obtained through the uniform coil 9 and image data of a plurality of channels (six channels in this example) obtained through the surface coils 10a to 10f are obtained. And the surface coil 10
The image data of 6 channels obtained through a to 10 and the image data of a total of 7 channels obtained by adding 1 channel obtained through the uniform coil 9 are determined so that the S / N is maximized. Are weighted and added by the weight function of (1), image data of one image is synthesized.
【0043】一般に、コイルで検出されるノイズは、ほ
とんど被検体5からの誘導的ノイズであると考えると、
上記の重み関数は[数1]〜[数3]で与えられる。Generally, when it is considered that the noise detected by the coil is almost inductive noise from the subject 5,
The above weight function is given by [Equation 1] to [Equation 3].
【0044】但し、Rは画像上の位置(画素位置)を
示す位置ベクトル、rは被検体のある空間の位置を示
すベクトル、ki (R)はi番目のサーフェイスコイ
ルで得られた画像データに対する重み関数、h
i (R)はi番目のサーフェイスコイルが発生する高
周波磁場分布、λ(R)はサーフェイスコイルの高周
波磁場分布に起因する、重み付け加算後の画像データの
感度むらを補正する補正関数、Ei (r)はi番目
のサーフェイスコイルに単位高周波電流を流した時に発
生する電場である。なお、Hijの積分は被検体の全体
について行われる。Here, R is a position vector indicating a position (pixel position) on the image, r is a vector indicating a position in a space where the subject is located, and k i (R) is image data obtained by the i-th surface coil. Weight function for h
i (R) is a high-frequency magnetic field distribution generated by the i-th surface coil, λ (R) is a correction function for correcting unevenness in sensitivity of image data after weighting and addition caused by the high-frequency magnetic field distribution of the surface coil, E i ( r) is an electric field generated when a unit high-frequency current is applied to the i-th surface coil. The integration of H ij is performed for the entire subject.
【0045】コイルのノイズとしては、コイル自身に起
因する高周波抵抗のノイズ、被検体に起因する誘電的ま
たは誘導的ノイズがあるが、コイルを被検体に装着した
状態では、被検体からのノイズが大部分を占めると考え
られる。コイル自身に起因するノイズが無視できない場
合には、この影響を行列[Hij]の対角要素を変更す
ることにより考慮すればよい。但し、実際上は
[Hij]の対角要素は非対角要素に比べ小さくなるた
め、簡単のために[Hij]の非対角要素を0と置いた
重み関数を用いてもよい。The noise of the coil includes high-frequency resistance noise caused by the coil itself and dielectric or inductive noise caused by the object. When the coil is mounted on the object, noise from the object is generated. It is expected to make up the majority. If the noise due to the coil itself cannot be neglected, this effect may be considered by changing the diagonal elements of the matrix [H ij ]. However, since the diagonal element of [H ij ] is actually smaller than the off-diagonal element, a weight function in which the off-diagonal element of [H ij ] is set to 0 may be used for simplicity.
【0046】重み関数k(R)を決定するには、各サ
ーフェイスコイル10a〜10fの高周波磁場分布h
(R)を求める必要がある。以下、これについて説明
する。h(r)には近似的にh(R)を代用するこ
とができる。まず、一様コイル9およびサーフェイスコ
イル10a〜10fを介してそれぞれ得られた画像デー
タの位相補正を行う。ここで、一様コイル9を用いて図
13に示すような画像が得られたとする。図13で太線
は一様コイル9の位置、破線はサーフェイスコイル10
aの位置をそれぞれ示す。To determine the weight function k (R), the high-frequency magnetic field distribution h of each of the surface coils 10a to 10f is determined.
(R) needs to be determined. Hereinafter, this will be described. h (r) can be approximated by h (R). First, the phase of the image data obtained via the uniform coil 9 and the surface coils 10a to 10f is corrected. Here, it is assumed that an image as shown in FIG. 13 is obtained using the uniform coil 9. In FIG. 13, the thick line indicates the position of the uniform coil 9 and the broken line indicates the surface coil 10.
The position of a is shown.
【0047】図13の一点鎖線A上における画像のヒス
トグラムを図14(a)に示し、またサーフェイスコイ
ル10aによって得られた画像の同じ位置に相当するヒ
ストグラムを図14(b)に示す。図14(a)(b)
において、横軸は位置を表わし、縦軸はそれぞれの画像
における信号強度ST ,SS を表わす。図14(b)に
よれば、サーフェイスコイル10aによって得られた画
像は、サーフェイスコイル10aの位置から離れるに従
って感度が落ちていることが分かる。なお、画像のS/
Nが悪い場合には、移動平均などの平滑化処理を適宜行
うことが望ましい。FIG. 14A shows a histogram of the image on the dashed line A in FIG. 13, and FIG. 14B shows a histogram corresponding to the same position of the image obtained by the surface coil 10a. FIGS. 14A and 14B
In the horizontal axis represents the position, and the vertical axis represents the signal intensity S T, S S in each image. According to FIG. 14B, it can be seen that the sensitivity of the image obtained by the surface coil 10a decreases as the distance from the position of the surface coil 10a increases. In addition, S /
When N is bad, it is desirable to appropriately perform a smoothing process such as a moving average.
【0048】次に、被検体5の各部位の信号強度比ha
(=SS /ST )を求める。図14(a)(b)に示し
た一点鎖線A上における画像のヒストグラムから、この
信号強度比ha を計算した結果を図14(c)に示す。
元々信号源のない点や、緩和時間などの影響で信号が出
てこなかった点は、画像データが抜けてしまうので、補
間等の処理を行う。サーフェイスコイルが発生する高周
波磁場分布は直交関数で展開できるので、得られている
画像データを使って最小二乗法等により直交関数系の各
項の係数を決定するという方法を用いてもよい。これら
の方法により、サーフェイスコイル10aの画像化領域
全体にわたる、図14(d)にヒストグラムを示すよう
な高周波磁場分布ha(R)を求めることができる。Next, the signal intensity ratio ha of each part of the subject 5
(= S S / S T ). FIG. 14 (c) shows the result of calculating the signal intensity ratio ha from the histogram of the image on the dashed line A shown in FIGS. 14 (a) and 14 (b).
Since there is no signal source or no signal is output due to the effect of the relaxation time, the image data is lost. Therefore, processing such as interpolation is performed. Since the high-frequency magnetic field distribution generated by the surface coil can be expanded by an orthogonal function, a method of determining coefficients of each term of the orthogonal function system using the obtained image data by the least square method or the like may be used. By these methods, a high-frequency magnetic field distribution ha (R) as shown in a histogram in FIG. 14D over the entire imaging region of the surface coil 10a can be obtained.
【0049】なお、高周波磁場分布ha(R)とし
て、単純に図14(c)のヒストグラムのように被検体
5の部位の信号強度比ha(=SS /ST )をとったも
のを用いても構わない。As the high frequency magnetic field distribution ha (R), a signal intensity ratio ha (= S S / S T ) of a portion of the subject 5 is simply used as shown in a histogram of FIG. It does not matter.
【0050】一方、一様コイル9を介して得られた画像
において、被検体5等の影響で一様コイル9の高周波磁
場分布が不均一になる場合には、前もって一様コイル9
の高周波磁場分布を求めておくことが必要である。On the other hand, if the high-frequency magnetic field distribution of the uniform coil 9 becomes non-uniform due to the subject 5 and the like in the image obtained through the uniform coil 9,
It is necessary to obtain the high-frequency magnetic field distribution of.
【0051】以上の説明では、各サーフェイスコイルか
ら得られた磁気共鳴信号の生データを画像再構成用デー
タとし、これをフーリエ変換した画像データを重み付け
加算することにより、所望領域の高S/Nの画像を得る
ようにしたが、次のような方法を用いることもできる。
すなわち、フーリエ変換前の各サーフェイスコイルから
の磁気共鳴信号の生データと、これらにそれぞれ対応す
る重み関数の逆フーリエ変換結果との畳み込み積分を行
い、得られた複数チャネルの畳み込み積分結果を加算合
成した後、フーリエ変換することによっても、同様に所
望領域の高S/N画像を得ることができる。In the above description, raw data of a magnetic resonance signal obtained from each surface coil is used as image reconstruction data, and the Fourier-transformed image data is weighted and added to obtain high S / N of a desired area. Is obtained, but the following method can be used.
That is, convolution integration of the raw data of the magnetic resonance signal from each surface coil before Fourier transformation and the inverse Fourier transformation result of the weight function corresponding to each is performed, and the convolution integration results of the obtained multiple channels are added and synthesized. After that, a high S / N image of the desired area can be obtained similarly by performing Fourier transform.
【0052】例えば2次元画像の場合についてi番目の
サーフェイスコイルによって得られる磁気共鳴信号の生
データをIfi(Kx,Ky)、フーリエ変換後の画像デ
ータをIi (X,Y)、i番目の画像の重み関数をki
(X,Y)、この重み関数ki (X,Y)の逆フーリエ
変換をkfi(Kx,Ky)とし、最終的に得られる高S
/N画像をI(X,Y)とすると、[数4]に示すよう
な関係が成り立つ。For example, in the case of a two-dimensional image, the raw data of the magnetic resonance signal obtained by the i-th surface coil is I fi (Kx, Ky), the image data after Fourier transform is I i (X, Y), and the i-th the weighting function k i of the image
(X, Y), the inverse Fourier transform of the weight function k i (X, Y) is k fi (Kx, Ky), and the high S
Assuming that the / N image is I (X, Y), the relationship shown in [Equation 4] holds.
【0053】この[数4]に示されるように、磁気共鳴
信号の生データIfi(Kx,Ky)と、重み関数k
i (X,Y)の逆フーリエ変換kfi(Kx,Ky)との
畳み込み積分結果を各サーフェイスコイルについて加算
したものが、最終的に得られる画像I(X,Y)の逆フ
ーリエ変換に相当することが分かる。従って、これをフ
ーリエ変換すれば、画像I(X,Y)が求まることにな
る。As shown in [Equation 4], the raw data I fi (Kx, Ky) of the magnetic resonance signal and the weight function k
The sum of the convolution integral result of i (X, Y) and the inverse Fourier transform k fi (Kx, Ky) for each surface coil corresponds to the inverse Fourier transform of the finally obtained image I (X, Y). You can see that Therefore, if this is Fourier-transformed, the image I (X, Y) will be obtained.
【0054】以上の実施例では、サーフェイスコイルと
して微分型コイルを用い、かつその配置を工夫すること
により、各サーフェイスコイル10a〜10f間のデカ
ップリングを行ったが、デカップリング法は他に種々考
えられる。例えば、図15〜図17に示すようなデカッ
プリング回路を用いてもよい。図15(a)は2種類の
値のリアクタンス素子Z1 ,Z2 によるブリッジ回路か
らなるデカップリング回路であり、その等価回路を図1
5(b)に示す。端子a,b及び端子c,dは、それぞ
れデカップリングすべき2つのサーフェイスコイル10
a,10bの両端に接続される。リアクタンス素子Z1
,Z2として、図16に示すようにキャパシタンス素子
C1 ,C2 を用いるか、または図17に示すようにイン
ダクタンス素子L1 ,L2 を用い、それらの値を調整す
ることにより、カップリングの効果を打ち消すことがで
きる。In the above embodiment, decoupling between the surface coils 10a to 10f was performed by using a differential coil as the surface coil and devising the arrangement thereof. Can be For example, a decoupling circuit as shown in FIGS. 15 to 17 may be used. FIG. 15A shows a decoupling circuit composed of a bridge circuit composed of two kinds of reactance elements Z1 and Z2, and its equivalent circuit is shown in FIG.
This is shown in FIG. Terminals a and b and terminals c and d are respectively connected to two surface coils 10 to be decoupled.
a, 10b. Reactance element Z1
, Z2, the capacitance elements C1 and C2 are used as shown in FIG. 16, or the inductance elements L1 and L2 are used as shown in FIG. 17 and their values are adjusted to cancel the coupling effect. Can be.
【0055】図18は、このようなブリッジ回路による
デカップリング回路を1ターンコイルからなるサーフェ
イスコイル10a,10b間のデカップリングに適用し
た例を示し、図19は図4に示したような微分型コイル
を用いたサーフェイスコイル10a,10b間のデカッ
プリングに適用した例を示している。FIG. 18 shows an example in which such a decoupling circuit using a bridge circuit is applied to decoupling between the surface coils 10a and 10b formed of one-turn coils, and FIG. 19 shows a differential type as shown in FIG. The example applied to the decoupling between the surface coils 10a and 10b using a coil is shown.
【0056】また、図20〜図22には8の字型または
ループ状コイルからなるデカップリングコイル43〜4
5を用いた例を示す。図20は1ターンコイルからなる
サーフェイスコイル10a,10bにデカップリングコ
イル43がカップリングしている。これによりコイル1
0a,10bの一方に鎖交する磁束が0になるようにで
き、デカップリングが可能となる。図21および図22
は微分型コイルからなるサーフェイスコイル10a,1
0bにデカップリングコイル44,45をカップリング
させており、同様にしてデカップリングがなされる。FIGS. 20 to 22 show decoupling coils 43 to 4 formed of figure-shaped or loop-shaped coils.
An example using No. 5 is shown. In FIG. 20, a decoupling coil 43 is coupled to the surface coils 10a and 10b formed of one-turn coils. This allows coil 1
The magnetic flux linked to one of 0a and 10b can be set to 0, and decoupling becomes possible. FIG. 21 and FIG.
Is a surface coil 10a, 1 composed of a differential coil
The decoupling coils 44 and 45 are coupled to 0b, and decoupling is performed in the same manner.
【0057】ここに示したデカップリングコイル43,
44はバタフライ型コイルであり、それ自身が一様コイ
ル9とはデカップリング状態を実現できる。但し、図2
2の例では一様コイル9の発生する高周波磁場の向きに
よってはデカップリングコイル45が一様コイル9とカ
ップリングするため、適用に当たっては配置を考慮する
か、被検体から離すことが望まれる。The decoupling coils 43, shown here,
Reference numeral 44 denotes a butterfly coil which can realize a decoupling state with the uniform coil 9 itself. However, FIG.
In the second example, since the decoupling coil 45 couples with the uniform coil 9 depending on the direction of the high-frequency magnetic field generated by the uniform coil 9, it is desired to consider the arrangement or to separate the coil from the subject in application.
【0058】先の実施例では、一様コイル9とサーフェ
イスコイル10a〜10f間のデカップリングを行うた
めに、微分型コイルをサーフェイスコイルとして用いた
が、通常のコイルを用いた場合、一様コイル9とのデカ
ップリングに図15〜図17に示したようなデカップリ
ング回路を用いても構わない。In the previous embodiment, the differential coil was used as the surface coil in order to perform decoupling between the uniform coil 9 and the surface coils 10a to 10f. The decoupling circuit shown in FIG. 15 to FIG.
【0059】次に、一様コイルおよびサーフェイスコイ
ルからなる高周波コイル部の他の実施例を説明する。図
23は一様コイルとして鳥かご型コイル61、サーフェ
イスコイルとして微分型コイル64をそれぞれ用いた例
を示している。ここで示した鳥かご型コイル61はハイ
パス型と呼ばれるもので、軸方向に平行で円周方向に所
定間隔で配列されたインダクタンス素子63と、隣接す
るインダクタンス素子ンス素子63間を接続するキャパ
シタンス素子62とから構成されている。すなわち、イ
ンダクタンス素子63とキャプスタン素子62が梯子状
に配設されることにより、鳥かご型コイル61が構成さ
れる。Next, another embodiment of the high-frequency coil section composed of a uniform coil and a surface coil will be described. FIG. 23 shows an example using a birdcage coil 61 as a uniform coil and a differential coil 64 as a surface coil. The birdcage coil 61 shown here is of a so-called high-pass type, and includes an inductance element 63 arranged in parallel to the axial direction and at a predetermined interval in the circumferential direction, and a capacitance element 62 for connecting the adjacent inductance element inductance elements 63. It is composed of That is, the birdcage coil 61 is configured by arranging the inductance element 63 and the capstan element 62 in a ladder shape.
【0060】一方、微分型コイル64は鳥かご型コイル
61を構成するインダクタンス素子63とキャパシタン
ス素子62とで囲まれた空間内に、鳥かご型コイル61
の半径方向に並べて配置された2つの導体ループからな
り、これら上下の導体ループを互いに逆向きに電流が流
れるようにキャパシタンス素子65で接続して構成され
る。このようにすると、二つの導体ループに鎖交する各
々の磁束が等しければその磁束変化に対して誘導起電力
を生じない。従って、鳥かご型コイル61と微分型コイ
ル64とのデカップリングが可能である。On the other hand, the differential coil 64 is provided in a space surrounded by the inductance element 63 and the capacitance element 62 constituting the birdcage coil 61.
And two conductor loops arranged side by side in the radial direction. The upper and lower conductor loops are connected by a capacitance element 65 so that currents flow in opposite directions. In this case, if the magnetic fluxes linked to the two conductor loops are equal, no induced electromotive force is generated for the change in the magnetic flux. Accordingly, decoupling between the birdcage coil 61 and the differential coil 64 is possible.
【0061】微分型コイル64の相互間についても、デ
カップリングを考慮することが望まれる。微分型コイル
64については、図24および図25に示されるように
隣接するコイル間に導電性板66を配置することによっ
て、カップリングする磁束を遮断することができる。こ
の導電性板66は導電性板66を挟んで両側のコイルが
対称となるような位置に配置されることが望ましく、ま
た面積が大きいほどデカップリング効果は大きい。It is desired to consider the decoupling between the differential coils 64 as well. As for the differential coil 64, the coupling magnetic flux can be cut off by disposing the conductive plate 66 between the adjacent coils as shown in FIGS. The conductive plate 66 is desirably disposed at a position where the coils on both sides of the conductive plate 66 are symmetrical. The larger the area, the greater the decoupling effect.
【0062】次に、図24および図25で説明したデカ
ップリング法を実際に適用した例を図26〜図28に示
す。図26ではハイパス型の鳥かご型コイル61におけ
る軸方向に平行なインダクタンス素子(図23のインダ
クタンス素子63に相当する)を導電性板67で構成す
ることにより、導電性板67に微分型コイル64間のデ
カップリングの役割を兼ねさせている。Next, FIGS. 26 to 28 show examples in which the decoupling method described with reference to FIGS. 24 and 25 is actually applied. In FIG. 26, the inductance element parallel to the axial direction (corresponding to the inductance element 63 in FIG. 23) of the high-pass birdcage coil 61 is constituted by the conductive plate 67. Also serves as a decoupling role.
【0063】図27および図28は、いずれもローパス
型の鳥かご型コイル71を用いた場合の例である。図2
7では、軸方向に平行なインダクタンス素子を導電性板
72で構成すると共に、これらの導電性板72の途中に
電極板73と誘電体板74とで構成されるキャパシタン
ス素子をそれぞれ挿入している。この場合、誘電体板7
4の厚みに相当する僅かな部分からでも磁束が漏れない
ように、電極板73の端部を誘電体板74の一部を覆う
ように折り曲げておくことが望ましい。図28は、軸に
平行なインダクタンス素子をそれぞれ2枚の導電性板7
5,76で構成し、各先端部が誘電体板74を挟んで対
向するようにしたものである。FIGS. 27 and 28 show examples in which a low-pass birdcage coil 71 is used. FIG.
In 7, an inductance element parallel to the axial direction is formed by a conductive plate 72, and a capacitance element formed by an electrode plate 73 and a dielectric plate 74 is inserted in the middle of the conductive plate 72. . In this case, the dielectric plate 7
It is desirable to bend the end of the electrode plate 73 so as to cover a part of the dielectric plate 74 so that the magnetic flux does not leak from a small portion corresponding to the thickness of the dielectric plate 74. FIG. 28 shows an example in which inductance elements parallel to the axis are respectively connected to two conductive plates 7.
5 and 76, each of which is opposed to each other with the dielectric plate 74 interposed therebetween.
【0064】図29は、図16で説明したデカップリン
グ回路を図23における隣り合う微分型コイル64間の
デカップリングに適用した例を示している。FIG. 29 shows an example in which the decoupling circuit described in FIG. 16 is applied to decoupling between adjacent differential coils 64 in FIG.
【0065】なお、上述の方法で隣り合う微分型コイル
間のデカップリングが不十分な場合(例えば図26にお
ける導電性板66の幅をあまり大きくとれない場合)
や、隣り合っていない微分型コイル間のカップリングが
ある場合、それらを抑えるために図10に示したような
Qダンプ回路を併用して、見掛けのQを低くすることが
望ましい。When the decoupling between adjacent differential coils is insufficient by the above-described method (for example, when the width of the conductive plate 66 in FIG. 26 cannot be made too large).
If there is coupling between differential coils that are not adjacent to each other, it is desirable to reduce the apparent Q by using a Q dump circuit as shown in FIG. 10 in order to suppress them.
【0066】図30〜図33に、鳥かご型コイルと微分
型コイルとからなる高周波コイル部の他の構成例を示
す。図30は、ハイパス型の鳥かご型コイル61におい
て軸方向に平行なインダクタンス素子を導電性板67で
構成するとともに、隣接する導電性板67の中央部間を
円周方向に沿った導電性板68により接続して、鳥かご
型コイル61のインダクタンス素子(導電性板67)と
キャパシタンス素子62とで囲まれた各空間を軸方向に
二つの空間に分割し、これらの各分割空間に微分型コイ
ル64をそれぞれ配置したものである。この場合、導電
性板67,68によって隣接する微分型コイル64間の
デカップリングが行われることになる。FIGS. 30 to 33 show another example of the configuration of the high-frequency coil section comprising a birdcage coil and a differential coil. FIG. 30 shows a configuration in which a conductive plate 67 forms an inductance element parallel to the axial direction in a high-pass birdcage coil 61, and a conductive plate 68 extending in the circumferential direction between the central portions of adjacent conductive plates 67. To divide each space surrounded by the inductance element (conductive plate 67) of the birdcage coil 61 and the capacitance element 62 into two spaces in the axial direction, and to form a differential coil 64 in each of these divided spaces. Are arranged respectively. In this case, decoupling between the adjacent differential coils 64 is performed by the conductive plates 67 and 68.
【0067】図31は、ローパス型の鳥かご型コイル7
1について図30と同様の構成を適用した例であり、軸
方向に中央に配置されたキャパシタンス素子78の中心
に円環状導体板77を通すことによって、鳥かご型コイ
ル71のインダクタンス素子(導電性板72)とキャパ
シタンス素子78とで囲まれた各空間を軸方向に二つの
空間に分割し、各分割空間に微分型コイル64を配置し
ている。FIG. 31 shows a low-pass birdcage coil 7.
30 is an example in which the same configuration as that of FIG. 30 is applied. In this example, an annular conductor plate 77 is passed through the center of a capacitance element 78 disposed at the center in the axial direction, thereby forming an inductance element (a conductive plate) of the birdcage coil 71. Each space surrounded by 72) and the capacitance element 78 is divided into two spaces in the axial direction, and the differential coil 64 is arranged in each divided space.
【0068】図32は、軸方向に3つ以上の微分型コイ
ル64を配置するために、軸方向において隣り合う微分
型コイル64間のデカップリングを各コイルの一部を重
ねることにより、互いに鎖交する磁束を零にすることで
行っている。なお、図15および図16で説明したよう
なデカップリング法を用いても、3つ以上の微分型コイ
ルを軸方向に配置することができる。FIG. 32 shows that, in order to dispose three or more differential coils 64 in the axial direction, decoupling between the differential coils 64 adjacent in the axial direction is performed by partially overlapping each coil. This is done by reducing the intersecting magnetic flux to zero. Note that even if the decoupling method described with reference to FIGS. 15 and 16 is used, three or more differential coils can be arranged in the axial direction.
【0069】図33は、サーフェイスコイルとして微分
型コイル64と8の字型コイル69を併用した例を示
す。微分型コイル64および8の字型コイル69のいず
れも、鳥かご型コイル61とデカップリングが可能であ
る。また、両コイル64,69の間も互いに鎖交する磁
束の総和が零となるように配置できるので、図33に示
すように両コイル64,69を円周方向に交互に配置す
ることにより、隣接するサーフェイスコイル間のデカッ
プリングを容易に達成でき、鳥かご型コイル61の軸方
向に平行なインダクタンス素子63をデカップリングを
兼ねる板状のような形状とする必要もなくなる。FIG. 33 shows an example in which the differential coil 64 and the figure-eight coil 69 are used in combination as the surface coil. Both the differential coil 64 and the figure-eight coil 69 can be decoupled from the birdcage coil 61. Also, since the coils 64 and 69 can be arranged so that the total of the magnetic fluxes interlinking with each other becomes zero, the coils 64 and 69 are alternately arranged in the circumferential direction as shown in FIG. Decoupling between adjacent surface coils can be easily achieved, and there is no need to make the inductance element 63 parallel to the axial direction of the birdcage coil 61 into a plate-like shape also serving as decoupling.
【0070】以上の実施例では、一様コイルとして鳥か
ご型コイルを用いたが、スロッテド・チューブ・リゾネ
ータも4つの間隙を持つので、この間隙を利用して微分
型コイル等からなるサーフェイスコイルを一様コイルと
近接して配置することが可能である。In the above embodiment, the birdcage type coil is used as the uniform coil. However, since the slotted tube resonator also has four gaps, a surface coil composed of a differential coil or the like is used by utilizing this gap. It is possible to place it in close proximity to the coil.
【0071】図34は、図23〜図29を用いて説明し
たように、一様コイル9として鳥かご型コイルを用い、
サーフェイスコイル10a〜19hとして微分型コイル
を用いた高周波コイル部の配置を示す図であり、一様コ
イル9を構成する鳥かご型コイルにおけるインダクタン
ス素子とキャパシタンス素子とで囲まれた空間内にサン
プリングコイル10a〜10hが配置されている。この
ようにすると、一様コイル9およびサンプリングコイル
10a〜10hの両者を被検体5に近接して配置でき、
被検体5の表面部でも深部でも高いS/Nの画像が得ら
れる。FIG. 34 shows a case where a birdcage coil is used as the uniform coil 9 as described with reference to FIGS.
It is a figure which shows arrangement | positioning of the high frequency coil part which used the differential coil as the surface coils 10a-19h, and the sampling coil 10a was set in the space surrounded by the inductance element and the capacitance element in the birdcage coil which comprises the uniform coil 9. To 10h are arranged. In this way, both the uniform coil 9 and the sampling coils 10a to 10h can be arranged close to the subject 5,
An image with a high S / N can be obtained both at the surface portion and at the deep portion of the subject 5.
【0072】[0072]
【発明の効果】本発明によれば、複数のサーフェイスコ
イルで磁気共鳴信号を同時に検出し画像化のためのデー
タ収集をするのと同じ時間内に、従来は高周波磁場の送
信用のみに用いられていた一様コイルでも磁気共鳴信号
を検出して画像化のためのデータ収集を行うことによ
り、各サーフェイスコイルによる高S/N画像データと
共に、被検体の画像化すべき所望の領域全体の均一な画
像データが得られ、これらの画像データを用いて各サー
フェイスコイルの高周波磁場分布を求めることが可能と
なる。According to the present invention, a magnetic resonance signal is conventionally used only for transmitting a high-frequency magnetic field within the same time as simultaneously detecting magnetic resonance signals with a plurality of surface coils and collecting data for imaging. By detecting magnetic resonance signals and collecting data for imaging using the uniform coil, the high S / N image data of each surface coil and the uniformity of the entire desired region of the subject to be imaged can be obtained. Image data is obtained, and the high-frequency magnetic field distribution of each surface coil can be obtained using the image data.
【0073】そして、この高周波磁場分布に基づいて決
められた重み関数を用いて各サーフェイスコイルから得
られた高S/N画像を重み付け加算するか、またはフー
リエ変換前の各サーフェイスコイルからの磁気共鳴信号
の生データと、これらにそれぞれ対応する重み関数の逆
フーリエ変換結果との畳み込み積分を行い、得られた複
数チャネルの畳み込み積分結果を加算合成した後、フー
リエ変換することによって、一枚の高S/画像を合成す
ることができる。Then, a high S / N image obtained from each surface coil is weighted and added using a weighting function determined based on the high-frequency magnetic field distribution, or magnetic resonance from each surface coil before Fourier transform is performed. The convolution of the raw data of the signal and the result of the inverse Fourier transform of the weighting function corresponding to each of them is performed, and the convolution and integration results of the obtained multiple channels are added and synthesized. S / Images can be combined.
【0074】また、単に重み付け加算して得られた画像
データが不均一な場合、各サーフェイスコイルにより得
られた高周波磁場分布により感度補正をすることによっ
て均一化することもできる。When the image data obtained by simply weighting and adding is non-uniform, it can be made uniform by correcting the sensitivity using the high-frequency magnetic field distribution obtained by each surface coil.
【0075】[0075]
【0076】[0076]
【数1】 (Equation 1)
【0077】[0077]
【数2】 (Equation 2)
【0078】[0078]
【数3】 (Equation 3)
【0079】[0079]
【数4】 (Equation 4)
【図1】 本発明の一実施例に係る磁気共鳴映像装置の
ブロック図FIG. 1 is a block diagram of a magnetic resonance imaging apparatus according to one embodiment of the present invention.
【図2】 図1における被検体に対する一様コイルおよ
びマルチサーフェイスコイルの配置例を示す概略断面図FIG. 2 is a schematic cross-sectional view showing an arrangement example of a uniform coil and a multi-surface coil with respect to a subject in FIG.
【図3】 図1における受信部の詳細を示すブロック図FIG. 3 is a block diagram showing details of a receiving unit in FIG. 1;
【図4】 図3におけるサーフェイスコイルの具体例を
示す図FIG. 4 is a diagram showing a specific example of the surface coil in FIG. 3;
【図5】 図4のサーフェイスコイルに用いられる微分
型コイルの原理を説明するための図FIG. 5 is a view for explaining the principle of a differential coil used in the surface coil of FIG. 4;
【図6】 図4のサーフェイスコイルを用いた場合の各
サーフェイスコイル間のデカップリング法を示す図FIG. 6 is a diagram showing a decoupling method between surface coils when the surface coil of FIG. 4 is used.
【図7】 図4のサーフェイスコイルを用いた場合の各
サーフェイスコイル間のデカップリング法の例を示す図FIG. 7 is a diagram showing an example of a decoupling method between each surface coil when the surface coil of FIG. 4 is used.
【図8】 図4のサーフェイスコイルを用いた場合の各
サーフェイスコイル間のデカップリング法の例を示す図FIG. 8 is a diagram showing an example of a decoupling method between surface coils when the surface coil of FIG. 4 is used.
【図9】 図4のサーフェイスコイルを用いた場合の各
サーフェイスコイル間のデカップリング法の例を示す図FIG. 9 is a diagram showing an example of a decoupling method between surface coils when the surface coil of FIG. 4 is used.
【図10】 デカップリングのためのQダンプ回路の一
例を示す図FIG. 10 is a diagram illustrating an example of a Q dump circuit for decoupling;
【図11】 図10の回路の等価回路を示す図FIG. 11 is a diagram showing an equivalent circuit of the circuit of FIG. 10;
【図12】 同実施例における画像化のためのパルスシ
ーケンスを示す図FIG. 12 is a diagram showing a pulse sequence for imaging in the embodiment.
【図13】 同実施例における一様コイルを介して得ら
れた画像を示す図FIG. 13 is a view showing an image obtained through a uniform coil in the embodiment.
【図14】 同実施例におけるサーフェイスコイルが発
生する高周波磁場分布の求め方を説明するための図FIG. 14 is a view for explaining how to obtain a high-frequency magnetic field distribution generated by a surface coil in the embodiment.
【図15】 キャパシタンス素子およびインダクタンス
素子を用いたサーフェイスコイル間のデカップリング法
の例を示す図FIG. 15 is a diagram showing an example of a decoupling method between surface coils using a capacitance element and an inductance element.
【図16】 キャパシタンス素子およびインダクタンス
素子を用いたサーフェイスコイル間のデカップリング法
の例を示す図FIG. 16 is a diagram showing an example of a decoupling method between surface coils using a capacitance element and an inductance element.
【図17】 キャパシタンス素子およびインダクタンス
素子を用いたサーフェイスコイル間のデカップリング法
の例を示す図FIG. 17 is a diagram showing an example of a decoupling method between surface coils using a capacitance element and an inductance element.
【図18】 キャパシタンス素子およびインダクタンス
素子を用いたサーフェイスコイル間のデカップリング法
の例を示す図FIG. 18 is a diagram showing an example of a decoupling method between surface coils using a capacitance element and an inductance element.
【図19】 キャパシタンス素子およびインダクタンス
素子を用いたサーフェイスコイル間のデカップリング法
の例を示す図FIG. 19 is a diagram showing an example of a decoupling method between surface coils using a capacitance element and an inductance element.
【図20】 デカップリング用コイルを用いたサーフェ
イスコイル間のデカップリング法の例を示す図FIG. 20 is a diagram showing an example of a decoupling method between surface coils using a decoupling coil.
【図21】 デカップリング用コイルを用いたサーフェ
イスコイル間のデカップリング法の例を示す図FIG. 21 is a diagram showing an example of a decoupling method between surface coils using a decoupling coil.
【図22】デカップリング用コイルを用いたサーフェイ
スコイル間のデカップリング法の例を示す図FIG. 22 is a diagram showing an example of a decoupling method between surface coils using a decoupling coil.
【図23】 ハイパス型の鳥かご型コイルと微分型コイ
ルを用いた高周波コイル部の斜視図FIG. 23 is a perspective view of a high-frequency coil unit using a high-pass birdcage coil and a differential coil.
【図24】 図23における隣接する微分型コイル間の
デカップリング法を説明するための図24 is a view for explaining a decoupling method between adjacent differential coils in FIG. 23;
【図25】 図24のデカップリング原理を説明するた
めの図FIG. 25 is a view for explaining the decoupling principle of FIG. 24;
【図26】 図23のデカップリング法を適用した高周
波コイル部の斜視図26 is a perspective view of a high-frequency coil unit to which the decoupling method of FIG. 23 is applied.
【図27】 ローパス型の鳥かご型コイルの一部を示す
図FIG. 27 shows a part of a low-pass birdcage coil.
【図28】 ローパス型の鳥かご型コイルの一部を示す
図FIG. 28 shows a part of a low-pass birdcage coil.
【図29】 図16のデカップリング回路を図23にお
ける微分型コイル間のデカップリングに適用した例を示
す図FIG. 29 is a diagram showing an example in which the decoupling circuit of FIG. 16 is applied to decoupling between differential coils in FIG. 23;
【図30】 鳥かご型コイルと微分型コイルとからなる
高周波コイル部の他の構成例を示す図FIG. 30 is a diagram showing another configuration example of a high-frequency coil unit including a birdcage coil and a differential coil.
【図31】 鳥かご型コイルと微分型コイルとからなる
高周波コイル部の他の構成例を示す図FIG. 31 is a diagram illustrating another configuration example of a high-frequency coil unit including a birdcage coil and a differential coil.
【図32】 鳥かご型コイルと微分型コイルとからなる
高周波コイル部の他の構成例を示す図FIG. 32 is a diagram illustrating another configuration example of a high-frequency coil unit including a birdcage coil and a differential coil.
【図33】 鳥かご型コイルと微分型コイルとからなる
高周波コイル部の他の構成例を示す図FIG. 33 is a diagram illustrating another configuration example of a high-frequency coil unit including a birdcage coil and a differential coil.
【図34】 一様コイルとして鳥かご型コイルを用い、
マルチサーフェイスコイルして微分型コイルを用いた高
周波コイル部の配置を示す図。FIG. 34: Using a birdcage coil as a uniform coil,
The figure which shows arrangement | positioning of the high frequency coil part which used the differential type coil as a multi-surface coil.
1…静磁場磁石 3…勾配磁場生
成コイル 5…被検体 7…送信部 8…デュプレクサ 9…一様コイル 10a〜10f…サーフェイスコイル 11…受信部 12…データ収集部 13…電子計算
機 40…微分型コイル 43〜45…デ
カップリングコイル 51…Qダンプ用アンプ 61,71…鳥
かご型コイル 62…キャパシタンス素子 63…インダク
タンス素子 64…微分型コイル 65,78…キ
ャパシタンス素子 66〜68,72,77…導電性板 69…8の字コ
イルDESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Static magnetic field magnet 3 ... Gradient magnetic field generating coil 5 ... Subject 7 ... Transmitting part 8 ... Duplexer 9 ... Uniform coil 10a-10f ... Surface coil 11 ... Receiving part 12 ... Data collecting part 13 ... Electronic computer 40 ... Differential type Coil 43-45 ... Decoupling coil 51 ... Q dumping amplifier 61,71 ... Bird cage coil 62 ... Capacitance element 63 ... Inductance element 64 ... Differential coil 65,78 ... Capacitance element 66-68,72,77 ... Conductivity Board 69… 8-shaped coil
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭63−132645(JP,A) 特開 平2−13432(JP,A) 特開 平1−250236(JP,A) 特開 平3−68342(JP,A) 特開 平4−180733(JP,A) 実開 平2−23507(JP,U) 特表 平2−500175(JP,A) (58)調査した分野(Int.Cl.7,DB名) A61B 5/055 JICSTファイル(JOIS)──────────────────────────────────────────────────続 き Continuation of the front page (56) References JP-A-63-132645 (JP, A) JP-A-2-13432 (JP, A) JP-A-1-250236 (JP, A) JP-A-3- 68342 (JP, A) JP-A-4-180733 (JP, A) JP-A-2-23507 (JP, U) JP-A-2-500175 (JP, A) (58) Fields investigated (Int. Cl. 7 , DB name) A61B 5/055 JICST file (JOIS)
Claims (5)
場パルスを印加する手段と、 被検体の画像化すべき所望領域において前記静磁場に垂
直な面内で高周波磁場を発生するための一様コイルと、 前記被検体に近接して配置された複数個のサーフェイス
コイルと、 前記一様コイルおよび複数個のサーフェイスコイルをそ
れぞれ介して被検体からの複数チャネルの磁気共鳴信号
を検出する信号検出手段と、 前記複数チャネルの磁気共鳴信号についてそれぞれフー
リエ変換を含む画像化処理を行ない、複数チャネルの画
像データを生成する画像データ生成手段と、 前記複数チャネルの画像データを用いて、少なくとも前
記複数個のサーフェイスコイルの高周波磁場分布を求
め、この高周波磁場分布に依存して少なくとも前記複数
個のサーフェイスコイルの各々について画素位置の関数
として定義される重み関数を決定する重み関数決定手段
と、 前記重み関数を用いて、少なくとも前記複数のサーフェ
イスコイルを介して得られた画像データの同一空間位置
に対応する画素データどうしを重み付け加算することに
より、前記所望領域の画像を得る画像生成手段とを具備
することを特徴とする磁気共鳴映像装置。A means for applying a static magnetic field to a subject and applying a gradient magnetic field pulse; and a means for generating a high-frequency magnetic field in a plane perpendicular to the static magnetic field in a desired region of the subject to be imaged. Signal, a plurality of surface coils arranged in close proximity to the subject, and signal detection for detecting a plurality of channels of magnetic resonance signals from the subject via the uniform coil and the plurality of surface coils, respectively. means, wherein performs image processing including each Fourier transform for a plurality channel magnetic resonance signal, an image data generation means for generating image data of a plurality of channels, using the image data of the plurality of channels, at least prior to
Calculate the high-frequency magnetic field distribution of multiple surface coils.
A weight function determining means for determining a weight function defined as a function of a pixel position for at least each of the plurality of surface coils depending on the high-frequency magnetic field distribution; and A magnetic resonance imaging apparatus comprising: an image generating unit that obtains an image of the desired area by weighting and adding pixel data corresponding to the same spatial position of image data obtained via a surface coil. .
場パルスを印加する手段と、 被検体の画像化すべき所望領域において前記静磁場に垂
直な面内で高周波磁場を発生するための一様コイルと、 前記被検体に近接して配置された複数個のサーフェイス
コイルと、 前記一様コイルおよび複数個のサーフェイスコイルをそ
れぞれ介して被検体からの複数チャネルの磁気共鳴信号
を検出する信号検出手段と、 前記複数チャネルの磁気共鳴信号についてそれぞれフー
リエ変換を含む画像化処理を行ない、複数チャネルの画
像データを生成する画像データ生成手段と、 前記複数チャネルの画像データを用いて、少なくとも前
記複数個のサーフェイスコイルの各々について画素位置
の関数として定義される重み関数を決定する重み関数決
定手段と、 前記複数チャネルの磁気共鳴信号と前記重み関数の逆フ
ーリエ変換結果との複数チャネルの畳み込み積分を行い
複数チャネル分の畳み込み積分結果を得る畳み込み積分
手段と、 前記複数チャネル分の畳み込み積分結果を加算合成する
加算合成手段と、 この加算合成手段によって得られた加算合成結果をフー
リエ変換することにより、前記所望領域の画像を生成す
る画像生成手段とを具備することを特徴とする磁気共鳴
映像装置。2. A means for applying a static magnetic field to a subject and applying a gradient magnetic field pulse, and one means for generating a high-frequency magnetic field in a desired region of the subject to be imaged in a plane perpendicular to the static magnetic field. Signal, a plurality of surface coils arranged in close proximity to the subject, and signal detection for detecting a plurality of channels of magnetic resonance signals from the subject via the uniform coil and the plurality of surface coils, respectively. Means, image data generating means for performing imaging processing including Fourier transform on the magnetic resonance signals of the plurality of channels to generate image data of a plurality of channels, and at least the plurality of image data using the image data of the plurality of channels. Weighting function determining means for determining a weighting function defined as a function of the pixel position for each of the surface coils, A convolution integrator for performing convolution integration of a plurality of channels with the magnetic resonance signals of the plurality of channels and an inverse Fourier transform result of the weight function to obtain a convolution integration result of the plurality of channels; and adding and combining the convolution integration results of the plurality of channels. A magnetic resonance imaging apparatus, comprising: an addition / synthesis unit that performs the Fourier transform of an addition / synthesis result obtained by the addition / synthesis unit; and an image generation unit that generates an image of the desired region.
ルの画像データを用いて少なくとも前記複数個のサーフ
ェイスコイルの高周波磁場分布を求め、この高周波磁場
分布に依存して前記重み関数を決定することを特徴とす
る請求項2記載の磁気共鳴映像装置。3. The weight function determining means obtains a high frequency magnetic field distribution of at least the plurality of surface coils using the image data of the plurality of channels, and determines the weight function depending on the high frequency magnetic field distribution. 3. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2, wherein:
なくとも隣接したコイル間の相互結合および前記複数個
のサーフェイスコイルの少なくとも一部と前記一様コイ
ルとの間の相互結合の少なくとも一つを防止する手段を
更に備えたことを特徴とする請求項1または2記載の磁
気共鳴映像装置。4. Preventing at least one of mutual coupling between at least adjacent coils among the plurality of surface coils and mutual coupling between at least a part of the plurality of surface coils and the uniform coil. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, further comprising a unit.
とも一部は、同一形状の一対のコイルを略同軸かつ略平
行に配置すると共に、これら一対のコイルを互いに逆向
きに電流が流れるように結線してなるものであることを
特徴とする請求項1、2、3または4のいずれか1項記
載の磁気共鳴映像装置。5. At least a part of the plurality of surface coils has a pair of coils of the same shape arranged substantially coaxially and substantially parallel, and these paired coils are connected such that currents flow in opposite directions. 5. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the magnetic resonance imaging apparatus comprises:
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US6914432B2 (en) * | 2003-06-23 | 2005-07-05 | General Electric Company | Phased array coil assembly and method and system for employing the same |
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US7282917B1 (en) * | 2006-03-30 | 2007-10-16 | General Electric Company | Method and apparatus of multi-coil MR imaging with hybrid space calibration |
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- 1991-02-28 JP JP03059513A patent/JP3135592B2/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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