JP4078348B2 - Magnetic resonance imaging apparatus and high-frequency coil used in the magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents

Description

本発明は、静磁場中の被検体に、高周波パルスを印加して磁気共鳴信号を発生させ、同時に磁気共鳴信号を取得する信号検出用高周波コイル、及び当該高周波コイルを使用した磁気共鳴映像装置に関する。   The present invention relates to a signal detection high-frequency coil that applies a high-frequency pulse to a subject in a static magnetic field to generate a magnetic resonance signal and simultaneously acquires the magnetic resonance signal, and a magnetic resonance imaging apparatus using the high-frequency coil. .

磁気共鳴映像（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ：ＭＲＩ）装置は、固有の磁気モーメントを持つ核の集団が一様な静磁場中に置かれたときに、特定の周波数で回転する高周波磁場のエネルギーを共鳴的に吸収する現象を利用して、物質の化学的及び物理的な微視的情報を映像化したり、あるいは化学シフトスペクトルを観測する装置である。この磁気共鳴映像装置に関する近年の技術の中に、関心領域に対して複数の表面コイルを配設し、磁気共鳴信号を受信して高Ｓ／Ｎな画像を取得するフェーズドアレイ技術がある。
一例としては、被検体の画像化すべき所望の領域に複数個の表面コイル（例えばループ状コイル）を配置し、これら複数個の表面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する磁気共鳴映像装置がある（例えば、特許文献１参照）を開示している。検出された磁気共鳴信号は、画像化処理によって複数系列の画像データとされ、同じ空間位置に対応するもの同士を、所定の重み関数（各々の表面コイルが発生する高周波磁場の分布に基づいて、予め決定された関数）を乗じて加算される。こうして得られる各画素のデータを作成し、それらを合成することにより、被検体の所望領域全体の高Ｓ／Ｎな画像を提供している。 A magnetic resonance imaging (MRI) device resonates the energy of a high-frequency magnetic field rotating at a specific frequency when a group of nuclei having a specific magnetic moment is placed in a uniform static magnetic field. It is a device that visualizes chemical and physical microscopic information of a substance or observes a chemical shift spectrum by utilizing a phenomenon of absorption. Among recent technologies relating to this magnetic resonance imaging apparatus, there is a phased array technology in which a plurality of surface coils are arranged for a region of interest, and a magnetic resonance signal is received to acquire a high S / N image.
As an example, a plurality of surface coils (for example, loop coils) are arranged in a desired region to be imaged of a subject, and a magnetic resonance signal is detected through each of the plurality of surface coils. There is a resonance imaging apparatus (see, for example, Patent Document 1). The detected magnetic resonance signals are converted into a plurality of series of image data by imaging processing, and those corresponding to the same spatial position are determined based on a predetermined weight function (distribution of a high-frequency magnetic field generated by each surface coil, Multiply by a predetermined function) and add. By creating data of each pixel obtained in this way and synthesizing them, a high S / N image of the entire desired region of the subject is provided.

また、近年、マルチ表面コイルを用いた高速撮像法であるＰａｒａｌｌｅｌ Ｉｍａｇｉｎｇ法（以下、「ＰＩ法」と称する）が提案されている（例えば、非特許文献１、非特許文献２、特許文献２参照）。さらに、注目の手法としてフェーズドアレイ技術もある（例えば、非特許文献３参照）。これらの手法によれば、関心領域の周りに複数の表面コイルを配設したとき、ＭＲＩの生データにおけるエンコード方向のデータ量を、ほぼその方向に並んだコイル数の逆数分減じることができる。例えば、２５６×２５６マトリクスのアキシャル画像を取得しようとする場合、Ｘ方向をリード方向、Ｙ方向をエンコード方向とすると、通常Ｘ方向の傾斜磁場を印加しながら２５６個のデータサンプリングを行い、これをＹ方向の傾斜磁場パルスを所定のステップで段階的に強度を変えながら２５６回繰り返して、２５６×２５６の生データを得る。これをフーリエ変換することにより、アキシャル画像を得ることができる。ここで、上下方向に被験者をはさむ形で２つの表面コイルを配設してＰＩ法を適用すると、Ｙ方向の傾斜磁場パルスを所定の強度変えながらデータ収集する回数を１２８回まで減らしても、良好に２５６×２５６の画像を再生することができる。   In recent years, a parallel imaging method (hereinafter referred to as “PI method”), which is a high-speed imaging method using a multi-surface coil, has been proposed (see, for example, Non-Patent Document 1, Non-Patent Document 2, and Patent Document 2). ). Furthermore, there is also a phased array technique as a noticeable technique (for example, see Non-Patent Document 3). According to these methods, when a plurality of surface coils are arranged around the region of interest, the data amount in the encoding direction in the raw MRI data can be reduced by the reciprocal of the number of coils arranged in that direction. For example, when acquiring an axial image of a 256 × 256 matrix, assuming that the X direction is the lead direction and the Y direction is the encode direction, 256 data sampling is performed while applying a gradient magnetic field in the normal X direction. The gradient magnetic field pulse in the Y direction is repeated 256 times while changing the intensity stepwise in a predetermined step to obtain 256 × 256 raw data. An axial image can be obtained by Fourier transforming this. Here, when the PI method is applied by arranging two surface coils so as to sandwich the subject vertically, even if the number of times of data collection is reduced to 128 times while changing the gradient magnetic field pulse in the Y direction to a predetermined intensity, A 256 × 256 image can be reproduced satisfactorily.

このようにデータ収集時間Ｔは１／ｎに、Ｓ／Ｎ比は１／ｎ^１／２に減少することになる。従って、Ｓ／Ｎ比の高い表面コイルを複数個使ってデータ収集することにより、データ収集時間短縮によるＳ／Ｎ比の悪化をカバーできる。さらに、表面コイルをＸ方向あるいはＺ方向（静磁場方向）に並べると、Ｘ方向あるいはＺ方向にエンコードをする場合にも並べるコイル数に応じてエンコード数を減らすことができ、データ収集時間を減らすことができる。すなわち、高速な画像化が可能になると考えられる。
しかしながら、従来の磁気共鳴映像装置では、特にＰＩ法を利用して腹部領域を画像する場合、Ｘ及びＹの２方向に高周波コイルを配設した場合はあったが、Ｘ，Ｙ，Ｚの３方向にコイルを配設したことはなかった。従って、Ｚ方向についてはエンコード回数を減ずることができず、また任意方向の断面を選択（オブリーク撮像）した場合に、ＰＩ法の適用を難しくさせることがあった。
特開平４−４２９３７ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ２９巻６８１頁―６８８頁（１９９３年） Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ３０巻１４２頁乃至１４５頁（１９９３年） 米国特許公報４，８５７，８４６ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ４２巻９５２頁乃至９６２頁（１９９９年） Thus, the data collection time T is reduced to 1 / n, and the S / N ratio is reduced to 1 / n ^1/2 . Accordingly, by collecting data using a plurality of surface coils having a high S / N ratio, it is possible to cover the deterioration of the S / N ratio due to a reduction in data collection time. Furthermore, if the surface coils are arranged in the X direction or Z direction (static magnetic field direction), the number of encoding can be reduced according to the number of coils arranged even when encoding is performed in the X direction or Z direction, and the data collection time is reduced. be able to. That is, it is considered that high-speed imaging becomes possible.
However, in the conventional magnetic resonance imaging apparatus, in particular, when an abdominal region is imaged using the PI method, high-frequency coils are arranged in two directions of X and Y. There was never a coil in the direction. Accordingly, the number of encodings cannot be reduced in the Z direction, and it may be difficult to apply the PI method when a cross section in an arbitrary direction is selected (oblique imaging).
JP 4-42937 Magnetic Resonance in Medicine 29: 681-68 (1993) Magnetic Resonance in Medicine 30: 142-145 (1993) U.S. Pat. No. 4,857,846 Magnetic Resonance in Medicine, 42, 952 to 962 (1999)

本発明は、上記事情を鑑みてなされたもので、複数の表面コイルを用いた画像化法において、ＰＩ法を任意方向の断面に自在に適用することができ、これによって高Ｓ／Ｎ比を実現し高速に磁気共鳴画像を得ることのできる磁気共鳴映像装置、及び当該装置にて使用される高周波コイルを提供することを目的としている。 The present invention has been made in view of the above circumstances, and in an imaging method using a plurality of surface coils, the PI method can be freely applied to a cross section in an arbitrary direction, whereby a high S / N ratio can be achieved. An object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus which can be realized and can obtain a magnetic resonance image at high speed, and a high-frequency coil used in the apparatus.

本発明は、上記目的を達成するため、次のような手段を講じている。   In order to achieve the above object, the present invention takes the following measures.

本発明の第１の視点は、静磁場中に配置した被検体から発生した磁気共鳴信号を映像化する磁気共鳴映像装置において使用される高周波コイルユニットであって、前記磁気共鳴信号を受信するための複数のコイルユニットが、第１の方向、当該第１の方向と直交する第２の方向それぞれについて２つ以上配列される第１のユニットと、前記磁気共鳴信号を受信するための複数のコイルユニットが、前記第１の方向及び前記第２の方向のそれぞれについて２つ以上配列され、前記第１の方向及び前記第２の方向の双方に直交する第３の方向に沿って前記第１のユニットに対して配置される第２のユニットと、を具備し、前記第１及び前記第２のユニットのコイルユニットは、前記第１の方向、前記第２の方向及び前記第３の方向のそれぞれの方向にパラレルイメージングを実行可能に前記磁気共鳴信号を出力すること、を特徴とする高周波コイルユニットである。 A first aspect of the present invention is a high-frequency coil unit used in a magnetic resonance imaging apparatus for imaging a magnetic resonance signal generated from a subject placed in a static magnetic field, for receiving the magnetic resonance signal. And a plurality of coils for receiving the magnetic resonance signal, the first unit being arranged in two or more in each of the first direction and the second direction orthogonal to the first direction. Two or more units are arranged for each of the first direction and the second direction, and the first direction is along a third direction orthogonal to both the first direction and the second direction. A second unit disposed with respect to the unit, and the coil units of the first and second units are respectively in the first direction, the second direction, and the third direction. Who It can execute to output the magnetic resonance signal the parallel imaging in a high frequency coil unit according to claim.

請求項１に記載の発明は、静磁場中に配置した被検体から発生した磁気共鳴信号を映像化する磁気共鳴映像装置において使用される高周波コイルであって、直交するように重ねて配列された複数の８字型コイルによって略直交する磁気共鳴信号を検出するＱＤコイルを有するコイルユニットが、第１の方向、当該第１の方向と直交する第２の方向それぞれについて２つ以上配列された第１のユニットと、直交するように重ねて配列された複数の８字型コイルによって略直交する磁気共鳴信号を検出するＱＤコイルを有するコイルユニットが前記第１の方向及び前記第２の方向のそれぞれについて２つ以上配列され、前記第１の方向及び前記第２の方向の双方に直交する第３の方向に沿って前記第１のユニットに対して配置される第２のユニットと、を具備し、前記第１及び前記第２のユニットのコイルユニットは、前記第１の方向、前記第２の方向及び前記第３の方向のそれぞれの方向にパラレルイメージングを実行可能に前記磁気共鳴信号を出力すること、を特徴とする高周波コイルである。
請求項７に記載の発明は、静磁場中に配置した被検体から発生した磁気共鳴信号を映像化する磁気共鳴映像装置において使用される高周波コイルであって、ループ状コイル及び８字型コイルによって略直交する磁気共鳴信号を検出するＱＤコイルを有するコイルユニットが、第１の方向、当該第１の方向と直交する第２の方向それぞれについて２つ以上配列された第１のユニットと、ループ状コイル及び８字型コイルによって略直交する磁気共鳴信号を検出するＱＤコイルを有するコイルユニットが前記第１の方向及び前記第２の方向のそれぞれについて２つ以上配列され、前記第１の方向及び前記第２の方向の双方に直交する第３の方向に沿って前記第１のユニットに対して配置される第２のユニットと、を具備し、前記第１及び前記第２のユニットのコイルユニットは、前記第１の方向、前記第２の方向及び前記第３の方向のそれぞれの方向にパラレルイメージングを実行可能に前記磁気共鳴信号を出力すること、を特徴とする高周波コイルである。
請求項８に記載の発明は、静磁場中に配置した被検体から発生した磁気共鳴信号を映像化する磁気共鳴映像装置において、直交するように重ねて配列された複数の８字型コイルによって略直交する磁気共鳴信号を検出するＱＤコイルを有するコイルユニットが、第１の方向、当該第１の方向と直交する第２の方向それぞれについて２つ以上配列された第１のユニットと、直交するように重ねて配列された複数の８字型コイルによって略直交する磁気共鳴信号を検出するＱＤコイルを有するコイルユニットが前記第１の方向及び前記第２の方向のそれぞれについて２つ以上配列され、前記第１の方向及び前記第２の方向の双方に直交する第３の方向に沿って前記第１のユニットに対して配置される第２のユニットと、を有する高周波コイルと、前記第１及び前記第２のユニットのコイルユニットから、前記第１の方向、前記第２の方向及び前記第３の方向のそれぞれの方向にパラレルイメージングを実行可能に出力された前記磁気共鳴信号に基づいて、磁気共鳴映像を生成する生成手段と、を具備することを特徴とする磁気共鳴映像装置である。
請求項９に記載の発明は、静磁場中に配置した被検体から発生した磁気共鳴信号を映像化する磁気共鳴映像装置において、ループ状コイル及び８字型コイルによって略直交する磁気共鳴信号を検出するＱＤコイルを有するコイルユニットが、第１の方向、当該第１の方向と直交する第２の方向それぞれについて２つ以上配列された第１のユニットと、ループ状コイル及び８字型コイルによって略直交する磁気共鳴信号を検出するＱＤコイルを有するコイルユニットが前記第１の方向及び前記第２の方向のそれぞれについて２つ以上配列され、前記第１の方向及び前記第２の方向の双方に直交する第３の方向に沿って前記第１のユニットに対して配置される第２のユニットと、を有する高周波コイルと、前記第１及び前記第２のユニットのコイルユニットから、前記第１の方向、前記第２の方向及び前記第３の方向のそれぞれの方向にパラレルイメージングを実行可能に出力された前記磁気共鳴信号に基づいて、磁気共鳴映像を生成する生成手段と、を具備することを特徴とする磁気共鳴映像装置である。 The invention described in claim 1 is a high-frequency coil used in a magnetic resonance imaging apparatus for imaging a magnetic resonance signal generated from a subject placed in a static magnetic field, and is arranged so as to be orthogonal to each other. Two or more coil units each having a QD coil for detecting magnetic resonance signals substantially orthogonal by a plurality of 8-shaped coils are arranged in each of the first direction and the second direction orthogonal to the first direction. 1 unit and a coil unit having a QD coil for detecting a magnetic resonance signal substantially orthogonal by a plurality of 8-shaped coils arranged to be orthogonal to each other in each of the first direction and the second direction. And a second unit arranged with respect to the first unit along a third direction orthogonal to both the first direction and the second direction. The coil units of the first and second units are capable of performing parallel imaging in each of the first direction, the second direction, and the third direction. The high-frequency coil is characterized by outputting a resonance signal .
The invention according to claim 7 is a high-frequency coil used in a magnetic resonance imaging apparatus for imaging a magnetic resonance signal generated from a subject placed in a static magnetic field, and includes a loop coil and an 8-shaped coil. A first unit in which two or more coil units each having a QD coil for detecting a substantially perpendicular magnetic resonance signal are arranged in each of a first direction and a second direction orthogonal to the first direction; and a loop shape Two or more coil units each having a QD coil for detecting a magnetic resonance signal substantially orthogonal to each other by the coil and the 8-shaped coil are arranged in each of the first direction and the second direction, and the first direction and the A second unit disposed with respect to the first unit along a third direction orthogonal to both of the second directions, the first and second Coil unit units in the first direction, the second direction and the third high-frequency coil output the respective executable in the magnetic resonance signals parallel imaging in the direction of direction, characterized by the There is .
According to an eighth aspect of the present invention, in a magnetic resonance imaging apparatus for imaging a magnetic resonance signal generated from a subject placed in a static magnetic field, a plurality of eight-shaped coils arranged in an orthogonal manner are substantially used. A coil unit having a QD coil for detecting orthogonal magnetic resonance signals is orthogonal to the first unit arranged in two or more in each of the first direction and the second direction orthogonal to the first direction. Two or more coil units each having a QD coil for detecting a magnetic resonance signal substantially orthogonal to each other by a plurality of eight-shaped coils arranged on top of each other are arranged in each of the first direction and the second direction, a high-frequency coil having a second unit disposed to the first direction and the second direction of the third along said direction of the first unit that is orthogonal to both, and The magnetic resonance signals output from the coil units of the first and second units so that parallel imaging can be performed in each of the first direction, the second direction, and the third direction. A magnetic resonance imaging apparatus comprising: generating means for generating a magnetic resonance image on the basis thereof.
According to a ninth aspect of the present invention, in a magnetic resonance imaging apparatus for imaging a magnetic resonance signal generated from a subject placed in a static magnetic field , a substantially perpendicular magnetic resonance signal is detected by a loop-shaped coil and an 8-shaped coil. A coil unit having a QD coil to be operated is roughly constituted by a first unit in which two or more are arranged in each of a first direction and a second direction orthogonal to the first direction, a loop coil, and an 8-shaped coil. Two or more coil units having QD coils that detect orthogonal magnetic resonance signals are arranged in each of the first direction and the second direction, and are orthogonal to both the first direction and the second direction. the third and the second unit being positioned relative to the first unit along a direction of a high-frequency coil having a carp of the first and second units Generation means for generating a magnetic resonance image based on the magnetic resonance signal output from the unit so that parallel imaging can be executed in each of the first direction, the second direction, and the third direction. And a magnetic resonance imaging apparatus.

このような構成によれば、複数の表面コイルを用いた画像化法において、ＰＩ法を自在に適用できるようにコイルを構成することにより、高Ｓ／Ｎ比あるいは高速に磁気共鳴画像を得ることのできる磁気共鳴映像装置、及び当該装置にて使用される高周波コイルを実現することができる。 According to such a configuration, in the imaging method using a plurality of surface coils, a magnetic resonance image can be obtained at a high S / N ratio or at high speed by configuring the coil so that the PI method can be freely applied. Can be realized, and a high-frequency coil used in the apparatus.

以下、本発明の実施形態を図面に従って説明する。なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。   Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. In the following description, components having substantially the same function and configuration are denoted by the same reference numerals, and redundant description will be given only when necessary.

図１は、本実施形態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。同図において、磁気共鳴映像装置１０は、静磁場磁石１１、勾配コイル１３、シムコイル１２、高周波コイル１４、勾配コイル電源１６、シムコイル電源１７、送信部１８、受信部１９、データ収集部２０、シーケンス制御部２１、計算機システム２２、コンソール２３、ディスプレイ２４を具備している。   FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of the magnetic resonance imaging apparatus according to the present embodiment. In the figure, a magnetic resonance imaging apparatus 10 includes a static magnetic field magnet 11, a gradient coil 13, a shim coil 12, a high frequency coil 14, a gradient coil power supply 16, a shim coil power supply 17, a transmission unit 18, a reception unit 19, a data collection unit 20, and a sequence. A control unit 21, a computer system 22, a console 23, and a display 24 are provided.

静磁場磁石１１は、静磁場を発生する磁石であり、一様な静磁場を発生する。この静磁場磁石１１には、例えば永久磁石、超伝導磁石等が使用される。   The static magnetic field magnet 11 is a magnet that generates a static magnetic field, and generates a uniform static magnetic field. For example, a permanent magnet or a superconducting magnet is used as the static magnetic field magnet 11.

勾配コイル１３は、静磁場磁石１１の内側に設けられており、勾配コイル電源１６から供給されるパルス電流を勾配磁場に変換する。この勾配コイル１３が発生する勾配磁場によって、信号発生部位（位置）が特定される。   The gradient coil 13 is provided inside the static magnetic field magnet 11 and converts a pulse current supplied from the gradient coil power supply 16 into a gradient magnetic field. The signal generation site (position) is specified by the gradient magnetic field generated by the gradient coil 13.

シムコイル１２は、静磁場磁石１１の内側に設けられており、能動的に磁場の均一性を高めるためのコイルである。このシムコイル１２は、シムコイル電源１７により駆動される。   The shim coil 12 is provided inside the static magnetic field magnet 11 and is a coil for actively increasing the uniformity of the magnetic field. The shim coil 12 is driven by a shim coil power supply 17.

このシムコイル１２及び勾配コイル１３により、図示しない被検体に一様な静磁場と、互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚの三方向に線形勾配磁場分布を持つ勾配磁場が印加される。なお、Ｚ軸方向は、本実施形態では静磁場の方向と同方向にとるものとする。 The shim coil 12 and the gradient coil 13 apply a uniform static magnetic field to a subject (not shown) and a gradient magnetic field having a linear gradient magnetic field distribution in three directions X, Y, and Z orthogonal to each other. In this embodiment, the Z-axis direction is the same as the direction of the static magnetic field.

高周波コイル（ＲＦコイル）装置は、被検体の撮像領域に対して、磁気共鳴信号を発生させるための高周波パルスを印加する送信用高周波コイル１４０と、被検体の近傍、好ましくは密着させた状態で当該被検体を挟むように設置され、被検体から磁気共鳴を受信する受信用高周波コイル１４とからなる。当該高周波コイル１４は、一般的には、部位別に専用の形状を有する。   The high-frequency coil (RF coil) device is in close contact with, preferably in close contact with, a high-frequency coil for transmission 140 that applies a high-frequency pulse for generating a magnetic resonance signal to the imaging region of the subject. The receiving high-frequency coil 14 is installed so as to sandwich the subject and receives magnetic resonance from the subject. The high frequency coil 14 generally has a dedicated shape for each part.

また、高周波コイル１４は、上述した互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚのそれぞれの方向に配列された複数の表面コイルを有している。この内容については、後で詳しく説明する。   The high-frequency coil 14 has a plurality of surface coils arranged in the X, Y, and Z directions orthogonal to each other. This will be described in detail later.

送信部１８は、発振部、位相選択部、周波数変換部、振幅変調部、高周波電力増幅部（それぞれ図示せず）を有しており、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信用高周波コイル１４０に送信する。当該送信によって高周波コイル１４から発生した高周波によって、被検体の所定の原子核の磁化は、励起状態となる。   The transmitting unit 18 includes an oscillating unit, a phase selecting unit, a frequency converting unit, an amplitude modulating unit, and a high frequency power amplifying unit (each not shown), and applies a high frequency pulse corresponding to the Larmor frequency to the transmitting high frequency coil 140. Send. Due to the high frequency generated from the high frequency coil 14 by the transmission, the magnetization of a predetermined nucleus of the subject is in an excited state.

受信部１９は、増幅部、中間周波数変換部、位相検波部、フィルタ、Ａ／Ｄ変換器（それぞれ図示せず）を有する。受信部１９は、高周波コイル１４から受信した、核の磁化が励起状態から基底状態に緩和するとき放出する磁気共鳴信号（高周波信号）に対して、増幅処理、発信周波数を利用した中間周波数変換処理、位相検波処理、フィルタ処理、Ａ／Ｄ変換処理を施す。   The receiver 19 has an amplifier, an intermediate frequency converter, a phase detector, a filter, and an A / D converter (each not shown). The receiving unit 19 amplifies the magnetic resonance signal (high frequency signal) received from the high frequency coil 14 and releases when the nuclear magnetization relaxes from the excited state to the ground state, and intermediate frequency conversion processing using the transmission frequency. , Phase detection processing, filter processing, and A / D conversion processing are performed.

データ収集部２０は、受信部１９によってサンプリングされたディジタル信号を収集する。   The data collecting unit 20 collects the digital signal sampled by the receiving unit 19.

シーケンス制御部２１は、勾配コイル電源１６、シムコイル電源１７、送信部１８、受信部１９およびデータ収集部２０を制御する。   The sequence control unit 21 controls the gradient coil power supply 16, the shim coil power supply 17, the transmission unit 18, the reception unit 19, and the data collection unit 20.

計算機システム２２は、計算機システム２２はコンソール２３から入力される指令に基づいて、シーケンス制御部２１を制御する。また、計算機システム２２は、データ収集部２０から入力した磁気共鳴信号に対して後処理、すなわちフーリエ変換等の再構成等を実行し、被検体内の所望核スピンのスペクトルデータあるいは画像データを求める。   The computer system 22 controls the sequence control unit 21 based on a command input from the console 23. In addition, the computer system 22 performs post-processing, that is, reconstruction such as Fourier transform, on the magnetic resonance signal input from the data collection unit 20 to obtain spectrum data or image data of the desired nuclear spin in the subject. .

コンソール２３は、オペレータからの各種指示・命令・情報をにとりこむため入力装置（マウスやトラックボール、モード切替スイッチ、キーボード等）を有している。   The console 23 has an input device (mouse, trackball, mode changeover switch, keyboard, etc.) for incorporating various instructions, commands, and information from the operator.

ディスプレイ２４は、計算機システム２２から入力したスペクトルデータあるいは画像データ等を表示する出力手段である。   The display 24 is output means for displaying spectrum data or image data input from the computer system 22.

（高周波コイル）
次に、高周波コイルの構成についてさらに詳しく説明する。 (High frequency coil)
Next, the configuration of the high frequency coil will be described in more detail.

図２は、例えば腹部等を診断するために使用される、上部ユニット１４０及び下部ユニット１４１からなる高周波コイル１４を示した図である。図２に示す様に、上部ユニット１４０及び下部ユニット１４１にはそれぞれＸ方向に２列、Ｚ方向に３列のコイルユニット１４２が配列された構成となっている。また上部ユニット１４０及び下部ユニット１４１は、Ｙ方向に沿って対向して配列される。従って、高周波コイル１４は、Ｘ方向には表面コイルとしての２列のコイルユニット１４２、Ｚ方向には表面コイルとしての３列のコイルユニット１４２、Ｙ方向には表面コイルとしての上部ユニット１４０及び下部ユニット１４１、すなわち合計１２個の表面コイルが並べられた構成を有している。従って、本高周波コイルによってＰＩ法を実行した場合、傾斜磁場パルスのエンコードによるデータ収集回数をＸ方向については１／２、Ｙ方向については１／３、Ｚ方向については１／３にすることができる。   FIG. 2 is a diagram showing the high-frequency coil 14 including the upper unit 140 and the lower unit 141 used for diagnosing the abdomen, for example. As shown in FIG. 2, the upper unit 140 and the lower unit 141 each have a configuration in which two rows of coil units 142 in the X direction and three rows in the Z direction are arranged. The upper unit 140 and the lower unit 141 are arranged to face each other along the Y direction. Therefore, the high-frequency coil 14 includes two rows of coil units 142 as surface coils in the X direction, three rows of coil units 142 as surface coils in the Z direction, an upper unit 140 and a lower portion as surface coils in the Y direction. The unit 141 has a configuration in which a total of 12 surface coils are arranged. Therefore, when the PI method is executed by this high-frequency coil, the number of times of data collection by encoding of gradient magnetic field pulses can be reduced to 1/2 for the X direction, 1/3 for the Y direction, and 1/3 for the Z direction. it can.

図３は、高周波コイル１４のブロック図を示している。上部ユニット１４０と下部ユニット１４１は、第１ケーブル４０と第１コネクタ４１で結合されている。上部ユニット１４０の表面コイルで検出された磁気共鳴信号は、コネクタ４１の付いたケーブル４０を通して一度下部ユニット１４１で受け、まとめてケーブル４２さらにコネクタ４３を通して信号処理システム（磁気共鳴映像装置１０の本体に内蔵）に取り込まれる。
上部ユニット１４０と下部ユニット１４１には、既述の如く、それぞれコイルユニット１４２がＸ方向及びＺ方向に複数個配置されている。なお、本図３では、円形状コイルと８字型コイルとからなるコイルユニット１４２を示している。このコイルユニット１４２の具体例については、後で詳しく説明する。また、下部ユニット１４１には、各コイルに対して其々に接続されるプリアンプ４４、後述するコイルユニット１４２の信号を位相を９０°変化させて合成するハイブリッド回路４５が含まれている。 FIG. 3 shows a block diagram of the high-frequency coil 14. The upper unit 140 and the lower unit 141 are coupled by the first cable 40 and the first connector 41. The magnetic resonance signals detected by the surface coil of the upper unit 140 are received once by the lower unit 141 through the cable 40 with the connector 41, and collectively, the signal processing system (to the main body of the magnetic resonance imaging apparatus 10 through the cable 42 and the connector 43). Built-in).
As described above, a plurality of coil units 142 are arranged in the X direction and the Z direction in the upper unit 140 and the lower unit 141, respectively. FIG. 3 shows a coil unit 142 composed of a circular coil and an 8-shaped coil. A specific example of the coil unit 142 will be described in detail later. In addition, the lower unit 141 includes a preamplifier 44 connected to each coil, and a hybrid circuit 45 that synthesizes a signal of a coil unit 142 described later by changing the phase by 90 °.

実際の撮影においては、被検体は下部ユニット１４１上に配置され、当該被検体上に下部ユニット１４１と対向するように上部ユニット１４０が配置される（図４、図５参照）。本高周波コイル１４は、上部ユニット１４０と下部ユニット１４１とをコネクタ接続させ、出来る限り上部ユニット１４０に含まれる部品を少なくした構成となっている。従って、上部ユニット１４０は十分軽量化されており、被験者への負荷を少なくすることができる。
図２又は図３にて示した、上部ユニット１４０及び下部ユニット１４１からなる高周波コイル１４は、通常被検体に固定して使用される。この使用の態様について、図４、図５を参照しながら説明する。 In actual imaging, the subject is placed on the lower unit 141, and the upper unit 140 is placed on the subject so as to face the lower unit 141 (see FIGS. 4 and 5). The high frequency coil 14 has a configuration in which the upper unit 140 and the lower unit 141 are connected by a connector so that the number of components included in the upper unit 140 is reduced as much as possible. Therefore, the upper unit 140 is sufficiently lightened, and the load on the subject can be reduced.
The high-frequency coil 14 including the upper unit 140 and the lower unit 141 shown in FIG. 2 or 3 is normally used while being fixed to a subject. This mode of use will be described with reference to FIGS.

図４、図５は、被検体に固定して使用する、上部ユニット１４０及び下部ユニット１４１からなる高周波コイル１４の例を示した図である。各図に示す上部ユニット１４０及び下部ユニット１４１からなる高周波コイル１４は、特に胸腹部を画像化するときに好適である。この高周波コイル１４は、磁気共鳴映像の撮影において、例えば次のように使用される。すなわち、図４において、下部ユニット１４１の上に被験者を横たわらせ、当該被検体上に上部ユニット１４０を被せる。下部ユニット１４１は図示していない寝台に載っており、また、上部ユニット１４０は、バンド４７によって下部ユニット１４１に固定される。
なお、上部ユニット１４０と下部ユニット１４１とは、一定に配置されること、特にＹ方向に沿って対向して配置されることが好ましい。このため、本高周波コイル１４は、上部ユニット１４０と下部ユニット１４１との配置合わせにおいて基準するための印４６を有している。オペレータは、上部ユニット１４０と下部ユニット１４１との印４６が対向するように上部ユニット１４０を配置することで、高周波コイル１４のアライメントを容易に行うことが可能である。また、図５に示すように、印４６の替わりに、上部ユニット１４０の外形として溝１０を配することで、バンド４７で固定する際に位置合わせができる構成としてもよい。 4 and 5 are diagrams showing an example of the high-frequency coil 14 including the upper unit 140 and the lower unit 141, which is used while being fixed to the subject. The high-frequency coil 14 including the upper unit 140 and the lower unit 141 shown in each figure is particularly suitable when imaging the thoracoabdominal region. The high-frequency coil 14 is used, for example, in the following manner when photographing a magnetic resonance image. That is, in FIG. 4, the subject is laid on the lower unit 141, and the upper unit 140 is placed on the subject. The lower unit 141 is placed on a bed (not shown), and the upper unit 140 is fixed to the lower unit 141 by a band 47.
In addition, it is preferable that the upper unit 140 and the lower unit 141 are arrange | positioned fixedly, especially arrange | positioning facing along a Y direction. For this reason, the high frequency coil 14 has a mark 46 for reference in the arrangement of the upper unit 140 and the lower unit 141. The operator can easily align the high-frequency coil 14 by arranging the upper unit 140 so that the mark 46 between the upper unit 140 and the lower unit 141 faces each other. Further, as shown in FIG. 5, instead of the mark 46, the groove 10 may be arranged as the outer shape of the upper unit 140 so that the position can be adjusted when the band 47 is fixed.

また、高周波コイル１４は、所定の形状にて上部ユニット１４０を被検体上に配置するためのフォームを有する形態であってもよい。   Further, the high frequency coil 14 may have a form having a predetermined shape for arranging the upper unit 140 on the subject.

図６は、フォーム５０を有する高周波コイル１４の形態を説明するための図である。図６に示すように、上部ユニット１４０を被験者にかぶせる際に、当該上部ユニット１４０と被検体との間にフォーム５０を配置する。このフォーム５０は、上部ユニット１４０の形を安定させる役割を果たす。   FIG. 6 is a view for explaining the form of the high-frequency coil 14 having the form 50. As shown in FIG. 6, when the upper unit 140 is put on the subject, the foam 50 is disposed between the upper unit 140 and the subject. The foam 50 serves to stabilize the shape of the upper unit 140.

一般に、ＰＩ法では、本データ収集の前に各表面コイルの高周波磁場分布を求めるためのプリスキャンが実行される。このプリスキャンにおける高周波コイル１４の位置と、本データ収集における高周波コイル１４の位置とは、同一であることが好ましい。上記高周波コイル１４によれば、フォーム５０があることにより形状が安定しコイル位置が変わらないようにすることができ、良好な本データ収集を実行することが可能である。
（表面コイル）
高周波コイル１４は、Ｘ方向及びＺ方向には表面コイルとしてのコイルユニット１４２を、Ｙ方向には表面コイルとしての上部ユニット１４０及び下部ユニット１４１を、有する構成となっている。ここでは、コイルユニット１４２として組み込むのに好適なコイルの具体的態様について詳しく説明する。 In general, in the PI method, pre-scanning for obtaining a high-frequency magnetic field distribution of each surface coil is performed before this data collection. It is preferable that the position of the high-frequency coil 14 in this pre-scan and the position of the high-frequency coil 14 in this data collection are the same. According to the high-frequency coil 14, the presence of the form 50 can stabilize the shape and prevent the coil position from changing, and can perform good data collection.
(Surface coil)
The high-frequency coil 14 has a coil unit 142 as a surface coil in the X direction and the Z direction, and an upper unit 140 and a lower unit 141 as surface coils in the Y direction. Here, a specific aspect of a coil suitable for incorporation as the coil unit 142 will be described in detail.

図７は、ループ状コイル５３と８字型コイル５５から構成される、コイルユニット１４２としての第１の表面ＱＤコイル５１を示している。図７に示すように第１の表面ＱＤコイル５１では、ループ状コイル５３は、８字型コイル５５の中央に配置されることが好ましい。このような配置をとることで、ループ状コイル５３と８字型コイル５５との電気的なカップリングを抑制することができるからである。この第１の表面ＱＤコイル５１は、特に静磁場方向が８字型コイル５５の８字型に対してほぼ横方向（Ｚ方向）になっている場合（つまり、横になった被検体の体軸方向が静磁場方向となる場合）に好適である。   FIG. 7 shows a first surface QD coil 51 as a coil unit 142 composed of a loop-shaped coil 53 and an 8-shaped coil 55. As shown in FIG. 7, in the first surface QD coil 51, the loop-shaped coil 53 is preferably disposed at the center of the 8-shaped coil 55. This is because the electrical coupling between the loop-shaped coil 53 and the 8-shaped coil 55 can be suppressed by taking such an arrangement. The first surface QD coil 51 has a static magnetic field direction that is substantially lateral (Z direction) with respect to the 8-shaped type of the 8-shaped coil 55 (that is, the body of the subject lying down). (When the axial direction is the static magnetic field direction).

図８は、８字型コイル５５ａと８字型コイル５５ｂとから構成される、コイルユニット１４２としての第２の表面ＱＤコイル５７を示している。図８に示すように第２の表面ＱＤコイル５７では、８字型コイル５５ａと８字型コイル５５ｂとが直交するように重ねて配置されることが好ましい。第１の表面ＱＤコイル５１と同様、８字型コイル５５ａとの８字型コイル５５ｂとの電気的なカップリングを抑制することができるからである。この第２の表面ＱＤコイル５７は、静磁場方向が８字型コイルの作る面に対して垂直方向になっている場合（つまり、静磁場方向がＹ方向を向いている場合）に好適である。   FIG. 8 shows a second surface QD coil 57 as a coil unit 142, which is composed of an 8-shaped coil 55a and an 8-shaped coil 55b. As shown in FIG. 8, in the second surface QD coil 57, the 8-shaped coil 55a and the 8-shaped coil 55b are preferably arranged so as to be orthogonal to each other. This is because, like the first surface QD coil 51, electrical coupling between the 8-shaped coil 55a and the 8-shaped coil 55b can be suppressed. The second surface QD coil 57 is suitable when the static magnetic field direction is perpendicular to the surface formed by the 8-shaped coil (that is, when the static magnetic field direction is in the Y direction). .

本高周波コイル１４においては、例えばコイルユニット１４２としての第１又は第２の表面ＱＤコイルがＸ方向又はＺ方向に配列される。しかしながら、この様に同じ共鳴周波数に調整された表面コイルを複数配列し、其々同時にデータ収集を行う場合には、コイル間の電気的カップリングを抑制することが重要である。この電気的カップリングを抑制する方法としては、次の二つを挙げることが出来る。一つは、空間的な配置を調整してカップリングを抑制する方法である。もう一つは、特公平４ー４２９３７に開示されているように、コイルに結合し信号の増幅を行うプリアンプに、入力インピーダンスの低いプリアンプを使う方法である。
図９は、本高周波コイル１４に、空間的な配置を調整してカップリングを抑制する方法を適用する場合の一例を示した図であり、具体的には、図７に示した第１の表面ＱＤコイル５１を２次元（Ｘ−Ｚ平面）に２列ずつ配列させたとき空間的な配列を調整してカップリングを抑制する例である。
図９に示すように、ＸあるいはＺ方向に８字型コイル５５Ａ、８字型コイル５５Ｂ、８字型コイル５５Ｃ、８字型コイル５５Ｄが隣接している場合、隣り合うコイルの一部同士を重ね合わせて配置することにより、電気的なカップリングを抑制する。また、ループ状コイル５３Ａとループ状コイル５３Ｃ、ループ状コイル５３Ｂとループ状コイル５３Ｄもそれぞれ電気的なカップリングを抑制するために、互いの一部を重ね合わせて配置される。 In the high frequency coil 14, for example, first or second surface QD coils as the coil unit 142 are arranged in the X direction or the Z direction. However, in the case where a plurality of surface coils adjusted to the same resonance frequency are arranged in this manner and data is collected simultaneously, it is important to suppress electrical coupling between the coils. There are the following two methods for suppressing this electrical coupling. One is a method of suppressing coupling by adjusting a spatial arrangement. The other is a method in which a preamplifier having a low input impedance is used as a preamplifier that is coupled to a coil and amplifies a signal, as disclosed in Japanese Patent Publication No. 4-42937.
FIG. 9 is a diagram showing an example in which a method of suppressing the coupling by adjusting the spatial arrangement is applied to the high-frequency coil 14. Specifically, the first coil shown in FIG. This is an example in which when the surface QD coils 51 are arranged in two rows in two dimensions (XZ plane), the spatial arrangement is adjusted to suppress coupling.
As shown in FIG. 9, when the 8-shaped coil 55 </ b> A, the 8-shaped coil 55 </ b> B, the 8-shaped coil 55 </ b> C, and the 8-shaped coil 55 </ b> D are adjacent to each other in the X or Z direction, The electrical coupling is suppressed by arranging them in an overlapping manner. Further, the loop-shaped coil 53A and the loop-shaped coil 53C, and the loop-shaped coil 53B and the loop-shaped coil 53D are also arranged to overlap each other in order to suppress electrical coupling.

なお、図９において、対角関係に位置する８字型コイルで間、Ｘ方向に並んだループ状コイル間、及び対角関係に位置するループ状コイル間、８字型コイルと隣接し対向関係にあるループコイル間のカップリングの抑制は、空間的な配置では十分でない。また、原理的には重ね合わせてデカップリング可能な場合であっても、製作上の誤差が生じカップリングが残る場合がある。この様な場合には、上述した入力インピーダンスの低いアンプを使う手法を併せて使うことで、十分なカップリングの抑制を達成することができる。   In FIG. 9, the eight-shaped coils positioned in the diagonal relationship, the loop-shaped coils arranged in the X direction, the loop-shaped coils positioned in the diagonal relationship, and the adjacent relationship between the eight-shaped coils. In order to suppress the coupling between the loop coils, the spatial arrangement is not sufficient. In principle, even if it is possible to decouple by overlapping, there may be a manufacturing error and the coupling may remain. In such a case, sufficient suppression of coupling can be achieved by using the above-described method using an amplifier with low input impedance.

以上の方法でカップリングを出来る限り低減させるわけであるが、以下に述べるような方法によって、さらに残留カップリングがある場合でも中心の感度を落とさないようにすることができる。図１０及び図１１は、その方法を説明するための図である。本方法は、関心領域の感度を落とさないように例えば上部ユニット１４０と下部ユニット１４１との配置又は配線を工夫するものである。   Although the coupling is reduced as much as possible by the above method, it is possible to prevent the central sensitivity from being lowered by the method described below even when there is a residual coupling. 10 and 11 are diagrams for explaining the method. In the present method, for example, the arrangement or wiring of the upper unit 140 and the lower unit 141 is devised so as not to reduce the sensitivity of the region of interest.

一般にコイル同士がカップリングすると、通常互いに発生する高周波磁場を打ち消す方向に高周波電流が流れるモードと、互いに同じ方向に高周波磁場を発生し強めあうように高周波電流が流れるモードとの２種類が生じる。前者の場合は、互いが発生する高周波磁場が打ち消されるため、挟まれた被験者の中心における感度は低下する。一方、後者の場合には高周波磁場の打ち消し合いは発生せず、感度低下は生じない。
従って、仮にカップリングした場合であっても、後者のモードを選択できるように信号ケーブルの配線或いはコイルの配置を工夫することで、関心領域の感度低下を防止することができる。 In general, when coils are coupled to each other, there are two types: a mode in which a high-frequency current flows in a direction that cancels out the high-frequency magnetic field that is normally generated, and a mode in which a high-frequency current flows in a direction that generates and strengthens the high-frequency magnetic field. In the former case, since the high-frequency magnetic fields generated by each other are canceled, the sensitivity at the center of the sandwiched subject decreases. On the other hand, in the latter case, cancellation of the high-frequency magnetic field does not occur, and the sensitivity does not decrease.
Therefore, even if it is a case where it couples, the sensitivity fall of a region of interest can be prevented by devising arrangement | positioning of the wiring of a signal cable or a coil so that the latter mode can be selected.

図１０は、関心領域の感度低下を防止するために、上部ユニット１４０が有するループ状コイル５３上と下部ユニット１４１が有するループ状コイル５３下とに対して施す配線方法を示している。図１０において、信号ケーブルのアース側に接続する方をＣ側（コールド側）、そうでない方をＨ側（ホット側）とする。すると、ループ状コイル５３上とループ状コイル５３下との間では、Ｈ側とＣ側とが一致しているから、検出する信号の位相は同じになる。従って、高周波電流の向きも互いに同じとなり、発生する高周波磁場方向も一致し、カップリングによる感度低下を防ぐことができる。   FIG. 10 shows a wiring method applied to the upper part of the loop coil 53 included in the upper unit 140 and the lower part of the loop coil 53 included in the lower unit 141 in order to prevent the sensitivity of the region of interest from decreasing. In FIG. 10, the side connected to the ground side of the signal cable is the C side (cold side), and the other side is the H side (hot side). Then, since the H side and the C side coincide between the loop coil 53 and the loop coil 53, the phases of the signals to be detected are the same. Therefore, the directions of the high-frequency currents are the same, the directions of the generated high-frequency magnetic field are the same, and the sensitivity reduction due to coupling can be prevented.

図１１は、上部ユニット１４０が有する８字型コイル５５上と下部ユニット１４１が有する８字型コイル５５下とに対して施す配線を示している。図１１に示すように、８字型コイル同士で発生する高周波磁場の向きが同じ向きになるようにするためには、上のコイルと下のコイルでＨ側とＣ側を逆になるようにすればよい。
次に、以上述べた高周波コイル及び磁気共鳴映像装置によって達成される効果について述べる。 FIG. 11 shows wiring applied to the upper part of the 8-shaped coil 55 of the upper unit 140 and the lower part of the 8-shaped coil 55 of the lower unit 141. As shown in FIG. 11, in order to make the direction of the high frequency magnetic field generated between the 8-shaped coils the same, the H side and the C side are reversed between the upper coil and the lower coil. do it.
Next, effects achieved by the above-described high-frequency coil and magnetic resonance imaging apparatus will be described.

本磁気共鳴映像装置は、互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚのそれぞれの方向に配列された複数の表面コイルを有している。従って、ＰＩ法を用いた画像化法において、撮影時間Ｔを大幅に短縮することができる。また、表面コイルの持っている高感度特性により、この撮影時間Ｔの短縮に伴って減少するＳ／Ｎをカバーすることができ、高精度の磁気共鳴映像を取得することが可能である。このＳ／Ｎ比の向上について、Ｚ方向の高周波コイルの構成に着目して以下具体的に説明する。   This magnetic resonance imaging apparatus has a plurality of surface coils arranged in X, Y, and Z directions orthogonal to each other. Therefore, the imaging time T can be significantly shortened in the imaging method using the PI method. Further, the high sensitivity characteristic of the surface coil can cover the S / N that decreases as the imaging time T is shortened, and it is possible to acquire a highly accurate magnetic resonance image. The improvement of the S / N ratio will be specifically described below with a focus on the configuration of the high-frequency coil in the Z direction.

本磁気共鳴映像装置１０は、Ｚ方向に複数のコイルユニット１４２を配列した高周波コイル１４を有している。一方、従来の高周波コイルは、Ｚ方向には一体型コイルを有するのみである。このＺ方向に関する構成の違いに起因するＳ／Ｎ比の向上は、次のようにして確認することができる。すなわち、例えば図１２に示すように、ファントム６１を一体型の長軸体積コイル６０で画像化する場合と、図１３に示すように、Ｚ方向に配列された２つの短軸体積コイル６３、６４で画像化する場合と、の中心体軸上の感度（Ｓ／Ｎ比）を計算機シミュレーションで比較する。   The magnetic resonance imaging apparatus 10 includes a high frequency coil 14 in which a plurality of coil units 142 are arranged in the Z direction. On the other hand, the conventional high frequency coil only has an integral coil in the Z direction. The improvement in the S / N ratio due to the difference in the configuration in the Z direction can be confirmed as follows. That is, for example, as shown in FIG. 12, the phantom 61 is imaged by an integrated long-axis volume coil 60, and as shown in FIG. 13, two short-axis volume coils 63, 64 arranged in the Z direction. The sensitivity (S / N ratio) on the central body axis is compared by computer simulation.

図１４は、上記計算機シミュレーションの結果を示した図である。図１４に示すように、長軸体積コイル６０に比べて、短軸体積コイル６３、６４の方が感度が高いことがわかる。   FIG. 14 is a diagram showing the results of the computer simulation. As shown in FIG. 14, it can be seen that the short-axis volume coils 63 and 64 have higher sensitivity than the long-axis volume coil 60.

図１３の短軸体積コイル６３，６４のモデルは、複数の表面コイルをＺ方向に配列した本磁気共鳴映像装置に相当し、一方、図１２の長軸体積コイルのモデルは、Ｚ方向に複数の表面コイルを配列しない（つまりＺ方向に長い一体型のコイルを用いる）従来の磁気共鳴映像装置に相当する。従って、従来よりも高いＳ／Ｎ比によって信号を取得することができる。 13 corresponds to the present magnetic resonance imaging apparatus in which a plurality of surface coils are arranged in the Z direction, while the long axis volume coil model in FIG. 12 has a plurality of models in the Z direction. This corresponds to a conventional magnetic resonance imaging apparatus in which the surface coils are not arranged (that is, an integrated coil that is long in the Z direction is used). Therefore, a signal can be acquired with a higher S / N ratio than before.

また、高周波コイル１４には、被検体に固定するためのバンドや好適に配列するための基準が設けられている。さらに各表面コイルを構成するＱＤコイルは、表面コイルとして最大の高Ｓ／Ｎ比特性を発揮する。さらに、配線の方法を工夫することによって、残留カップリングがあった場合でも、中心領域の感度を落とさないようにしている。これらの各構成によっても、高いＳ／Ｎ比を実現することができる。   The high-frequency coil 14 is provided with a band for fixing to the subject and a reference for suitable arrangement. Furthermore, the QD coil constituting each surface coil exhibits the maximum high S / N ratio characteristics as a surface coil. Furthermore, by devising the wiring method, the sensitivity of the central region is not lowered even if there is residual coupling. A high S / N ratio can also be realized by each of these configurations.

以上、本発明を実施形態に基づき説明したが、本発明の思想の範疇において、当業者であれば、各種の変更例及び修正例に想到し得るものであり、それら変形例及び修正例についても本発明の範囲に属するものと了解される。例えば以下に示すように、その要旨を変更しない範囲で種々変形可能である。   Although the present invention has been described based on the embodiments, those skilled in the art can come up with various changes and modifications within the scope of the idea of the present invention. It is understood that it belongs to the scope of the present invention. For example, as shown below, various modifications can be made without changing the gist thereof.

高周波コイル１４は、撮影部位によって異なる形状とすることができる。図１５は、特に胸部撮像に適した上部ユニット１４０の一例を示している。図１５に示すように、上部ユニット１４０は、表面コイルとしてのループ状コイル５３Ｇ、Ｈ、Ｉ、ＪがＸ方向、Ｚ方向に配列されている。また、コイル間のカップリングを低減させるために、隣り合うループ状コイルの一部は重ね合わせて配置されている。
また、表面コイルの形状は円形に限定する趣旨ではなく、例えば図１６に示すような他のループ状コイル７０を有する形態であってもよい。 The high-frequency coil 14 can have a different shape depending on the imaging region. FIG. 15 shows an example of the upper unit 140 particularly suitable for chest imaging. As shown in FIG. 15, in the upper unit 140, loop-shaped coils 53G, H, I, and J as surface coils are arranged in the X direction and the Z direction. Moreover, in order to reduce the coupling between coils, a part of adjacent loop-shaped coil is arrange | positioned so that it may overlap.
Further, the shape of the surface coil is not limited to a circular shape, and may be a form having another loop-shaped coil 70 as shown in FIG. 16, for example.

さらに、各実施形態は可能な限り適宜組み合わせて実施してもよく、その場合組合わせた効果が得られる。また、上記実施形態には種々の段階の発明が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜な組合わせにより種々の発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されても、発明が解決しようとする課題の欄で述べた課題が解決でき、発明の効果の欄で述べられている効果の少なくとも１つが得られる場合には、この構成要件が削除された構成が発明として抽出され得る。   Furthermore, the embodiments may be combined as appropriate as possible, and in that case, combined effects can be obtained. The above-described embodiments include inventions at various stages, and various inventions can be extracted by appropriately combining a plurality of disclosed constituent requirements. For example, even if some constituent requirements are deleted from all the constituent requirements shown in the embodiment, the problem described in the column of the problem to be solved by the invention can be solved, and the effect described in the column of the effect of the invention If at least one of the following is obtained, a configuration in which this configuration requirement is deleted can be extracted as an invention.

以上本発明によれば、複数の表面コイルを用いた画像化法において、ＰＩ法を任意方向の断面に自在に適用することができ、これによって高Ｓ／Ｎ比あるいは高速に磁気共鳴画像を得ることのできる磁気共鳴映像装置、及び当該装置にて使用される高周波コイルを実現できる。 As described above, according to the present invention, in the imaging method using a plurality of surface coils, the PI method can be freely applied to a cross section in an arbitrary direction, thereby obtaining a magnetic resonance image at a high S / N ratio or at high speed. The magnetic resonance imaging apparatus which can be used, and the high frequency coil used with the said apparatus are realizable.

図１は、本実施形態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。FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of the magnetic resonance imaging apparatus according to the present embodiment. 図２は、例えば腹部等を診断するために使用される、上部ユニット１４０及び下部ユニット１４１からなる高周波コイル１４を示した図である。FIG. 2 is a diagram showing the high-frequency coil 14 including the upper unit 140 and the lower unit 141 used for diagnosing the abdomen, for example. 図３は、高周波コイル１４のブロック図である。FIG. 3 is a block diagram of the high-frequency coil 14. 図４は、被検体に固定して使用する、上部ユニット１４０及び下部ユニット１４１からなる高周波コイル１４の例を示した図である。FIG. 4 is a diagram illustrating an example of the high-frequency coil 14 including the upper unit 140 and the lower unit 141 that is used while being fixed to a subject. 図５は、被検体に固定して使用する、上部ユニット１４０及び下部ユニット１４１からなる高周波コイル１４の他の例を示した図である。FIG. 5 is a diagram showing another example of the high-frequency coil 14 including the upper unit 140 and the lower unit 141 that is used while being fixed to the subject. 図６は、フォーム５０を有する高周波コイル１４の形態を説明するための図である。FIG. 6 is a view for explaining the form of the high-frequency coil 14 having the form 50. 図７は、ループ状コイル５３と８字型コイル５５から構成される、表面ＱＤコイルを示している。FIG. 7 shows a surface QD coil composed of a loop-shaped coil 53 and an 8-shaped coil 55. 図８は、８字型コイル５５ａと８字型コイル５５ｂとから構成される、コイルユニット１４２としての第２の表面ＱＤコイル５７を示している。FIG. 8 shows a second surface QD coil 57 as a coil unit 142, which is composed of an 8-shaped coil 55a and an 8-shaped coil 55b. 図９は、本高周波コイル１４におけるカップリングを抑制する方法を適用する場合の一例を示した図である。FIG. 9 is a diagram showing an example in the case of applying a method for suppressing coupling in the high-frequency coil 14. 図１０は、関心領域の感度低下を防止するために、上部ユニット１４０が有するループ状コイル５３上と下部ユニット１４１が有するループ状コイル５３下とに対して施す配線方法を示している。FIG. 10 shows a wiring method applied to the upper part of the loop coil 53 included in the upper unit 140 and the lower part of the loop coil 53 included in the lower unit 141 in order to prevent the sensitivity of the region of interest from decreasing. 図１１は、関心領域の感度低下を防止するために、上部ユニット１４０が有する８字型コイル５５上と下部ユニット１４１が有する８字型コイル５５下とに対して施す配線方法を示している。FIG. 11 shows a wiring method applied to the upper side of the 8-shaped coil 55 included in the upper unit 140 and the lower side of the 8-shaped coil 55 included in the lower unit 141 in order to prevent the sensitivity of the region of interest from decreasing. 図１２は、本磁気共鳴映像装置の効果を説明するための図である。FIG. 12 is a diagram for explaining the effect of the magnetic resonance imaging apparatus. 図１３は、本磁気共鳴映像装置の効果を説明するための図である。FIG. 13 is a diagram for explaining the effect of the magnetic resonance imaging apparatus. 図１４は、上記計算機シミュレーションの結果を示した図である。FIG. 14 is a diagram showing the results of the computer simulation. 図１５は、胸部撮像に適した上部ユニット１４０の一例を示している。FIG. 15 shows an example of the upper unit 140 suitable for chest imaging. 図１６は、胸部撮像に適した上部ユニット１４０の他の例を示している。FIG. 16 shows another example of the upper unit 140 suitable for chest imaging.

符号の説明Explanation of symbols

１０…磁気共鳴映像装置、１１…静磁場磁石、１２…シムコイル、１３…勾配コイル、１４…高周波コイル、１６…勾配コイル電源、１７…シムコイル電源、１８…送信部、１９…受信部、２０…データ収集部、２１…シーケンス制御部、２２…計算機システム、２３…コンソール、２４…ディスプレイ、４０、４２…ケーブル、４１、４３…コネクタ、４４…プリアンプ、４５…ハイブリッド回路、４６…印、４７…バンド、５０…フォーム、５３…ループ状コイル、５５…８字型コイル、１４０…上部ユニット、１４１…下部ユニット、１４２…コイルユニット DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 ... Magnetic resonance imaging device, 11 ... Static magnetic field magnet, 12 ... Shim coil, 13 ... Gradient coil, 14 ... High frequency coil, 16 ... Gradient coil power supply, 17 ... Shim coil power supply, 18 ... Transmission part, 19 ... Reception part, 20 ... Data collection unit, 21 ... sequence control unit, 22 ... computer system, 23 ... console, 24 ... display, 40, 42 ... cable, 41, 43 ... connector, 44 ... preamplifier, 45 ... hybrid circuit, 46 ... mark, 47 ... Band, 50 ... foam, 53 ... loop coil, 55 ... 8-shaped coil, 140 ... upper unit, 141 ... lower unit, 142 ... coil unit

Claims (9)

静磁場中に配置した被検体から発生した磁気共鳴信号を映像化する磁気共鳴映像装置において使用される高周波コイルであって、
直交するように重ねて配列された複数の８字型コイルによって略直交する磁気共鳴信号を検出するＱＤコイルを有するコイルユニットが、第１の方向、当該第１の方向と直交する第２の方向それぞれについて２つ以上配列された第１のユニットと、
直交するように重ねて配列された複数の８字型コイルによって略直交する磁気共鳴信号を検出するＱＤコイルを有するコイルユニットが前記第１の方向及び前記第２の方向のそれぞれについて２つ以上配列され、前記第１の方向及び前記第２の方向の双方に直交する第３の方向に沿って前記第１のユニットに対して配置される第２のユニットと、を具備し、
前記第１及び前記第２のユニットのコイルユニットは、前記第１の方向、前記第２の方向及び前記第３の方向のそれぞれの方向にパラレルイメージングを実行可能に前記磁気共鳴信号を出力すること、
を特徴とする高周波コイル。 A high-frequency coil used in a magnetic resonance imaging apparatus for imaging a magnetic resonance signal generated from a subject placed in a static magnetic field,
A coil unit having a QD coil that detects a magnetic resonance signal that is substantially orthogonal by a plurality of eight-shaped coils that are arranged so as to be orthogonal to each other has a first direction, a second direction orthogonal to the first direction. A first unit arranged in two or more for each;
Two or more coil units each having a QD coil for detecting a substantially orthogonal magnetic resonance signal by a plurality of eight-shaped coils arranged so as to be orthogonal to each other are arranged in each of the first direction and the second direction. And a second unit disposed with respect to the first unit along a third direction orthogonal to both the first direction and the second direction,
The coil units of the first and second units output the magnetic resonance signal so that parallel imaging can be performed in each of the first direction, the second direction, and the third direction. ,
High frequency coil characterized by 前記第１のユニットの複数コイルユニットが受信した各磁気共鳴信号を、前記第２のユニットに独立して送信する第１の送信手段をさらに具備することを特徴とする請求項１記載の高周波コイル。 2. The high-frequency coil according to claim 1, further comprising first transmission means for independently transmitting each magnetic resonance signal received by the plurality of coil units of the first unit to the second unit. . 前記第２のユニットの複数のコイルユニットが受信した各磁気共鳴信号と、前記第１の送信手段によって送信された前記各磁気共鳴信号とを、前記磁気共鳴映像装置の信号処理手段に独立して送信する第２の送信手段をさらに具備すること特徴とする請求項１又は２記載の高周波コイル。 The magnetic resonance signals received by the plurality of coil units of the second unit and the magnetic resonance signals transmitted by the first transmission unit are independently used by the signal processing unit of the magnetic resonance imaging apparatus. The high frequency coil according to claim 1 or 2, further comprising a second transmitting means for transmitting. 前記複数の８字型コイルは、前記３方向の少なくとも一方向について、隣り合う８字型コイルと一部重なり合うように配列されていることを特徴とする請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の高周波コイル。 4. The plurality of 8-shaped coils are arranged so as to partially overlap with adjacent 8-shaped coils in at least one of the three directions. 5. The high frequency coil described. 前記複数のコイルユニットのうち、各々対向するコイル同士及び隣接するコイル同士は、略同相の磁気共鳴信号を取得するように結線されていることを有することを特徴とする請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の高周波コイル。 Among the plurality of coil units, coils facing each other and adjacent coils are connected so as to acquire substantially in-phase magnetic resonance signals. The high frequency coil as described in any one of Claims. 前記第１の方向はＸ方向であり且つ前記第２の方向はＺ方向であるとし、又は
前記第１の方向はＺ方向であり且つ前記第２の方向はＸ方向であるとすること、
を特徴とする請求項１乃至５のうちいずれか一項記載の高周波コイル。 The first direction is an X direction and the second direction is a Z direction, or the first direction is a Z direction and the second direction is an X direction;
The high frequency coil according to any one of claims 1 to 5, wherein: 静磁場中に配置した被検体から発生した磁気共鳴信号を映像化する磁気共鳴映像装置において使用される高周波コイルであって、
ループ状コイル及び８字型コイルによって略直交する磁気共鳴信号を検出するＱＤコイルを有するコイルユニットが、第１の方向、当該第１の方向と直交する第２の方向それぞれについて２つ以上配列された第１のユニットと、
ループ状コイル及び８字型コイルによって略直交する磁気共鳴信号を検出するＱＤコイルを有するコイルユニットが前記第１の方向及び前記第２の方向のそれぞれについて２つ以上配列され、前記第１の方向及び前記第２の方向の双方に直交する第３の方向に沿って前記第１のユニットに対して配置される第２のユニットと、を具備し、
前記第１及び前記第２のユニットのコイルユニットは、前記第１の方向、前記第２の方向及び前記第３の方向のそれぞれの方向にパラレルイメージングを実行可能に前記磁気共鳴信号を出力すること、
を特徴とする高周波コイル。 A high-frequency coil used in a magnetic resonance imaging apparatus for imaging a magnetic resonance signal generated from a subject placed in a static magnetic field,
Two or more coil units each having a QD coil for detecting a magnetic resonance signal substantially orthogonal to each other by a loop coil and an 8-shaped coil are arranged in each of a first direction and a second direction orthogonal to the first direction. The first unit,
Two or more coil units each having a QD coil for detecting a magnetic resonance signal substantially orthogonal by a loop-shaped coil and an 8-shaped coil are arranged in each of the first direction and the second direction, and the first direction And a second unit disposed with respect to the first unit along a third direction orthogonal to both of the second directions,
The coil units of the first and second units output the magnetic resonance signal so that parallel imaging can be performed in each of the first direction, the second direction, and the third direction. ,
High frequency coil characterized by 静磁場中に配置した被検体から発生した磁気共鳴信号を映像化する磁気共鳴映像装置において、
直交するように重ねて配列された複数の８字型コイルによって略直交する磁気共鳴信号を検出するＱＤコイルを有するコイルユニットが、第１の方向、当該第１の方向と直交する第２の方向それぞれについて２つ以上配列された第１のユニットと、直交するように重ねて配列された複数の８字型コイルによって略直交する磁気共鳴信号を検出するＱＤコイルを有するコイルユニットが前記第１の方向及び前記第２の方向のそれぞれについて２つ以上配列され、前記第１の方向及び前記第２の方向の双方に直交する第３の方向に沿って前記第１のユニットに対して配置される第２のユニットと、を有する高周波コイルと、
前記第１及び前記第２のユニットのコイルユニットから、前記第１の方向、前記第２の方向及び前記第３の方向のそれぞれの方向にパラレルイメージングを実行可能に出力された前記磁気共鳴信号に基づいて、磁気共鳴映像を生成する生成手段と、
を具備することを特徴とする磁気共鳴映像装置。 In a magnetic resonance imaging apparatus for imaging a magnetic resonance signal generated from a subject placed in a static magnetic field,
A coil unit having a QD coil that detects a magnetic resonance signal that is substantially orthogonal by a plurality of eight-shaped coils that are arranged so as to be orthogonal to each other has a first direction, a second direction orthogonal to the first direction. A coil unit having a QD coil that detects a magnetic resonance signal substantially orthogonal by a first unit that is arranged in two or more and a plurality of eight-shaped coils that are arranged so as to be orthogonal to each other. Two or more are arranged for each of the direction and the second direction, and are arranged with respect to the first unit along a third direction orthogonal to both the first direction and the second direction. A high frequency coil having a second unit;
The magnetic resonance signals output from the coil units of the first and second units so that parallel imaging can be performed in each of the first direction, the second direction, and the third direction. Generating means for generating a magnetic resonance image on the basis thereof;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising: 静磁場中に配置した被検体から発生した磁気共鳴信号を映像化する磁気共鳴映像装置において、
ループ状コイル及び８字型コイルによって略直交する磁気共鳴信号を検出するＱＤコイルを有するコイルユニットが、第１の方向、当該第１の方向と直交する第２の方向それぞれについて２つ以上配列された第１のユニットと、ループ状コイル及び８字型コイルによって略直交する磁気共鳴信号を検出するＱＤコイルを有するコイルユニットが前記第１の方向及び前記第２の方向のそれぞれについて２つ以上配列され、前記第１の方向及び前記第２の方向の双方に直交する第３の方向に沿って前記第１のユニットに対して配置される第２のユニットと、を有する高周波コイルと、
前記第１及び前記第２のユニットのコイルユニットから、前記第１の方向、前記第２の方向及び前記第３の方向のそれぞれの方向にパラレルイメージングを実行可能に出力された前記磁気共鳴信号に基づいて、磁気共鳴映像を生成する生成手段と、
を具備することを特徴とする磁気共鳴映像装置。 In a magnetic resonance imaging apparatus for imaging a magnetic resonance signal generated from a subject placed in a static magnetic field,
Two or more coil units each having a QD coil for detecting a magnetic resonance signal substantially orthogonal to each other by a loop coil and an 8-shaped coil are arranged in each of a first direction and a second direction orthogonal to the first direction. Two or more coil units having a first unit and a QD coil for detecting a magnetic resonance signal substantially orthogonal to each other by a loop coil and an 8-shaped coil are arranged in each of the first direction and the second direction. A high frequency coil having a second unit disposed with respect to the first unit along a third direction orthogonal to both the first direction and the second direction;
The magnetic resonance signals output from the coil units of the first and second units so that parallel imaging can be performed in each of the first direction, the second direction, and the third direction. Generating means for generating a magnetic resonance image on the basis thereof;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising:

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