JP4068954B2

JP4068954B2 - Ｍｒｉ装置

Info

Publication number: JP4068954B2
Application number: JP2002376560A
Authority: JP
Inventors: 章奈部谷
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2002-12-26
Filing date: 2002-12-26
Publication date: 2008-03-26
Anticipated expiration: 2022-12-26
Also published as: JP2004202047A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）用受信コイルおよびＭＲＩ装置に関し、さらに詳しくは、ＳＥＮＳＥ(Sensitivity Encoding)を行う場合の位相エンコード方向をＡＰ方向（腹背方向）にもＲＬ方向（左右方向）にも設定可能なＭＲＩ用受信コイルおよびそのＭＲＩ用受信コイルを備えたＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、ＭＲＩ装置の静磁場空間に入った被検体のＡＰ方向に対向させた一対のソレノイドコイルを用いてＳＥＮＳＥを行う技術が知られている（例えば、特許文献１参照。）。
【０００３】
【特許文献１】
特開２００２−１７７２４５号公報（図２）
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
ＡＰ方向に対向させた一対のソレノイドコイルを用いてＳＥＮＳＥを行う場合、ＡＰ方向だけに位相エンコード方向を設定でき、ＲＬ方向やＳＩ方向（体軸方向）には位相エンコード方向を設定できなかった。
なお、一対のソレノイドコイルをＲＬ方向に対向させればＲＬ方向に位相エンコード方向を設定できるが、ＡＰ方向やＳＩ方向には位相エンコード方向を設定できない。また、一対のソレノイドコイルをＳＩ方向に対向させればＳＩ方向に位相エンコード方向を設定できるが、ＡＰ方向やＲＬ方向には位相エンコード方向を設定できない。
そこで、本発明の目的は、位相エンコード方向をＡＰ方向にもＲＬ方向にも設定可能なＭＲＩ用受信コイルおよびそのＭＲＩ用受信コイルを備えたＭＲＩ装置を提供することにある。
【０００５】
【課題を解決するための手段】
第１の観点では、本発明は、ＭＲＩ装置の静磁場空間に入った被検体からのＭＲ信号を受信するためのＭＲＩ用受信コイルであって、静磁場空間に入った被検体の体軸方向をｚ方向とし、垂直方向をｙ方向とし、ｚ方向およびｙ方向に直交する方向をｘ方向とするとき、ｚ方向に中心軸を持つ円筒面または略円筒面の周方向の湾曲辺およびｚ方向の直線辺を持つ第１から第４のサドルコイルを前記円筒面または略円筒面の周方向に並べると共に、前記円筒面または略円筒面を１周以上するループからなるソレノイドコイルを前記サドルコイルのｚ方向の中央位置に設けたことを特徴とするＭＲＩ用受信コイルを提供する。
上記第１の観点によるＭＲＩ用受信コイルでは、被検体を取り巻く円筒の周方向に第１から第４のサドルコイルを並べてあるため、これらサドルコイルが隣接する２方向、すなわち、第１と第２のサドルコイルの隣接方向（＝第３と第４のサドルコイルの隣接方向）と第４と第１のサドルコイルの隣接方向（＝第２と第３のサドルコイルの隣接方向）の２方向に位相エンコード方向を設定可能になる。従って、第１および第２のサドルコイルと第３のサドルコイルおよび第４のサドルコイルとを、ｙｚ面またはｘｚ面に対して対称に配置すれば、位相エンコード方向をＡＰ方向にもＲＬ方向にも設定可能になる。
また、ソレノイドコイルによって、各サドルコイルの感度分布を求めることが出来る。
【０００６】
第２の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ用受信コイルにおいて、前記ソレノイドコイルとは別個に、前記円筒面または略円筒面を１周以上するループからなるソレノイドコイルを、前記サドルコイルのｚ方向の中央位置から外して設けた設けたことを特徴とするＭＲＩ用受信コイルを提供する。
上記第２の観点によるＭＲＩ用受信コイルでは、複数のソレノイドコイルがｚ方向に対向するため、位相エンコード方向をさらにＳＩ方向にも設定可能になる。
【０００７】
第３の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ用受信コイルにおいて、前記第１から第４のサドルコイルの湾曲辺のサイズが、前記円筒面または略円筒面の周方向の１／４または略１／４であることを特徴とするＭＲＩ用受信コイルを提供する。
上記第３の観点によるＭＲＩ用受信コイルでは、第１から第４のサドルコイルで、円筒面または略円筒面の周方向を略覆うことが出来る。
【０００８】
第４の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ用受信コイルにおいて、第１のサドルコイルおよび第２のサドルコイルは相互インダクタンスが実質的に０になるよう一部が重ね合わされ、第３のサドルコイルおよび第４のサドルコイルは相互インダクタンスが実質的に０になるよう一部が重ね合わされ、第１のサドルコイルおよび第２のサドルコイルと第３のサドルコイルおよび第４のサドルコイルとは重なりがないことを特徴とするＭＲＩ用受信コイルを提供する。
上記第４の観点によるＭＲＩ用受信コイルでは、第１から第４のサドルコイルの相互干渉を抑制できる。
【０００９】
第５の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ用受信コイルにおいて、前記第１および第２のサドルコイルと第３のサドルコイルおよび第４のサドルコイルとは、ｙｚ面またはｘｚ面に対して対称に配置されていることを特徴とするＭＲＩ用受信コイルを提供する。
上記第５の観点によるＭＲＩ用受信コイルでは、位相エンコード方向をＡＰ方向にもＲＬ方向にも設定可能になる。
【００１０】
第６の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ用受信コイルにおいて、前記第１のサドルコイルの第１端と前記第２のサドルコイルの第１端とが共通化された接地端であり、前記第３のサドルコイルの第１端と前記第４のサドルコイルの第１端とが共通化された接地端であることを特徴とするＭＲＩ用受信コイルを提供する。
上記第６の観点によるＭＲＩ用受信コイルでは、接地端を共通化することにより、配線の引き回しが簡単になり、電気的安定性を向上することも出来る。
【００１１】
第７の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ用受信コイルを、ｚ方向に複数個並べたことを特徴とするＭＲＩ用受信コイルを提供する。
上記第７の観点によるＭＲＩ用受信コイルでは、ｚ方向に撮影領域を拡大できる。また、ＳＩ方向にも位相エンコード方向を設定可能になる。
【００１２】
第８の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ用受信コイルにおいて、ｚ方向に複数個並べたＭＲＩ用受信コイルの相互インダクタンスが０になるように一部が重ね合わされていることを特徴とするＭＲＩ用受信コイルを提供する。
上記第８の観点によるＭＲＩ用受信コイルでは、ｚ方向に複数個並べたＭＲＩ用受信コイルの相互干渉を抑制できる。
【００１３】
第９の観点では、本発明は、上記構成のＭＲＩ用受信コイルを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第９の観点によるＭＲＩ装置では、位相エンコード方向をＡＰ方向にもＲＬ方向にも設定して撮影可能になる。
【００１４】
【発明の実施の形態】
以下、図に示す実施の形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
【００１５】
−第１の実施形態−
図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ用受信コイルを示す斜視図である。
このＭＲＩ用受信コイル１０は、ｙ方向（垂直方向）に静磁場が印加されている空間に入った被検体からのＭＲ信号を受信するものであって、被検体の体軸方向をｚ方向とし、ｚ方向およびｙ方向に直交する方向をｘ方向とするとき、ｚ方向に中心軸Ａｘを持つ円筒面Ｅの周方向または略円筒面の湾曲辺およびｚ方向の直線辺を持つ第１のサドルコイル１，第２のサドルコイル２，第３のサドルコイル３，第４のサドルコイル４を円筒面Ｅまたは略円筒面の周方向に並べると共に、円筒面Ｅまたは略円筒面を１周以上するループからなるソレノイドコイル５の中央位置をサドルコイル１〜４のｚ方向の中央位置に合わせて設置した構成である。
【００１６】
サドルコイル１〜４の湾曲辺のサイズは、円筒面Ｅまたは略円筒面の周方向の１／４または略１／４である。
【００１７】
第１のサドルコイル１および第２のサドルコイル２は、相互インダクタンスが実質的に０になるよう一部が重ね合わされている。
第３のサドルコイル３および第４のサドルコイル４は、相互インダクタンスが実質的に０になるよう一部が重ね合わされている。
第１のサドルコイル１および第２のサドルコイル２と、第３のサドルコイル３および第４のサドルコイル４とは、重なりがない。
【００１８】
第１のサドルコイル１および第２のサドルコイル２と、第３のサドルコイル３および第４のサドルコイル４とは、円筒面Ｅの内部に仰臥した被検体からのＭＲ信号を受信することを想定して、ｙｚ面に対して対称に配置されている。しかし、ｘｚ面に対して対称に配置してもよい。
【００１９】
図２は、第１のサドルコイル１と第２のサドルコイル２の端部の電気回路を示す説明図である。
第１のサドルコイル１の第１端と第２のサドルコイル２の第１端とが、共通化された接地端になっている。そして、第１のサドルコイル１の第２端は、共振コイルＬ１を介して、図示せぬプリアンプへ接続される端子ａ１になっている。また、第２のサドルコイル２の第２端は、共振コイルＬ２を介して、図示せぬプリアンプへ接続される端子ａ２になっている。
なお、共振コイルＬ１と共振コンデンサＣ１とダイオードＤ１とは、ＲＦパルス信号に対するブロッキング回路を構成している。また、共振コイルＬ２と共振コンデンサＣ２とダイオードＤ２とは、ＲＦパルス信号に対するブロッキング回路を構成している。
【００２０】
図３は、第３のサドルコイル３と第４のサドルコイル４の端部の電気回路を示す説明図である。
第３のサドルコイル３の第１端と第４のサドルコイル４の第１端とが、共通化された接地端になっている。そして、第３のサドルコイル３の第２端は、共振コイルＬ３を介して、図示せぬプリアンプへ接続される端子ａ３になっている。また、第４のサドルコイル４の第２端は、共振コイルＬ４を介して、図示せぬプリアンプへ接続される端子ａ４になっている。
なお、共振コイルＬ３と共振コンデンサＣ３とダイオードＤ３とは、ＲＦパルス信号に対するブロッキング回路を構成している。また、共振コイルＬ４と共振コンデンサＣ４とダイオードＤ４とは、ＲＦパルス信号に対するブロッキング回路を構成している。
【００２１】
図４は、ソレノイドコイル５の端部の電気回路を示す説明図である。
ソレノイドコイル５の第１端は、接地端になっている。そして、第２端は、共振コイルＬ５を介して、図示せぬプリアンプへ接続される端子ａ５になっている。
なお、共振コイルＬ５と共振コンデンサＣ５とダイオードＤ５とは、ＲＦパルス信号に対するブロッキング回路を構成している。
【００２２】
このＭＲＩ用受信コイル１０のサドルコイル１〜４を用いてＳＥＮＳＥによる撮影を行う場合、サドルコイル１〜４はｘ方向にもｙ方向にも感度分布が異なるため、位相エンコード方向をＲＬ方向にもＡＰ方向にも設定することが出来る。
【００２３】
サドルコイル１〜４の感度分布は、サドルコイル１〜４で撮影した各画像とソレノイドコイル５で撮影した画像とを比較することにより求めることが出来る。
すなわち、サドルコイルｉ（＝１，２，３，４）で撮影した画像のｊ番目のピクセルの画素値をａ_ｉ ^ｊとし、ソレノイドコイル５で撮影した画像のｊ番目のピクセルの画素値をａ_５ ^ｊとするとき、サドルコイルｉで撮影した画像のｊ番目のピクセルに関する感度係数Ｓ_ｉ ^ｊは、
Ｓ_ｉ ^ｊ＝ａ_ｉ ^ｊ／ａ_５ ^ｊ
で求められる。
なお、サドルコイル１〜４とソレノイドコイル５との間の相互インダクタンスは０であるため、ノイズ相関によるＳＮＲの低下はない。
【００２４】
サドルコイル１〜４およびソレノイドコイル５をフェーズドアレイコイルとして用いて撮影することも出来る。
この場合、まず、サドルコイル１〜４で得られた画像と感度係数Ｓ_ｉ ^ｊとを用いて感度補正画像を得る。すなわち、感度補正画像のｊ番目のピクセルの画素値をＰ_ｊ ^１−４とするとき、
Ｐ_ｊ ^１−４＝_ｉ＝１Σ^４｛(Ｓ_ｉ ^ｊ)^＊×ａ_ｉ ^ｊ／_ｉ＝１Σ^４{｜Ｓ_ｉ ^ｊ｜^２}｝
ここで、(Ｓ_ｉ ^ｊ)^＊は、Ｓ_ｉ ^ｊの複素共役である。
【００２５】
次に、感度補正画像とソレノイドコイル５で撮影した画像とを２乗和法（sum of square）により合成して最終的な画像を得る。すなわち、ソレノイドコイル５で撮影した画像のｊ番目のピクセルの画素値をＰ_ｊ ^５とし、最終的な画像のｊ番目のピクセルの画素値をＰ_ｊ ^finalとするとき、
Ｐ_ｊ ^final＝√｛(Ｐ_ｊ ^５)^２＋(Ｐ_ｊ ^１−４)^２｝
【００２６】
−第２の実施形態−
図５に示すＭＲＩ用受信コイル２０のように、ｚ方向に２つ以上のソレノイドコイル５〜７を並べてもよい。
このＭＲＩ用受信コイル２０では、２つ以上のソレノイドコイル５〜７を用いることで、位相エンコード方向をＳＩ方向に設定したＳＥＮＳＥも可能となる。
【００２７】
−第３の実施形態−
図６に示すＭＲＩ用受信コイル３０のように、図１に示すＭＲＩ用受信コイル１０をｚ方向に２つ以上並べてもよい。この場合、ｚ方向に複数個並べたＭＲＩ用受信コイル１０の相互インダクタンスが０になるように一部を重ね合わせるのが好ましい。
なお、図６では、２つのＭＲＩ用受信コイル１０＿１、１０＿２をｚ方向に並べている。そして、例えば、ＭＲＩ用受信コイル１０＿１の第１のサドルコイル１−１とＭＲＩ用受信コイル１０＿２の第１のサドルコイル１−２とを一部重ね合わせて、相互インダクタンスが０になるようにしている。
このＭＲＩ用受信コイル３０では、サドルコイル１＿１〜４＿２を用いることによっても、ＳＩ方向に設定したＳＥＮＳＥが可能となる。
【００２８】
−第４の実施形態−
図７は、第４の実施形態にかかるＭＲＩ装置１００を示す構成図である。
このＭＲＩ装置１００において、マグネットアセンブリ１０１は、内部に被検体を挿入するためのボア（空間部分）を有し、このボアを取りまくようにして、勾配磁場を形成する勾配コイル（勾配コイルはＸ軸，Ｙ軸，Ｚ軸の各コイルを備えており、これらの組み合わせによりスライス軸，ワープ軸，リード軸が決まる）１０１Ｇと、被検体内の原子核のスピンを励起するためのＲＦパルスを印加する送信コイル１０１Ｔと、被検体からのＮＭＲ信号を検出する受信コイル１０１Ｒと、静磁場を形成する静磁場電源１０２および静磁場コイル１０１Ｃとを具備して構成されている。
なお、静磁場電源１０２および静磁場コイル１０１Ｃ（超伝導磁石）の代わりに、永久磁石を用いてもよい。
【００２９】
受信コイル１０１Ｒは、第１の実施形態にかかるＭＲＩ用受信コイル１０または第２の実施形態にかかるＭＲＩ用受信コイル２０または第３の実施形態にかかるＭＲＩ用受信コイル３０である。
【００３０】
勾配コイル１０１Ｇは、勾配コイル駆動回路１０３に接続されている。さらに、送信コイル１０１Ｔは、ＲＦ電力増幅器１０４に接続されている。また、受信コイル１０１Ｒは、前置増幅器１０５に接続されている。
【００３１】
シーケンス記憶回路８は、計算機１０７からの指令に従い、記憶しているパルスシーケンスに基づいて、勾配コイル駆動回路１０３を操作し、勾配コイル１０１Ｇにより勾配磁場を形成させると共に、ゲート変調回路９を操作し、ＲＦ発振回路１５からの高周波出力信号を所定タイミング・所定包絡線のパルス状信号に変調し、それを励起パルスとしてＲＦ電力増幅器１０４に加え、ＲＦ電力増幅器１０４でパワー増幅した後、マグネットアセンブリ１０１の送信コイル１０１Ｔに印加し、ＲＦパルスを送信する。
【００３２】
前置増幅器１０５は、マグネットアセンブリ１０１の受信コイル１０１Ｒで検出された被検体からのＮＭＲ信号を増幅し、位相検波器１２に入力する。位相検波器１２は、ＲＦ発振回路１５の出力を参照信号とし、前置増幅器１０５からのＮＭＲ信号を位相検波して、Ａ／Ｄ変換器１１に与える。Ａ／Ｄ変換器１１は、位相検波後のアナログ信号をデジタル信号のＭＲデータに変換して、計算機１０７に入力する。
【００３３】
計算機１０７は、Ａ／Ｄ変換器１１からＭＲデータを読み込み、画像再構成処理を行ってＭＲ画像を生成する。また、計算機１０７は、操作卓１３から入力された情報を受け取るなどの全体的な制御を受け持つ。
表示装置１０６は、ＭＲ画像を表示する。
【００３４】
以上のＭＲＩ装置１００では、第１の実施形態にかかるＭＲＩ用受信コイル１０または第２の実施形態にかかるＭＲＩ用受信コイル２０または第３の実施形態にかかるＭＲＩ用受信コイル３０を備えているため、ＭＲＩ用受信コイル１０，２０，３０で可能な方向に位相エンコード方向を設定して撮影することが可能となる。
【００３５】
−他の実施形態−
第１，第２，第３の実施形態にかかるＭＲＩ用受信コイル１０，２０，３０では、相互インダクタンスが０になるようにサドルコイルの一部を重ねているが、ｇ−factorを最適化するために相互インダクタンスが０にならないようにサドルコイルの一部を重ねたり、重ね合わせ部分を無くしても良い。この場合、低入力インピーダンスのプリアンプにより、相互インダクタンスを無視できるレベルまで落とせばよい。また、公知の相互インダクタンス補償回路を付加して、コイル間カップリングを相殺すればよい。
【００３６】
【発明の効果】
本発明のＭＲＩ用受信コイルおよびＭＲＩ装置によれば、ＡＰ方向およびＲＬ方向を位相エンコード方向に選択してＳＥＮＳＥによる撮影を行うことが可能になる。
【図面の簡単な説明】
【図１】第１の実施形態に係るＭＲＩ用受信コイルを示す斜視図である。
【図２】第１のサドルコイルおよび第２のサドルコイルの端部の回路を示す説明図である。
【図３】第３のサドルコイルおよび第４のサドルコイルの端部の回路を示す説明図である。
【図４】ソレノイドコイルの端部の回路を示す説明図である。
【図５】第２の実施形態に係るＭＲＩ用受信コイルを示す斜視図である。
【図６】第３の実施形態に係るＭＲＩ用受信コイルを示す斜視図である。
【図７】第４の実施形態に係るＭＲＩ装置を示す構成図である。
【符号の説明】
１，２，３，４サドルコイル
１＿１，２＿１，３＿１，４＿１サドルコイル
１＿２，２＿２，３＿２，４＿２サドルコイル
５，６，７ソレノイドコイル
５＿１，５＿２ソレノイドコイル
１０，２０，３０ＭＲＩ用受信コイル
１０＿１，１０＿２ＭＲＩ用受信コイル
１００ＭＲＩ装置

Claims

受信コイルを用いて静磁場空間に入った被検体からＭＲ信号を受信し、ＳＥＮＳＥ法を用いてＭＲ画像を取得するＭＲＩ装置であって、
前記静磁場空間に入った被検体の体軸方向をｚ方向とし、垂直方向をｙ方向とし、ｚ方向およびｙ方向に直交する方向をｘ方向とするとき、
前記受信コイルは、
ｚ方向に中心軸を持つ円筒面または略円筒面の周方向の湾曲辺およびｚ方向の直線辺を持つ第１から第４のサドルコイルが前記円筒面または略円筒面の周方向に並べられると共に、
前記円筒面または略円筒面を１周以上するループからなるソレノイドコイルが前記サドルコイルのｚ方向の中央位置に設けられた構成をなしており、
前記サドルコイルｉ（＝１，２，３，４）で撮影した画像のｊ番目のピクセルの画素値をａ_ｉ ^ｊとし、前記ソレノイドコイルで撮影した画像のｊ番目のピクセルの画素値をａ_５ ^ｊとしたとき、前記サドルコイルｉで撮影した画像のｊ番目のピクセルに関する感度係数Ｓ_ｉ ^ｊを、
Ｓ_ｉ ^ｊ＝ａ_ｉ ^ｊ／ａ_５ ^ｊ
で表わされる演算により求め、
前記第１から第４のサドルコイルは、ｘ方向及びｙ方向において感度分布が異なることを特徴とするＭＲＩ装置。
前記請求項１に記載のＭＲＩ装置において、
感度補正画像のｊ番目のピクセルの画素値をＰ_ｊ ^１−４とするとき、
Ｐ_ｊ ^１−４＝_ｉ＝１Σ^４｛(Ｓ_ｉ ^ｊ)^＊×ａ_ｉ ^ｊ／_ｉ＝１Σ^４{｜Ｓ_ｉ ^ｊ｜^２}｝ここで、(Ｓ_ｉ ^ｊ)^＊は、Ｓ_ｉ ^ｊの複素共役を示す。
で表わされる演算をし、
前記ソレノイドコイルで撮影した画像のｊ番目のピクセルの画素値をＰ_ｊ ^５とし、最終的な画像のｊ番目のピクセルの画素値をＰ_ｊ ^finalとするとき、Ｐ_ｊ ^finalを、
Ｐ_ｊ ^final＝√｛(Ｐ_ｊ ^５)^２＋(Ｐ_ｊ ^１−４)^２｝
で表わされる演算により求めることを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項１または請求項２に記載のＭＲＩ装置において、
前記ソレノイドコイルとは別個に、前記円筒面または略円筒面を１周以上するループからなるソレノイドコイルを、前記サドルコイルのｚ方向の中央位置から外して設けたことを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項１から請求項３のいずれかに記載のＭＲＩ装置において、
前記第１から第４のサドルコイルの湾曲辺のサイズが、前記円筒面または略円筒面の周方向の１／４または略１／４であることを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項１から請求項４のいずれかに記載のＭＲＩ装置において、
前記第１のサドルコイルおよび前記第２のサドルコイルは相互インダクタンスが実質的に０になるよう一部が重ね合わされ、前記第３のサドルコイルおよび前記第４のサドルコイルは相互インダクタンスが実質的に０になるよう一部が重ね合わされ、前記第１のサドルコイルおよび前記第２のサドルコイルと前記第３のサドルコイルおよび前記第４のサドルコイルとは重なりがないことを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項５に記載のＭＲＩ装置において、
前記第１のサドルコイルおよび前記第２のサドルコイルと前記第３のサドルコイルおよび前記第４のサドルコイルとは、ｙｚ面またはｘｚ面に対して対称に配置されていることを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項５または請求項６に記載のＭＲＩ装置において、
前記第１のサドルコイルの第１端と前記第２のサドルコイルの第１端とが共通化された接地端であり、前記第３のサドルコイルの第１端と前記第４のサドルコイルの第１端とが共通化された接地端であることを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項１から請求項７のいずれかに記載のＭＲＩ装置において、
前記受信コイルをｚ方向に複数個並べたことを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項８に記載のＭＲＩ装置において、
ｚ方向に複数個並べた前記受信コイルの相互インダクタンスが０になるように一部が重ね合わされていることを特徴とするＭＲＩ装置。