JPH0763459B2 - High frequency receiver coil for magnetic resonance imaging - Google Patents
High frequency receiver coil for magnetic resonance imagingInfo
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- JPH0763459B2 JPH0763459B2 JP3351360A JP35136091A JPH0763459B2 JP H0763459 B2 JPH0763459 B2 JP H0763459B2 JP 3351360 A JP3351360 A JP 3351360A JP 35136091 A JP35136091 A JP 35136091A JP H0763459 B2 JPH0763459 B2 JP H0763459B2
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Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、核磁気共鳴（以下「Ｎ
ＭＲ」と略記する）現象を利用して被検体(人体）の所
望部位の断層像を得る磁気共鳴イメージング装置の受信
系に用いられ、フレキシブルなボビン上に二つの導電ル
ープをその感度方向を互いに直交させて一組に形成して
成る高周波受信コイルに関し、特に被検体に巻き付けそ
の体形に応じて変形した場合でも上記二つの導電ループ
の共振周波数を略同一とすることができる磁気共鳴イメ
ージング装置の高周波受信コイルに関する。The present invention relates to nuclear magnetic resonance (hereinafter referred to as "N
(Abbreviated as "MR") phenomenon is used in a receiving system of a magnetic resonance imaging apparatus that obtains a tomographic image of a desired site of a subject (human body), and two conductive loops are arranged on a flexible bobbin so that their sensitivity directions are mutually different. Regarding a high-frequency receiving coil formed in a set orthogonal to each other, particularly in a magnetic resonance imaging apparatus capable of making the resonance frequencies of the two conductive loops substantially the same even when wound around a subject and deformed according to its body shape High frequency receiving coil.
【０００２】[0002]
【従来の技術】磁気共鳴イメージング装置は、被検体の
体軸方向と垂直な方向に静磁場及び傾斜磁場を与える磁
場発生手段と、上記被検体の生体組織を構成する原子の
原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波信号を照
射する送信系と、上記の核磁気共鳴により放出される高
周波信号を検出する受信系と、この受信系で検出した高
周波信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系とを
備えて構成されている。そして、静磁場発生手段により
被検体に均一な静磁場を与えながら、核磁気共鳴を励起
させる周波数の高周波信号を送信系の高周波コイルで印
加し、これにより被検体から放出される核磁気共鳴信号
を受信系の高周波コイルで検出するようになっている。
このとき、上記被検体からの核磁気共鳴信号の放出位置
を特定するために、さらに傾斜磁場発生手段で傾斜磁場
を与えることによりイメージングを行っている。2. Description of the Related Art A magnetic resonance imaging apparatus includes a magnetic field generating means for applying a static magnetic field and a gradient magnetic field in a direction perpendicular to a body axis direction of a subject, and a nuclear magnetic resonance for atomic nuclei of atoms constituting the biological tissue of the subject. To irradiate a high-frequency signal in order to wake up, a receiving system to detect the high-frequency signal emitted by the above-mentioned nuclear magnetic resonance, and a signal to perform image reconstruction operation using the high-frequency signal detected by this receiving system And a processing system. Then, while applying a uniform static magnetic field to the subject by the static magnetic field generating means, a high-frequency signal of a frequency that excites nuclear magnetic resonance is applied by a high-frequency coil of the transmission system, whereby the nuclear magnetic resonance signal emitted from the subject. Is detected by the high frequency coil of the receiving system.
At this time, in order to specify the emission position of the nuclear magnetic resonance signal from the subject, imaging is performed by further applying a gradient magnetic field by the gradient magnetic field generating means.
【０００３】このような磁気共鳴イメージング装置にお
ける高周波コイルとしては、従来は、一つの導電ルー
プ、例えばソレノイドコイルまたは鞍形コイルを使用
し、一方向の核磁気共鳴信号を受信するものがあった。
これに対して、Ｓ／Ｎ比の向上を狙って、二つの導電ル
ープを互いに感度方向を直交させて一組に形成し、二方
向の核磁気共鳴信号を受信するものがある。後者の二つ
の導電ループを組み合わせて成る高周波コイルを直交受
信コイル（Ｑuardrature Ｄetection Ｃoils：以下「Ｑ
Ｄコイル」と略称する）というが、従来のＱＤコイル
は、例えば水平磁場方式のものとして鞍形コイルと鞍形
コイルとを組み合わせたものが、垂直磁場方式のものと
してソレノイドコイルと鞍形コイルとを組み合わせたも
のが提案されている。そして、これらのＱＤコイルは、
樹脂製のリジッドなボビン上に二つの導電ループを巻い
て形成されていた。As a high frequency coil in such a magnetic resonance imaging apparatus, conventionally, there has been one which uses one conductive loop, for example, a solenoid coil or a saddle type coil and receives a nuclear magnetic resonance signal in one direction.
On the other hand, in order to improve the S / N ratio, there is a method in which two conductive loops are formed in a set with their sensitivity directions orthogonal to each other and a two-direction nuclear magnetic resonance signal is received. The latter high-frequency coil formed by combining two conductive loops is a quadrature receiver coil (hereinafter referred to as “Q”).
In the conventional QD coil, for example, a combination of a saddle-shaped coil and a saddle-shaped coil is used as a horizontal magnetic field type, and a solenoid coil and a saddle-shaped coil are used as a vertical magnetic field type. A combination of is proposed. And these QD coils
It was formed by winding two conductive loops on a rigid bobbin made of resin.
【０００４】このように、リジッドなボビン上に二つの
導電ループを巻いて形成したＱＤコイルにおいては、一
つの導電ループを使用したものに比べてＳ／Ｎ比を向上
することができるが、装着する被検体の体形の大小に対
して融通がきかず、被検体との間に空間ができてＳ／Ｎ
比を十分に向上することができないことがあった。そこ
で、ＱＤコイルのボビンをフレキシブルなシート状のも
ので形成し、ＱＤコイルの全体にフレキシブル性を与
え、被検体の体形の大小に対して融通を持たせ、被検体
に巻き付けるように装着してコイルの密着性を良くした
ものが提案されている。As described above, in the QD coil formed by winding two conductive loops on the rigid bobbin, the S / N ratio can be improved as compared with the one using one conductive loop. The size of the body of the subject is not flexible, and a space is created between the subject and the S / N ratio.
In some cases, the ratio could not be improved sufficiently. Therefore, the bobbin of the QD coil is formed of a flexible sheet, and the QD coil is given flexibility as a whole so as to have flexibility for the body size of the subject, and is attached so as to be wound around the subject. It has been proposed that the coil has good adhesion.
【０００５】[0005]
【発明が解決しようとする課題】しかし、このようにフ
レキシブル性を与えたＱＤコイルにおいては、被検体の
体形に応じて変形させて装着した場合、二つの導電ルー
プの共振周波数がコイルの変形に応じて互いに異なった
値となることがある。ここで、ＱＤコイルの変形による
共振周波数の変化は、その導電ループのインダクタンス
が変化するためであると考えられる。例えば、一方の導
電ループについてコイル変形前の共振周波数をｆ1と
し、そのときのインダクタンスをＬ1とし、キャパシタ
ンスをＣ0とすると、 となる。また、コイル変形後の共振周波数をｆ2とし、
そのときのインダクタンスをＬ2とし、キャパシタンス
は変わらないとすると、 となる。従って、一方の導電ループの共振周波数は、ｆ
1からｆ2に変化することとなる。他方の導電ループにつ
いても同様のことが言える。However, in the QD coil having flexibility as described above, when the QD coil is deformed and mounted according to the body shape of the subject, the resonance frequencies of the two conductive loops cause the coil to deform. The values may be different from each other. Here, it is considered that the change in the resonance frequency due to the deformation of the QD coil is due to the change in the inductance of the conductive loop. For example, assuming that the resonance frequency before coil deformation is f 1 , the inductance at that time is L 1 , and the capacitance is C 0 for one conductive loop, Becomes Also, the resonance frequency after coil deformation is f 2 ,
If the inductance at that time is L 2 and the capacitance does not change, Becomes Therefore, the resonance frequency of one conductive loop is f
It will change from 1 to f 2 . The same applies to the other conductive loop.
【０００６】具体的には、例えばソレノイドコイルと鞍
形コイルとを組み合わせると共にフレキシブル性を与え
たＱＤコイルにおいて、コイルの高さ方向を170mmから2
10mmに変化させたとし、この場合170mmでそれぞれのコ
イルの共振周波数が磁気共鳴周波数に合致していたとす
ると、210mmではソレノイドコイルで例えば350ＫHzだ
け、鞍形コイルで例えば250ＫHzだけ上記磁気共鳴周波
数からずれる現象が起きることがある。これは、前記
（１）式及び（２）式におけるインダクタンスの変化
（Ｌ1−Ｌ2）がソレノイドコイルと鞍形コイルとで異な
るためである。このように、二つの導電ループ（ソレノ
イドコイルと鞍形コイル）において、コイル変形に伴う
磁気共鳴周波数からのずれが異なってくることから、全
体としてＱＤコイルの感度低下を来すものであった。従
って、磁気共鳴イメージング装置において、Ｓ／Ｎ比を
十分に向上できず、良好な画像を得られないことがあっ
た。Specifically, for example, in a QD coil in which a solenoid coil and a saddle-shaped coil are combined and flexibility is provided, the coil height direction is from 170 mm to 2 mm.
If it is changed to 10 mm, and if the resonance frequency of each coil at 170 mm matches the magnetic resonance frequency, then at 210 mm, the solenoid coil deviates from the above magnetic resonance frequency by 350 KHz, and the saddle coil deviates from the magnetic resonance frequency by 250 KHz, for example. Phenomena may occur. This is because the change in inductance (L 1 -L 2 ) in the equations (1) and (2) is different between the solenoid coil and the saddle type coil. As described above, in the two conductive loops (solenoid coil and saddle-shaped coil), the deviation from the magnetic resonance frequency due to the coil deformation is different, so that the sensitivity of the QD coil is lowered as a whole. Therefore, in the magnetic resonance imaging apparatus, the S / N ratio could not be sufficiently improved, and a good image could not be obtained in some cases.
【０００７】そこで、本発明は、このような問題点に対
処し、被検体に巻き付けその体形に応じて変形した場合
でも二つの導電ループの共振周波数を略同一とすること
ができる磁気共鳴イメージング装置の高周波受信コイル
を提供することを目的とする。Therefore, the present invention addresses such a problem and makes it possible to make the resonance frequencies of two conductive loops substantially the same even when wound around an object and deformed according to its body shape. An object of the present invention is to provide a high frequency receiving coil.
【０００８】[0008]
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明による高周波受信コイルは、被検体に静磁場
及び傾斜磁場を与える磁場発生手段と、上記被検体の生
体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせ
るために高周波信号を照射する送信系と、上記の核磁気
共鳴により放出される高周波信号を検出する受信系と、
この受信系で検出した高周波信号を用いて画像再構成演
算を行う信号処理系とを備えて成る磁気共鳴イメージン
グ装置の上記受信系内に設けられ、フレキシブルなボビ
ン上に二つの導電ループがその感度方向を互いに直交さ
せて一組に形成され、且つ上記被検体から放出される高
周波信号を検出する感度方向が静磁場に対し直交して配
置される高周波受信コイルにおいて、上記二つの導電ル
ープのうち被検体の周りに装着した際の変形によるイン
ダクタンスの変化の大きい方の導電ループには、その導
電ループ全体のインダクタンスを増加させるための適宜
の固定インダクタンスを有するインダクタを直列に接続
し、上記変形によるインダクタンスの変化の大きい方の
導電ループの共振周波数の変化量を調整して他方の導電
ループの共振周波数の変化に合わせるようにしたもので
ある。In order to achieve the above object, a high frequency receiving coil according to the present invention comprises a magnetic field generating means for applying a static magnetic field and a gradient magnetic field to a subject, and atoms constituting the biological tissue of the subject. A transmission system for irradiating a high-frequency signal in order to cause nuclear magnetic resonance in the nuclei of the
Provided in the above-mentioned receiving system of the magnetic resonance imaging apparatus comprising a signal processing system for performing image reconstruction calculation using the high-frequency signal detected by this receiving system, two conductive loops are provided on the flexible bobbin and their sensitivity is In a high-frequency receiving coil, which is formed in a set with directions thereof orthogonal to each other, and in which a sensitivity direction for detecting a high-frequency signal emitted from the subject is arranged orthogonal to a static magnetic field, among the two conductive loops. The deformation due to deformation when mounted around the subject
For the conductive loop with the larger change in dactance, it is appropriate to increase the inductance of the entire conductive loop.
Connect inductors with fixed inductance in series
However, the one with the largest change in inductance due to the above deformation
Adjust the amount of change in the resonant frequency of the conductive loop to
This is adapted to the change in the resonance frequency of the loop .
【０００９】[0009]
【作用】このように構成された高周波受信コイルは、フ
レキシブルなボビン上にそれらの感度方向を互いに直交
させて一組に形成された二つの導電ループのうち、被検
体の周りに装着した際の変形によるインダクタンスの変
化の大きい方の導電ループには、当該導電ループ全体の
インダクタンスを増加させるための適宜の固定インダク
タンスを有するインダクタを直列に接続し、上記変形に
よるインダクタンスの変化の大きい方の導電ループの共
振周波数の変化量を調整して他方の導電ループの共振周
波数の変化に合わせるようにしたことにより、被検体の
体形に応じて変形した場合でも上記高周波受信コイルの
二つの導電ループの共振周波数を略同一とすることがで
きる。[Action] RF receiving coil configured in this way, of the two conductive loops formed on a pair by orthogonal their sensitive directions on flexible bobbins, test
Inductance changes due to deformation when worn around the body
The conductive loop with the higher conductivity has a suitable fixed inductor to increase the inductance of the entire conductive loop.
Connect inductors with a closet in series to
Of the conductive loop whose inductance changes significantly
Adjust the amount of change in vibration frequency to
By adjusting to the change of the wave number, the resonance frequencies of the two conductive loops of the high frequency receiving coil can be made substantially the same even when the body shape of the subject is changed.
【００１０】[0010]
【実施例】以下、本発明の実施例を添付図面に基づいて
詳細に説明する。図１は本発明による磁気共鳴イメージ
ング装置の高周波受信コイルの実施例を示す斜視説明図
であり、図２はその高周波受信コイルの原理及び接続を
示す回路図であり、図３は上記高周波受信コイルが適用
される磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示すブロ
ック図である。Embodiments of the present invention will now be described in detail with reference to the accompanying drawings. 1 is a perspective explanatory view showing an embodiment of a high frequency receiving coil of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention, FIG. 2 is a circuit diagram showing the principle and connection of the high frequency receiving coil, and FIG. 3 is the above high frequency receiving coil. 1 is a block diagram showing the overall configuration of a magnetic resonance imaging apparatus to which is applied.
【００１１】上記磁気共鳴イメージング装置は、核磁気
共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体の断層像を得るも
ので、図３に示すように、静磁場発生磁石２と、磁場勾
配発生系３と、送信系４と、受信系５と、信号処理系６
と、シーケンサ７と、中央処理装置（ＣＰＵ）８とを備
えて成る。The magnetic resonance imaging apparatus obtains a tomographic image of a subject by utilizing a nuclear magnetic resonance (NMR) phenomenon. As shown in FIG. 3, the static magnetic field generating magnet 2 and the magnetic field gradient generating system 3 are used. , Transmission system 4, reception system 5, and signal processing system 6
A sequencer 7 and a central processing unit (CPU) 8.
【００１２】上記静磁場発生磁石２は、被検体１の周り
にその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁
場を発生させるもので、上記被検体１の周りのある広が
りをもった空間に永久磁石方式または常電導方式あるい
は超電導方式の磁場発生手段が配置されている。磁場勾
配発生系３は、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向に巻かれた傾斜磁
場コイル９と、それぞれのコイルを駆動する傾斜磁場電
源１０とから成り、上記シーケンサ７からの命令に従っ
てそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１０を駆動すること
により、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向の傾斜磁場Ｇx，Ｇy，Ｇ
zを被検体１に印加するようになっている。この傾斜磁
場の加え方により、被検体１に対するスライス面を設定
することができる。The static magnetic field generating magnet 2 generates a uniform static magnetic field around the subject 1 in the body axis direction or in a direction orthogonal to the body axis, and has a certain spread around the subject 1. A magnetic field generating means of permanent magnet type, normal conducting type or superconducting type is arranged in the open space. The magnetic field gradient generation system 3 is composed of a gradient magnetic field coil 9 wound in three axial directions of X, Y and Z, and a gradient magnetic field power source 10 for driving each coil, and each coil according to a command from the sequencer 7 By driving the gradient magnetic field power source 10 of X, Y, Z, the gradient magnetic fields Gx, Gy, G
z is applied to the subject 1. The slice plane for the subject 1 can be set by the method of applying the gradient magnetic field.
【００１３】送信系４は、被検体１の生体組織を構成す
る原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波
信号（電磁波）を照射するもので、高周波発振器１１と
変調器１２と高周波増幅器１３と高周波送信コイル１４
ａとから成り、上記高周波発振器１１から出力された高
周波パルスをシーケンサ７の命令に従って変調器１２で
振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波
増幅器１３で増幅した後に被検体１に近接して配置され
た高周波送信コイル１４ａに供給することにより、電磁
波が上記被検体１に照射されるようになっている。The transmission system 4 irradiates a high frequency signal (electromagnetic wave) in order to cause nuclear magnetic resonance in the atomic nuclei of the atoms constituting the biological tissue of the subject 1, and includes a high frequency oscillator 11, a modulator 12 and a high frequency amplifier. 13 and high frequency transmitting coil 14
a), the high frequency pulse output from the high frequency oscillator 11 is amplitude-modulated by the modulator 12 according to the instruction of the sequencer 7, and the amplitude-modulated high-frequency pulse is amplified by the high-frequency amplifier 13 and then close to the subject 1. Electromagnetic waves are radiated to the subject 1 by being supplied to the high-frequency transmission coil 14a that is arranged in a line.
【００１４】受信系５は、被検体１の生体組織の原子核
の核磁気共鳴により放出される高周波信号（ＮＭＲ信
号）を検出するもので、高周波受信コイル１４ｂと増幅
器１５と直交位相検波器１６とＡ／Ｄ変換器１７とを有
しており、上記高周波送信コイル１４ａから照射された
電磁波による被検体１の応答の高周波信号（ＮＭＲ信
号）は被検体１に近接して配置された高周波受信コイル
１４ｂで検出され、増幅器１５及び直交位相検波器１６
を介してＡ／Ｄ変換器１７に入力してディジタル量に変
換され、さらにシーケンサ７からの命令によるタイミン
グで直交位相検波器１６によりサンプリングされた二系
列の収集データとされ、その信号が信号処理系６に送ら
れるようになっている。The receiving system 5 detects a high frequency signal (NMR signal) emitted by nuclear magnetic resonance of atomic nuclei of the living tissue of the subject 1, and includes a high frequency receiving coil 14b, an amplifier 15 and a quadrature phase detector 16. An A / D converter 17 is provided, and a high frequency signal (NMR signal) of a response of the subject 1 due to the electromagnetic wave emitted from the high frequency transmitting coil 14a is placed in the vicinity of the subject 1 and is a high frequency receiving coil. 14b, the amplifier 15 and the quadrature detector 16 are detected.
Is input to the A / D converter 17 to be converted into a digital amount, and is further converted into two series of collected data sampled by the quadrature phase detector 16 at the timing according to the instruction from the sequencer 7, and the signal is processed. It is sent to system 6.
【００１５】この信号処理系６は、ＣＰＵ８と、磁気デ
ィスク１８及び磁気テープ１９等の記録装置と、ＣＲＴ
等のディスプレイ２０とから成り、上記ＣＰＵ８でフー
リエ変換、補正係数計算、画像再構成等の処理を行い、
任意断面の信号強度分布あるいは複数の信号に適当な演
算を行って得られた分布を画像化してディスプレイ２０
に断層像として表示するようになっている。The signal processing system 6 includes a CPU 8, a recording device such as a magnetic disk 18 and a magnetic tape 19, and a CRT.
And the like, and the CPU 8 performs processing such as Fourier transform, correction coefficient calculation, and image reconstruction,
The signal intensity distribution of an arbitrary cross section or the distribution obtained by performing an appropriate calculation on a plurality of signals is imaged and displayed on the display 20.
It is designed to be displayed as a tomographic image.
【００１６】また、シーケンサ７は、ＣＰＵ８の制御で
動作し、被検体１の断層像のデータ収集に必要な種々の
命令を送信系４及び磁場勾配発生系３並びに受信系５に
送り、上記ＮＭＲ信号を計測するシーケンスを発生する
手段となるものである。なお、図３において、送信系の
高周波送信コイル１４ａ及び受信系の高周波受信コイル
１４ｂ並びに傾斜磁場コイル９，９は、被検体１の周り
の空間に配置された静磁場発生磁石２の磁場空間内に配
置されている。The sequencer 7 operates under the control of the CPU 8 and sends various commands necessary for data acquisition of a tomographic image of the subject 1 to the transmission system 4, the magnetic field gradient generation system 3 and the reception system 5, and the above-mentioned NMR. It is a means for generating a sequence for measuring a signal. In FIG. 3, the high frequency transmission coil 14 a of the transmission system, the high frequency reception coil 14 b of the reception system, and the gradient magnetic field coils 9 and 9 are in the magnetic field space of the static magnetic field generating magnet 2 arranged in the space around the subject 1. It is located in.
【００１７】ここで、本発明においては、上記受信系５
内に設けられた高周波受信コイル１４ｂは、柔軟性材料
から成るフレキシブルなボビン上に二つの導電ループが
その感度方向を互いに直交させて一組に形成されると共
に、被検体１から核磁気共鳴により放出される高周波信
号を検出する受信方向が静磁場発生磁石２による静磁場
に対し直交して配置され、且つ上記二つの導電ループの
うち被検体の周りに装着した際の変形によるインダクタ
ンスの変化の大きい方の導電ループには、その導電ルー
プの全体のインダクタンスを増加させるための適宜の固
定インダクタンスを有するインダクタが直列に接続され
ている。Here, in the present invention, the receiving system 5 is used.
The high-frequency receiving coil 14b provided inside has two conductive loops formed in a set on a flexible bobbin made of a flexible material, with their sensitivity directions orthogonal to each other, and by the nuclear magnetic resonance from the subject 1. The receiving direction for detecting the emitted high frequency signal is arranged orthogonal to the static magnetic field generated by the static magnetic field generating magnet 2, and the inductor due to deformation when mounted around the subject among the two conductive loops.
The conductive loop with the largest change in resistance has an appropriate inductance to increase the overall inductance of the conductive loop.
Inductors having a constant inductance are connected in series.
【００１８】すなわち、例えば垂直磁場方式のＱＤコイ
ルの場合、図１に示すように、0.5mm程度の板厚の柔軟
性材料から成る細長状のシートでフレキシブルに形成さ
れたボビン２１の外表面に、銅板から成る一方の導電ル
ープとしてソレノイドコイル２２が接着されると共に、
同じく銅板から成る他方の導電ループとして鞍形コイル
２３が接着されている。このとき、上記ソレノイドコイ
ル２２は、ボビン２１を例えば被検体の胴体の周りを囲
むように円筒状に丸めたときに円周方向になるように配
置され、他方の鞍形コイル２３は、その受信方向を上記
ソレノイドコイル２２の受信方向と直交させて配置され
ており、各コイル２２，２３はコンデンサ２４で分割さ
れて動作電圧を下げるように構成されている。また、上
記ソレノイドコイル２２と鞍形コイル２３との交差部分
２５は、両コイル間の容量性結合を緩和するために、例
えば約６mm程度の隙間があけられている。That is, for example, in the case of a vertical magnetic field type QD coil, as shown in FIG. 1, on the outer surface of the bobbin 21 formed flexibly by an elongated sheet made of a flexible material having a thickness of about 0.5 mm. , The solenoid coil 22 is bonded as one conductive loop made of a copper plate,
A saddle-shaped coil 23 is adhered as the other conductive loop also made of a copper plate. At this time, the solenoid coil 22 is arranged in the circumferential direction when the bobbin 21 is rolled into a cylindrical shape so as to surround the body of the subject, for example, and the other saddle-shaped coil 23 receives it. The coils 22 and 23 are arranged so that the direction thereof is orthogonal to the reception direction of the solenoid coil 22, and the coils 22 and 23 are divided by a capacitor 24 to lower the operating voltage. The intersection 25 between the solenoid coil 22 and the saddle-shaped coil 23 is provided with a gap of, for example, about 6 mm in order to reduce the capacitive coupling between the coils.
【００１９】そして、図１の実施例においては、上記細
長状のシートで形成されたボビン２１の両端部に、上記
各コイル２２，２３をループ状に結合するため一方のコ
ネクタ２６ａ，２６ｂ，２６ｃ，２６ｄ及び他方のコネ
クタ２７ａ，２７ｂ，２７ｃ，２７ｄが取り付けられて
いる。従って、上記ボビン２１を被検体の例えば胴体の
周りに回して、上記各コネクタ２６ａ〜２６ｄ及び２７
ａ〜２７ｄをそれぞれ結合すると、図１に示すように円
筒を形成してループ状になり、それぞれソレノイドコイ
ル２２及び鞍形コイル２３ができ上がる。Further, in the embodiment of FIG. 1, one connector 26a, 26b, 26c for connecting the coils 22, 23 in a loop shape to both ends of the bobbin 21 formed of the elongated sheet. , 26d and the other connectors 27a, 27b, 27c, 27d are attached. Therefore, by rotating the bobbin 21 around the body of the subject, for example, the connectors 26a to 26d and 27.
When a to 27d are respectively coupled, a cylinder is formed to form a loop as shown in FIG. 1, and a solenoid coil 22 and a saddle-shaped coil 23 are completed respectively.
【００２０】さらに、上記ボビン２１の一端部及び中間
部においてソレノイドコイル２２と鞍形コイル２３とが
交差する部分２５のシート裏面側には、例えば硬質材料
から成る矩形状の底板２８が接着されており、この部位
のシート表面側には、上記交差部分２５を覆うカバー２
９が被されている。そして、この底板２８とカバー２９
とでボビン２１のリジッド部３０を形成している。この
ようにリジッド部３０を形成したのは、柔軟性材料から
成る細長状のシートだけでは、ボビン２１が自由に変形
し過ぎてソレノイドコイル２２と鞍形コイル２３との直
交性が悪化するのを防止するためである。なお、図１に
おいて、符号３１はソレノイドコイル２２の給電点、符
号３２は同じくソレノイドコイル２２の接地点を示し、
符号３３は鞍形コイル２３の給電点、符号３４は同じく
鞍形コイル２３の接地点を示している。Further, a rectangular bottom plate 28 made of, for example, a hard material is adhered to the seat back surface of the portion 25 where the solenoid coil 22 and the saddle coil 23 intersect at one end and the middle of the bobbin 21. The cover 2 that covers the intersection 25 is provided on the seat surface side of this portion.
9 is covered. Then, the bottom plate 28 and the cover 29
And form the rigid portion 30 of the bobbin 21. In this way, the rigid portion 30 is formed only by the elongated sheet made of the flexible material, so that the bobbin 21 is excessively deformed and the orthogonality between the solenoid coil 22 and the saddle-shaped coil 23 is deteriorated. This is to prevent it. In FIG. 1, reference numeral 31 indicates a feeding point of the solenoid coil 22, reference numeral 32 indicates a grounding point of the solenoid coil 22, and
Reference numeral 33 indicates a feeding point of the saddle coil 23, and reference numeral 34 indicates a grounding point of the saddle coil 23.
【００２１】そして、本発明においては、図１に示すよ
うに、例えばソレノイドコイル２２の途中にインダクタ
３５が直列に接続されている。このインダクタ３５は、
上記ソレノイドコイル２２全体のインダクタンスを増加
させるためのもので、適宜の固定インダクタンスを有し
ている。この場合、上記インダクタ３５をソレノイドコ
イル２２と鞍形コイル２３のどちらに挿入するかは、被
検体の周りに高周波受信コイル１４ｂを装着した際の変
形による各コイル２２，２３のインダクタンスの変化を
調べ、このインダクタンス変化の大きい方のコイルに接
続すればよい。なお、上記インダクタ３５の高周波抵抗
は、例えばソレノイドコイル２２のＱ値を低下させる要
因となるので、できるだけ線材の断面積の大きいものを
使用するのがよい。In the present invention, as shown in FIG. 1, for example, an inductor 35 is connected in series in the middle of the solenoid coil 22. This inductor 35 is
This is to increase the inductance of the solenoid coil 22 as a whole and has an appropriate fixed inductance. In this case, whether the inductor 35 should be inserted into the solenoid coil 22 or the saddle-shaped coil 23 should be checked by examining the change in the inductance of the coils 22 and 23 due to the deformation when the high frequency receiving coil 14b is mounted around the subject. It suffices to connect the coil having the larger inductance change. Since the high frequency resistance of the inductor 35 becomes a factor that lowers the Q value of the solenoid coil 22, for example, it is preferable to use a wire having a cross-sectional area as large as possible.
【００２２】このような状態で、上記ソレノイドコイル
２２に直列に接続したインダクタ３５のインダクタンス
をΔＬとし、このインダクタンスΔＬを接続後の回路の
キャパシタンスをＣ1とすると、この場合のコイル変形
前のソレノイドコイル２２の共振周波数ｆ1′は、前述
の（１）式と同様にして、 となる。また、コイル変形後の共振周波数ｆ2′は、前
述の（２）式と同様にして、 となる。In this state, assuming that the inductance of the inductor 35 connected in series to the solenoid coil 22 is ΔL and the capacitance of the circuit after connecting the inductance ΔL is C 1 , the solenoid before the coil deformation in this case. The resonance frequency f 1 ′ of the coil 22 is the same as in the above equation (1), Becomes Further, the resonance frequency f 2 ′ after the coil deformation is similar to the above-mentioned equation (2), Becomes
【００２３】ここで、コイル変形前の共振周波数に着目
すると、ｆ1≒ｆ1′とみることができるので、（１）式
と（３）式から Ｃ1＝Ｃ0×Ｌ1／（Ｌ1＋ΔＬ） となる。これを上記（４）式に代入して整理すると、 となる。この（５）式と前述の（２）式とを比較するこ
とにより、ソレノイドコイル２２が変形した際の共振周
波数を、上記挿入したインダクタ３５のインダクタンス
ΔＬにより変化できることがわかる。すなわち、共振周
波数の変化量を、挿入するインダクタンスΔＬで調整で
きることがわかる。Here, focusing on the resonance frequency before coil deformation, it can be seen that f 1 ≈f 1 ′, and therefore from the equations (1) and (3), C 1 = C 0 × L 1 / (L 1 + ΔL). Substituting this into equation (4) above and rearranging, Becomes By comparing this equation (5) with the above equation (2), it can be seen that the resonance frequency when the solenoid coil 22 is deformed can be changed by the inductance ΔL of the inserted inductor 35. That is, it can be seen that the amount of change in the resonance frequency can be adjusted by the inserted inductance ΔL.
【００２４】このことから、被検体の周りに高周波受信
コイル１４ｂを装着した際の変形に伴う共振周波数の変
化が大きい方、例えばソレノイドコイル２２にある値の
インダクタ３５を直列に接続することにより、その共振
周波数の変化量を調整することができ、上記挿入するイ
ンダクタ３５のインダクタンスの値を実験等により適当
な値に決めることにより、他方の鞍形コイル２３の共振
周波数の変化に合わせることができる。この点、前述の
段落番号０００６の所で具体的に記したコイル変形の一
例において、ソレノイドコイル及び鞍形コイルの共振周
波数の変化量を基に、前記（４）式を用いて挿入すべき
インダクタンスΔＬの値を計算すると、0.4μＨ程度に
なる。そこで、本発明者らは、上記インダクタンスΔＬ
の値で実験したところ、上記両コイルとも共振周波数の
変化量が250ＫHzになることを確認した。From this fact, by connecting in series the inductor 35 having a certain value in the solenoid coil 22, which has a large change in the resonance frequency due to the deformation when the high frequency receiving coil 14b is mounted around the subject, The amount of change in the resonance frequency can be adjusted, and the value of the inductance of the inserted inductor 35 can be adjusted to an appropriate value by experiments or the like to match the change in the resonance frequency of the other saddle coil 23. . In this regard, in the example of the coil modification specifically described in the above paragraph 0006, the inductance to be inserted by using the formula (4) based on the change amount of the resonance frequency of the solenoid coil and the saddle coil. When the value of ΔL is calculated, it becomes about 0.4 μH. Therefore, the present inventors have made the above inductance ΔL
As a result of an experiment with the value of, it was confirmed that the amount of change in the resonance frequency of both coils was 250 KHz.
【００２５】なお、図１においては、インダクタ３５を
ソレノイドコイル２２の途中に挿入した例を示したが、
本発明はこれに限らず、被検体の周りに装着した際の変
形によるインダクタンスの変化が鞍形コイル２３の方が
大きい場合は、その鞍形コイル２３の途中に直列に接続
してもよい。また、ソレノイドコイル２２及び鞍形コイ
ル２３ともコンデンサ２４でそれぞれ分割したものとし
たが、両コイル２２，２３は必ずしもコンデンサ２４で
分割しなくてもよい。さらに、図１では柔軟性材料から
成るシートでできたフレキシブルなボビン２１の一端部
と中間部とにリジッド部３０を形成した例を示したが、
本発明はこれに限らず、リジッド部３０は設けなくても
よい。Although FIG. 1 shows an example in which the inductor 35 is inserted in the middle of the solenoid coil 22,
The present invention is not limited to this, and changes when worn around the subject.
The change in inductance due to the shape of the saddle coil 23
If it is large, connect it in series in the middle of the saddle coil 23
You may. Although the solenoid coil 22 and the saddle-shaped coil 23 are both divided by the capacitor 24, the coils 22 and 23 do not necessarily have to be divided by the capacitor 24. Further, FIG. 1 shows an example in which the rigid portion 30 is formed at one end and the middle of the flexible bobbin 21 made of a sheet made of a flexible material.
The present invention is not limited to this, and the rigid portion 30 may not be provided.
【００２６】図２はこのように構成された高周波受信コ
イル１４ｂの原理及び接続を示す回路図である。図にお
いては、説明の簡略化のためにコイルのチューニング回
路等は省略している。図上、静磁場方向は矢印Ｓで示さ
れ、一つの平面で回転している磁化ベクトルは、高周波
受信コイル１４ｂを構成するソレノイドコイル２２と鞍
形コイル２３に90度の位相差を伴った同一信号を誘起す
る。ここで、ソレノイドコイル２２と鞍形コイル２３と
は軸方向が直交して配置されているので、互いに独立な
ランダムノイズを伴って高周波信号（ＮＭＲ信号）が検
出される。このノイズ源となり得るものは、各コイル２
２，２３の抵抗並びにこれらのコイル２２，２３の磁気
的結合及び電気的結合などに起因する被検体１からの等
価抵抗である。FIG. 2 is a circuit diagram showing the principle and connection of the high frequency receiving coil 14b thus constructed. In the figure, a coil tuning circuit and the like are omitted for simplification of description. In the figure, the direction of the static magnetic field is indicated by the arrow S, and the magnetization vector rotating in one plane is the same in the solenoid coil 22 and the saddle-shaped coil 23 constituting the high-frequency receiver coil 14b with a phase difference of 90 degrees. Induces a signal. Here, since the solenoid coil 22 and the saddle-shaped coil 23 are arranged so that the axial directions thereof are orthogonal to each other, a high frequency signal (NMR signal) is detected with random noise independent of each other. Each coil 2 can be a source of this noise.
2 and 23, and the equivalent resistance from the subject 1 due to the magnetic coupling and electrical coupling of the coils 22 and 23.
【００２７】上記ソレノイドコイル２２及び鞍形コイル
２３からの信号は、増幅器１５内の第一のアンプ１５ａ
または第二のアンプ１５ｂでそれぞれ増幅された後、シ
フター３６へ入力される。このシフター３６は、フェイ
ズシフタ３７とアッテネータ３８と加算器３９とで構成
されている。そして、ソレノイドコイル２２からの信号
の位相を上記フェイズシフタ３７で90度ずらし、鞍形コ
イル２３からの信号と位相を合わせる。一方、鞍形コイ
ル２３とソレノイドコイル２２とでは感度が等しくな
く、例えば前者の感度を“１”としたとき後者のそれは
“1.4”となっている。従って、この場合は、加算器３
９での信号の加算比率を変えなければ高いＳ／Ｎ比を得
ることができない。このときの最適な加算比率は、１2
÷1.42＝0.51となる。そこで、鞍形コイル２３からの信
号経路の途中にアッテネータ３８を挿入し、上記ソレノ
イドコイル２２からの信号を“１”としたときに、鞍形
コイル２３からの信号が“0.51”となるように調整して
いる。このようにして、上記両コイル２２，２３からの
信号強度を合わせた後に、加算器３９で両信号を加算
し、シフター３６から出力される。そして、このシフタ
ー３６からの出力信号は、図３に示す直交位相検波器１
６へ送出される。The signals from the solenoid coil 22 and the saddle coil 23 are sent to the first amplifier 15a in the amplifier 15.
Alternatively, after being amplified by the second amplifier 15b, they are input to the shifter 36. The shifter 36 is composed of a phase shifter 37, an attenuator 38, and an adder 39. Then, the phase of the signal from the solenoid coil 22 is shifted by 90 degrees by the phase shifter 37 to match the phase with the signal from the saddle coil 23. On the other hand, the sensitivities of the saddle coil 23 and the solenoid coil 22 are not equal. For example, when the sensitivity of the former is "1", that of the latter is "1.4". Therefore, in this case, the adder 3
A high S / N ratio cannot be obtained unless the addition ratio of signals at 9 is changed. The optimum addition ratio at this time is 1 2
÷ 1.4 2 = 0.51. Therefore, when the attenuator 38 is inserted in the signal path from the saddle coil 23 and the signal from the solenoid coil 22 is set to "1", the signal from the saddle coil 23 becomes "0.51". I am adjusting. In this way, after the signal intensities from the coils 22 and 23 are matched, the adder 39 adds the two signals and outputs from the shifter 36. The output signal from the shifter 36 is the quadrature detector 1 shown in FIG.
6 is sent.
【００２８】このように、上記両コイル２２，２３から
の信号の位相をフェイズシフタ３７で合わせ、加算器３
９で加算すると、ノイズも多少大きくなるが検出信号は
かなり大きくなり、結果としてＳ／Ｎ比が大きくなる。
例えば、一方のコイル２２と他方のコイル２３の寸法、
形状が等しく、さらに前述の被検体１からの等価抵抗も
等しい場合には、検出信号は２倍に、ノイズは√２倍と
なり、結果としてＳ／Ｎ比は√２倍に向上する。In this way, the phases of the signals from the coils 22 and 23 are matched by the phase shifter 37, and the adder 3
When the addition is made in 9, the noise is somewhat increased, but the detection signal is considerably increased, and as a result, the S / N ratio is increased.
For example, the dimensions of one coil 22 and the other coil 23,
When the shapes are the same and the equivalent resistance from the subject 1 is also the same, the detection signal is doubled and the noise is √2 times, and as a result, the S / N ratio is improved to √2 times.
【００２９】なお、以上の説明においては、高周波受信
コイル１４ｂに用いる垂直磁場方式のＱＤコイルとして
ソレノイドコイル２２と鞍形コイル２３とを組み合わせ
たものについて説明したが、本発明はこれに限らず、水
平磁場方式のＱＤコイルとして鞍形コイル２３と他の鞍
形コイル２３とを組み合わせたもの、或いはその他種々
の形式のコイルを組み合わせたものについても同様に適
用することができる。In the above description, the vertical magnetic field type QD coil used in the high frequency receiving coil 14b is a combination of the solenoid coil 22 and the saddle type coil 23, but the present invention is not limited to this. The same can be applied to a horizontal magnetic field type QD coil in which a saddle-shaped coil 23 is combined with another saddle-shaped coil 23 or a coil in which various types of coils are combined.
【００３０】[0030]
【発明の効果】本発明は以上のように構成されたので、
フレキシブルなボビン２１上にそれらの感度方向を互い
に直交させて一組に形成された二つの導電ループ（２
２，２３）のうち、被検体の周りに装着した際の変形に
よるインダクタンスの変化の大きい方の導電ループに
は、当該導電ループ全体のインダクタンスを増加させる
ための適宜の固定インダクタンスを有するインダクタ３
５を直列に接続したことにより、被検体１に装着した際
のコイルの変形による共振周波数の変化量を小さくする
ことができる。すなわち、被検体１の周りに高周波受信
コイル１４ｂを装着した際の変形に伴う共振周波数の変
化が大きい方の導電ループにある値のインダクタ３５を
挿入することにより、その共振周波数の変化量を調整す
ることができ、他方の導電ループの共振周波数の変化に
合わせることができる。これにより、被検体１の体形に
応じて変形した高周波受信コイル１４ｂにおいて、上記
二つの導電ループ（２２，２３）の共振周波数を略同一
とすることができる。従って、上記高周波受信コイル１
４ｂの感度を向上することができ、磁気共鳴イメージン
グ装置において、Ｓ／Ｎ比を向上して良好な診断画像を
得ることができる。Since the present invention is constructed as described above,
On the flexible bobbin 21, two conductive loops (2
2,23) of the deformation when worn around the subject
For the conductive loop with the largest change in inductance due to
Is an inductor 3 having an appropriate fixed inductance for increasing the inductance of the entire conductive loop.
By connecting 5 in series, it is possible to reduce the amount of change in the resonance frequency due to the deformation of the coil when mounted on the subject 1. That is, the amount of change in the resonance frequency is adjusted by inserting the inductor 35 having a value in the conductive loop having the larger change in the resonance frequency due to the deformation when the high-frequency receiving coil 14b is mounted around the subject 1. And can adapt to changes in the resonant frequency of the other conductive loop. As a result, in the high frequency receiving coil 14b deformed according to the body shape of the subject 1, the resonance frequencies of the two conductive loops (22, 23) can be made substantially the same. Therefore, the high frequency receiving coil 1
The sensitivity of 4b can be improved, and in the magnetic resonance imaging apparatus, the S / N ratio can be improved and a good diagnostic image can be obtained.
【図１】 本発明による磁気共鳴イメージング装置の高
周波受信コイルの実施例を示す斜視説明図、FIG. 1 is a perspective explanatory view showing an embodiment of a high frequency receiving coil of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention,
【図２】 上記高周波受信コイルの原理及び接続を示す
回路図、FIG. 2 is a circuit diagram showing the principle and connection of the high frequency receiving coil,
【図３】 本発明の高周波受信コイルが適用される磁気
共鳴イメージング装置の全体構成を示すブロック図。FIG. 3 is a block diagram showing the overall configuration of a magnetic resonance imaging apparatus to which the high frequency receiving coil of the present invention is applied.
１…被検体、 ２…静磁場発生磁石、 ３…磁場勾配発
生系、 ４…送信系、 ５…受信系、 ６…信号処理
系、 ７…シーケンサ、 ８…ＣＰＵ、 １４ａ…高周
波送信コイル、 １４ｂ…高周波受信コイル、 ２１…
ボビン、 ２２…ソレノイドコイル、 ２３…鞍形コイ
ル、 ２６ａ〜２６ｄ…一方のコネクタ、 ２７ａ〜２
７ｄ…他方のコネクタ、 ３５…インダクタ。DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Subject, 2 ... Static magnetic field generation magnet, 3 ... Magnetic field gradient generation system, 4 ... Transmission system, 5 ... Reception system, 6 ... Signal processing system, 7 ... Sequencer, 8 ... CPU, 14a ... High frequency transmission coil, 14b. … High frequency receiver coil, 21…
Bobbin, 22 ... Solenoid coil, 23 ... Saddle coil, 26a-26d ... One connector, 27a-2
7d ... The other connector, 35 ... Inductor.
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.6 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 8203−2Ｇ Ｇ０１Ｒ 33/22 ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (51) Int.Cl. 6 Identification code Internal reference number FI technical display location 8203-2G G01R 33/22
Claims (1)
場発生手段と、上記被検体の生体組織を構成する原子の
原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波信号を照
射する送信系と、上記の核磁気共鳴により放出される高
周波信号を検出する受信系と、この受信系で検出した高
周波信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系とを
備えて成る磁気共鳴イメージング装置の上記受信系内に
設けられ、フレキシブルなボビン上に二つの導電ループ
がその感度方向を互いに直交させて一組に形成され、且
つ上記被検体から放出される高周波信号を検出する感度
方向が静磁場に対し直交して配置される高周波受信コイ
ルにおいて、上記二つの導電ループのうち被検体の周り
に装着した際の変形によるインダクタンスの変化の大き
い方の導電ループには、その導電ループ全体のインダク
タンスを増加させるための適宜の固定インダクタンスを
有するインダクタを直列に接続し、上記変形によるイン
ダクタンスの変化の大きい方の導電ループの共振周波数
の変化量を調整して他方の導電ループの共振周波数の変
化に合わせるようにしたことを特徴とする磁気共鳴イメ
ージング装置の高周波受信コイル。1. A magnetic field generating means for applying a static magnetic field and a gradient magnetic field to a subject, and a transmission system for irradiating a high frequency signal in order to cause nuclear magnetic resonance in atomic nuclei of atoms constituting the biological tissue of the subject, The above-mentioned reception of a magnetic resonance imaging apparatus comprising a receiving system for detecting a high-frequency signal emitted by the above-mentioned nuclear magnetic resonance and a signal processing system for performing an image reconstruction operation using the high-frequency signal detected by this receiving system. Provided in the system, two conductive loops on a flexible bobbin are formed in a set with their sensitivity directions orthogonal to each other, and the sensitivity direction for detecting the high-frequency signal emitted from the subject is relative to the static magnetic field. In a high frequency receiving coil arranged orthogonally, of the above two conductive loops , around the subject.
Of change in inductance due to deformation when mounted on
The other conductive loop has an appropriate fixed inductance to increase the inductance of the entire conductive loop.
An inductor having connected in series, in accordance with the deformation
Resonance frequency of the conductive loop with the larger change in dactance
Adjustment of the resonance frequency of the other conductive loop.
High-frequency receiving coil for magnetic resonance imaging apparatus according to claim fit manner was that the reduction.
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Applications Claiming Priority (1)
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1991
- 1991-12-13 JP JP3351360A patent/JPH0763459B2/en not_active Expired - Fee Related
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