JPH10290793A - Method and device for picking up magnetic resonant image - Google Patents
Method and device for picking up magnetic resonant imageInfo
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴撮像方法
および装置に関し、特に、マルチコイル(multi-coil)型
のＲＦコイル(radio frequency coil)を用いて磁気共鳴
信号を測定し、それに基づいて画像を生成する磁気共鳴
撮像方法および装置の改良に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a magnetic resonance imaging method and apparatus, and more particularly, to measuring a magnetic resonance signal using a multi-coil type RF coil (radio frequency coil), and based on the measured signal. The present invention relates to an improvement in a magnetic resonance imaging method and apparatus for generating an image.
【０００２】[0002]
【従来の技術】磁気共鳴撮像(magnetic resonance imag
ing : ＭＲＩ）において磁気共鳴信号の測定に用いられ
るマルチコイル型のＲＦコイルは、複数の単位ＲＦコイ
ルをアレイ(array) 状に並設して構成される。磁気共鳴
信号は個々の単位ＲＦコイルを通じてそれぞれ測定さ
れ、これら複数の測定信号に基づいて画像の生成（再構
成）が行われる。2. Description of the Related Art Magnetic resonance imaging
A multi-coil type RF coil used for measuring a magnetic resonance signal in Ming (Ming) is configured by arranging a plurality of unit RF coils in an array. The magnetic resonance signal is measured through each unit RF coil, and an image is generated (reconstructed) based on the plurality of measurement signals.
【０００３】マルチコイル型のＲＦコイルは、例えば、
標準的な体格の被検体の頸部から腰部までの長さに相当
する長さを有し、この長さ範囲にわたって均等に配設さ
れた例えば８個程度の単位ＲＦコイルを有する。各単位
ＲＦコイルの感度方向はそれらの並設方向に垂直になっ
ている。このようなマルチコイル型のＲＦコイルを、そ
の長手方向を被検体の体軸に沿わせた状態で磁気共鳴撮
像を行う。A multi-coil type RF coil is, for example,
It has a length corresponding to the length from the neck to the waist of a standard-sized subject, and has, for example, about eight unit RF coils evenly arranged over this length range. The sensitivity direction of each unit RF coil is perpendicular to their juxtaposition direction. Magnetic resonance imaging is performed on such a multi-coil type RF coil in a state where its longitudinal direction is along the body axis of the subject.
【０００４】その際、例えば８個の単位ＲＦコイルのう
ち、被検体の体軸方向の撮像予定範囲に対応する単位Ｒ
Ｆコイルの組が、予め操作者によって選択され、この選
択された単位ＲＦコイルの組が磁気共鳴信号の測定に使
用される。At this time, for example, of the eight unit RF coils, a unit R corresponding to a planned imaging range of the subject in the body axis direction is provided.
A set of F coils is selected in advance by the operator, and the selected set of unit RF coils is used for measuring a magnetic resonance signal.
【０００５】実際の撮像においては、先ず、例えばサジ
タル(sagittal)断層像もしくはコロナル(coronal) 断層
像等のような体軸に平行な断層像が撮像され、その画像
上での関心領域等に基づいて、操作者により、撮影すべ
き体軸断層（アキシャルスライス(axial slice) ）の位
置が設定される。このような作業はスキャン(scan)計画
と呼ばれる。スキャン計画時に撮像されるサジタル(sag
ittal)断層像等はスカウト(scout) 画像と呼ばれる。In actual imaging, first, a tomographic image parallel to the body axis, such as a sagittal tomographic image or a coronal tomographic image, is taken, and based on a region of interest or the like on the image. Then, the operator sets the position of the axial slice to be imaged. Such an operation is called a scan plan. Sagittal (sag) imaged during scan planning
Ittal) tomographic images and the like are called scout images.
【０００６】スキャン計画の確定後に、スキャン計画に
よって設定された新たなＦＯＶ(field of view) の中央
が撮像装置の有効撮像領域の中央（マグネットセンタ(m
agnet center) ）に来るように、ＲＦコイルと被検体と
を載置した天板の位置を調節し、その後に本スキャンを
行う。本スキャン時の磁気共鳴信号の測定には、最初に
選択された単位ＲＦコイルの組が使用される。After the scan plan is determined, the center of a new FOV (field of view) set by the scan plan is set at the center of the effective imaging area (magnet center (m
agnet center)), the position of the top plate on which the RF coil and the subject are placed is adjusted, and then the main scan is performed. For the measurement of the magnetic resonance signal at the time of the main scan, a set of unit RF coils selected first is used.
【０００７】[0007]
【発明が解決しようとする課題】被検体上のランドマー
ク(land mark) やＦＯＶあるいはスカウト画像における
関心領域の位置によっては、ＦＯＶ中央の位置が、体軸
方向において、単位ＲＦコイルの組に関し片側に寄って
しまうことがある。そのような場合は、本来撮像したい
領域を適正に撮像できなくなるおそれが出てくる。ま
た、ＦＯＶの中央を撮像装置の有効撮像領域の中央に合
わせたとき、組をなす単位ＲＦコイルのうちＦＯＶの中
央から遠い側のものは、有効撮像領域の外にはみ出すこ
とがあり得る。Depending on the position of a landmark on a subject, a FOV, or a region of interest in a scout image, the position of the center of the FOV may be one side with respect to the set of unit RF coils in the body axis direction. You may end up with In such a case, there is a possibility that a region to be originally imaged cannot be properly imaged. Further, when the center of the FOV is set to the center of the effective imaging region of the imaging device, a unit RF coil of the group that is farther from the center of the FOV may protrude outside the effective imaging region.
【０００８】有効撮像領域からはみ出した単位ＲＦコイ
ルもその感度範囲に入感する信号を測定するが、有効撮
像領域外では正しい勾配磁場が保証されないので、この
部分から得られる測定信号は周波数誤差を有する。その
ような測定信号は再構成画像にゴースト(ghost) を生じ
て画質を低下させる。また、ゴーストは画像の読影の妨
げになり、さらには読影を誤らせる恐れもある。[0008] The unit RF coil protruding from the effective imaging region also measures a signal that senses the sensitivity range. However, since a correct gradient magnetic field is not guaranteed outside the effective imaging region, the measurement signal obtained from this portion has a frequency error. Have. Such a measurement signal causes a ghost in the reconstructed image and degrades the image quality. Also, ghosts hinder image interpretation and may even mislead image interpretation.
【０００９】本発明は上記の問題点を解決するためにな
されたもので、その目的は、マルチコイル型のＲＦコイ
ルを用いて適正な撮像を行う磁気共鳴撮像方法および装
置を実現することである。SUMMARY OF THE INVENTION The present invention has been made to solve the above problems, and an object of the present invention is to realize a magnetic resonance imaging method and apparatus for performing appropriate imaging using a multi-coil type RF coil. .
【００１０】[0010]
（１）上記の課題を解決する第１の発明は、並設された
複数のＲＦコイルの中から選択されたＲＦコイルを用い
て磁気共鳴信号を測定し、測定信号に基づいて画像を生
成する磁気共鳴撮像方法であって、前記ＲＦコイルの並
設方向における撮像範囲に応じて磁気共鳴信号の測定に
使用する前記ＲＦコイルを選択することを特徴とする。(1) A first invention for solving the above-described problem measures a magnetic resonance signal using an RF coil selected from a plurality of RF coils arranged in parallel, and generates an image based on the measurement signal. A magnetic resonance imaging method, wherein the RF coil used for measuring a magnetic resonance signal is selected according to an imaging range in a direction in which the RF coils are arranged.
【００１１】（２）上記の課題を解決する第２の発明
は、並設された複数のＲＦコイルの中から選択されたＲ
Ｆコイルを用いて磁気共鳴信号を測定する測定手段と、
前記測定手段の測定信号に基づいて画像を生成する画像
生成手段とを備えた磁気共鳴撮像装置であって、前記Ｒ
Ｆコイルの並設方向における撮像範囲に応じて磁気共鳴
信号の測定に使用する前記ＲＦコイルを選択する選択手
段を具備することを特徴とする。(2) According to a second aspect of the present invention for solving the above-mentioned problems, an R coil selected from a plurality of RF coils arranged in parallel is selected.
Measuring means for measuring a magnetic resonance signal using an F coil;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising: an image generation unit configured to generate an image based on a measurement signal of the measurement unit.
It is characterized by comprising a selecting means for selecting the RF coil used for measuring the magnetic resonance signal according to the imaging range in the direction in which the F coils are juxtaposed.
【００１２】第２の発明において、前記ＲＦコイルが、
各コイルのループ面を隣同士で部分的に重ね合わせて並
設されたものであることが、相互にデカップリングする
点で好ましい。[0012] In the second invention, the RF coil comprises:
It is preferable that the loop surfaces of the respective coils are arranged side by side so as to partially overlap each other in order to mutually decoupling.
【００１３】（３）上記の課題を解決する第３の発明
は、並設された複数のＲＦコイルの中から予め選択され
たＲＦコイルを用いて磁気共鳴信号を測定する測定手段
と、前記測定手段の測定信号に基づいて画像を生成する
画像生成手段とを備えた磁気共鳴撮像装置であって、前
記ＲＦコイルの並設方向における撮像範囲に応じて前記
予め選択されたＲＦコイルを変更する変更手段を具備す
ることを特徴とする。(3) According to a third aspect of the present invention, there is provided a measuring means for measuring a magnetic resonance signal using an RF coil selected from a plurality of RF coils arranged in parallel, and the measuring means. A magnetic resonance imaging apparatus comprising: an image generation unit configured to generate an image based on a measurement signal of the unit, wherein the change includes changing the preselected RF coil according to an imaging range in a direction in which the RF coils are arranged. Means is provided.
【００１４】（作用）本発明では、磁気共鳴信号の測定
に使用するＲＦコイルを撮像範囲に応じて選択しまた変
更する。これによって、不要な単位コイルを除外し、必
要な単位コイルを参加させたＲＦコイルの組み合わせが
形成される。(Operation) In the present invention, an RF coil used for measuring a magnetic resonance signal is selected and changed according to an imaging range. As a result, an unnecessary unit coil is excluded, and a combination of RF coils in which the necessary unit coil is joined is formed.
【００１５】[0015]
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明の実
施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態
に限定されるものではない。Embodiments of the present invention will be described below in detail with reference to the drawings. Note that the present invention is not limited to the embodiment.
【００１６】図１に磁気共鳴撮像装置のブロック(bloc
k) 図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例であ
る。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施
の形態の一例が示される。また、本装置の動作によっ
て、本発明の方法に関する実施の形態の一例が示され
る。FIG. 1 shows a block (bloc) of a magnetic resonance imaging apparatus.
k) Show the figure. This device is an example of an embodiment of the present invention. The configuration of the present apparatus shows an example of an embodiment relating to the apparatus of the present invention. Further, an example of an embodiment relating to the method of the present invention is shown by the operation of the present apparatus.
【００１７】（構成）本装置の構成を説明する。図１に
示すように、本装置においては概ね円筒形を成す静磁場
発生部Ｍがその内部空間に均一な静磁場を形成するよう
になっている。静磁場発生部Ｍの内部には、概ね円筒形
を成す勾配コイル(coil)部Ｇと送信コイル部Ｂが中心軸
を共有して配置されている。静磁場発生部Ｍと、勾配コ
イル部Ｇと、送信コイル部Ｂは本装置のマグネットシス
テム(magnet system) を構成する。(Configuration) The configuration of the present apparatus will be described. As shown in FIG. 1, in this apparatus, a substantially cylindrical static magnetic field generating section M forms a uniform static magnetic field in its internal space. Inside the static magnetic field generation unit M, a gradient coil (coil) unit G and a transmission coil unit B having a substantially cylindrical shape are arranged so as to share a central axis. The static magnetic field generating section M, the gradient coil section G, and the transmitting coil section B constitute a magnet system of the present apparatus.
【００１８】マグネットシステムの内部に形成される概
ね円柱状の空間に、天板Ｓに載置された被検体Ｏが搬入
される。天板Ｓ上には受信コイル部Ｒも載置されてい
る。被検体Ｏは受信コイル部Ｒ上に横たえられる。The subject O placed on the top plate S is carried into a generally cylindrical space formed inside the magnet system. The receiving coil unit R is also mounted on the top plate S. The subject O lies on the receiving coil unit R.
【００１９】勾配コイル部Ｇには勾配駆動部ＧＲが接続
されている。勾配駆動部ＧＲは勾配コイル部Ｇに駆動信
号を与えて勾配磁場を発生させるようになっている。発
生する勾配磁場は、スライス(slice) 勾配磁場、読み出
し勾配磁場および位相エンコード(encode)勾配磁場の３
種である。The gradient driving section GR is connected to the gradient coil section G. The gradient driving unit GR supplies a driving signal to the gradient coil unit G to generate a gradient magnetic field. The generated gradient magnetic fields are a slice gradient magnetic field, a readout gradient magnetic field, and a phase encode gradient magnetic field.
Is a seed.
【００２０】送信コイル部Ｂには送信部ＴＲが接続され
ている。送信部ＴＲは送信コイル部Ｂに駆動信号（ＲＦ
(radio frequency) 信号）を与えてＲＦ磁場を発生さ
せ、被検体Ｏの体内のスピン(spin)を励起するようにな
っている。The transmitting section TR is connected to the transmitting coil section B. The transmitting unit TR transmits a driving signal (RF
(radio frequency) signal to generate an RF magnetic field to excite a spin in the body of the subject O.
【００２１】励起されたスピンが発生する磁気共鳴信号
が受信コイル部Ｒによって検出されるようになってい
る。受信コイル部Ｒには受信部ＲＶが接続されている。
受信部ＲＶは受信コイル部Ｒが検出した信号を受信する
ようになっている。A magnetic resonance signal generated by the excited spin is detected by the receiving coil unit R. The receiving unit RV is connected to the receiving coil unit R.
The receiving unit RV receives a signal detected by the receiving coil unit R.
【００２２】天板Ｓには搬送部ＢＲが力学的に連結され
ている。搬送部ＢＲは天板Ｓを駆動してその進退および
位置決めを行う。受信部ＲＶにはアナログ・ディジタル
(analog-to-digital) 変換部ＡＤが接続されている。ア
ナログ・ディジタル変換部ＡＤは受信部ＲＶのアナログ
出力信号をディジタル信号に変換するようになってい
る。アナログ・ディジタル変換部ＡＤはコンピュータ(c
omputer)ＣＯＭに接続されている。The transport section BR is dynamically connected to the top plate S. The transport unit BR drives the top plate S to move forward and backward and position the top plate S. Analog / Digital receiver RV
(analog-to-digital) The conversion unit AD is connected. The analog-to-digital converter AD converts an analog output signal of the receiver RV into a digital signal. The analog / digital conversion unit AD is a computer (c
omputer) COM.
【００２３】コンピュータＣＯＭはアナログ・ディジタ
ル変換部ＡＤからディジタル信号を入力し、図示しない
メモリ(memory)に記憶する。メモリ内にはデータ(data)
空間が形成される。このデータ空間は２次元フーリエ(F
ourie)空間を構成する。コンピュータＣＯＭは、この２
次元フーリエ空間のデータを２次元逆フーリエ変換して
被検体Ｏの画像を生成（再構成）するようになってい
る。The computer COM receives a digital signal from the analog / digital converter AD and stores it in a memory (not shown). Data in memory
A space is formed. This data space is a two-dimensional Fourier (F
ourie) make up the space. The computer COM uses this 2
The image of the subject O is generated (reconstructed) by performing two-dimensional inverse Fourier transform on the data in the dimensional Fourier space.
【００２４】コンピュータＣＯＭには制御部ＣＮＴが接
続されている。制御部ＣＮＴには勾配駆動部ＧＲ、送信
部ＴＲ、受信部ＲＶ、搬送部ＢＲおよびアナログ・ディ
ジタル変換部ＡＤが接続されている。制御部ＣＮＴは、
コンピュータＣＯＭから与えられる指令に基づいて勾配
駆動部ＧＲ、送信部ＴＲ、受信部ＲＶ、搬送部ＢＲおよ
びアナログ・ディジタル変換部ＡＤをそれぞれ制御する
ようになっている。The control unit CNT is connected to the computer COM. The controller CNT is connected to a gradient driver GR, a transmitter TR, a receiver RV, a transporter BR, and an analog / digital converter AD. The control unit CNT
The gradient drive unit GR, the transmission unit TR, the reception unit RV, the transport unit BR, and the analog / digital conversion unit AD are respectively controlled based on a command given from the computer COM.
【００２５】コンピュータＣＯＭには表示部ＤＩＳと操
作部ＯＰが接続されている。表示部ＤＩＳはコンピュー
タＣＯＭから出力される再構成画像を含む各種の情報を
表示するようになっている。操作部ＯＰは操作者によっ
て操作され、各種の指令や情報等をコンピュータＣＯＭ
に入力するようになっている。A display section DIS and an operation section OP are connected to the computer COM. The display unit DIS displays various information including a reconstructed image output from the computer COM. The operation unit OP is operated by an operator, and transmits various commands and information to the computer COM.
Is entered.
【００２６】以上の、静磁場発生部Ｍ、勾配コイル部
Ｇ、送信コイル部Ｂ、受信コイル部Ｒ、勾配駆動部Ｇ
Ｒ、送信部ＴＲ、受信部ＲＶは、本発明における測定手
段の実施の形態の一例である。受信部ＲＶの受信信号
は、本発明における測定信号の実施の形態の一例であ
る。コンピュータＣＯＭは、本発明における画像生成手
段の実施の形態の一例である。As described above, the static magnetic field generating section M, the gradient coil section G, the transmitting coil section B, the receiving coil section R, and the gradient driving section G
The R, the transmitting unit TR, and the receiving unit RV are examples of the embodiment of the measuring unit in the present invention. The reception signal of the reception unit RV is an example of the embodiment of the measurement signal in the present invention. The computer COM is an example of an embodiment of an image generating unit according to the present invention.
【００２７】図２に、受信コイル部Ｒの模式的構成を示
す。同図に示すように、受信コイル部Ｒは、複数の単位
ＲＦコイルＣＯＬ１〜ＣＯＬｎを備えている。単位ＲＦ
コイルＣＯＬ１〜ＣＯＬｎは、本発明におけるＲＦコイ
ルの実施の形態の一例である。FIG. 2 shows a schematic configuration of the receiving coil unit R. As shown in the drawing, the receiving coil unit R includes a plurality of unit RF coils COL1 to COLn. Unit RF
The coils COL1 to COLn are an example of the embodiment of the RF coil in the present invention.
【００２８】単位ＲＦコイルＣＯＬ１〜ＣＯＬｎは全て
同一の形状と寸法を有する。なお、ここでは単位ＲＦコ
イルＣＯＬ１〜ＣＯＬｎの形状（パターン(pattern) ）
を円形で示しているが、コイルパターンは例えば矩形等
の適宜の形状とすることができる。これら単位ＲＦコイ
ルＣＯＬ１〜ＣＯＬｎは、概ね長方形をなす板状の支持
部材ＳＰＴ上に、その長手方向に沿って並ぶように配設
されている。The unit RF coils COL1 to COLn all have the same shape and dimensions. Here, the shape (pattern) of the unit RF coils COL1 to COLn
Is shown in a circle, but the coil pattern may be formed in an appropriate shape such as a rectangle. These unit RF coils COL1 to COLn are arranged on a substantially rectangular plate-shaped support member SPT so as to be arranged in the longitudinal direction.
【００２９】単位ＲＦコイルＣＯＬ１〜ＣＯＬｎが並設
された支持部材ＳＰＴの上面は図示しない被覆部材等で
覆われている。被覆部材等で覆われた支持部材ＳＰＴの
上に被検体Ｏが横たえられる。支持部材ＳＰＴの長手方
向が被検体Ｏの体軸方向となる。The upper surface of the support member SPT on which the unit RF coils COL1 to COLn are arranged in parallel is covered with a cover member (not shown). The subject O lies on the support member SPT covered with the covering member or the like. The longitudinal direction of the support member SPT is the body axis direction of the subject O.
【００３０】各単位ＲＦコイルＣＯＬｉ（ｉ：１〜ｎ）
は、隣合うもの同士でループ面が部分的に重なり合うよ
うに支持部材ＳＰＴ上に並設されている。なお、重なる
部分は電気的に絶縁されている。Each unit RF coil COLi (i: 1 to n)
Are arranged side by side on the support member SPT such that the loop surfaces partially overlap with each other. Note that the overlapping portion is electrically insulated.
【００３１】ループ面の重なり状態を、隣合う１組につ
いて示せば図３のようになる。ループ面が部分的に重な
った状態では、同図に示すように、一方の単位ＲＦコイ
ル（例えばＣＯＬ１）から他方の単位ＲＦコイル（例え
ばＣＯＬ２）に鎖交する磁束の方向が、重なり合うルー
プ面では例えば上向きになるとき、重なり合わないルー
プ面では下向きになり、互いに逆になる。単位ＲＦコイ
ルＣＯＬ２から単位ＲＦコイルＣＯＬ１への鎖交磁束に
ついても同様である。FIG. 3 shows the overlapping state of the loop surfaces for one adjacent set. In the state where the loop surfaces partially overlap, as shown in the figure, the direction of the magnetic flux linking from one unit RF coil (for example, COL1) to the other unit RF coil (for example, COL2) is For example, when facing upward, non-overlapping loop planes will face downward, and vice versa. The same applies to the interlinkage magnetic flux from the unit RF coil COL2 to the unit RF coil COL1.
【００３２】このため、ループの面積に対する重ね合わ
せ部分の面積比率を適切に選べば総合的な鎖交磁束を０
にすることができ、このとき、隣合う単位ＲＦコイル間
は電磁気的に無結合（デカップリング(decoupling)）の
状態となる。図２における単位ＲＦコイルＣＯＬ１〜Ｃ
ＯＬｎは、隣合うもの同士がそのような関係を満足する
ように配置されている。すなわち、単位ＲＦコイルＣＯ
Ｌ１〜ＣＯＬｎは、隣合うもの同士がデカップリングさ
れたｎ個の単位ＲＦコイルとなる。For this reason, if the area ratio of the overlapping portion to the loop area is properly selected, the total interlinkage magnetic flux can be reduced to zero.
At this time, adjacent unit RF coils are electromagnetically non-coupled (decoupling). Unit RF coil COL1-C in FIG.
OLn is arranged such that adjacent ones satisfy such a relationship. That is, the unit RF coil CO
L1 to COLn are n unit RF coils in which adjacent ones are decoupled.
【００３３】図４に、受信コイルＲと受信部ＲＶとの接
続状態のブロック図を示す。図４において、図１および
図２と同様な部分には同一の符号を付して説明を省略す
る。同図に示すように、受信部ＲＶはプリアンプ(pre-a
mplifier) Ａ１〜Ａｎを備えている。プリアンプＡ１〜
ＡｎはＲＦ増幅器である。プリアンプＡ１〜Ａｎの入力
回路に、それぞれ単位ＲＦコイルＣＯＬ１〜ＣＯＬｎが
接続されている。FIG. 4 is a block diagram showing a connection state between the receiving coil R and the receiving unit RV. 4, the same parts as those in FIGS. 1 and 2 are denoted by the same reference numerals, and description thereof will be omitted. As shown in the figure, the receiving unit RV includes a preamplifier (pre-a
mplifier) A1 to An. Preamplifier A1
An is an RF amplifier. Unit RF coils COL1 to COLn are connected to input circuits of the preamplifiers A1 to An, respectively.
【００３４】単位ＲＦコイルＣＯＬ１とプリアンプＡ１
との接続状態をより詳しく示せば図５のようになる。す
なわち、単位ＲＦコイルＣＯＬ１はループに直列に挿入
されたキャパシタ(capacitor) Ｃを有し、その両端から
受信信号が取出されるようになっている。取出された受
信信号はインダクタ(inductor)Ｌを直列に有する信号取
出線を通じて出力端ＯＵＴから出力される。Unit RF coil COL1 and preamplifier A1
FIG. 5 shows a more detailed connection state. That is, the unit RF coil COL1 has a capacitor C inserted in series in a loop, and a reception signal is taken out from both ends thereof. The extracted reception signal is output from an output terminal OUT through a signal extraction line having an inductor L in series.
【００３５】出力端ＯＵＴにはλ／２またはその奇数倍
の長さの信号線を通じてプリアンプＡ１の入力回路が接
続される。なお、λはキャパシタＣとインダクタＬで決
まる共振周波数を持つ信号の波長である。プリアンプＡ
１としては入力インピーダンス(impedance) が十分に低
いものが用いられる。これによって、出力端ＯＵＴから
プリアンプＡ１側を見たインピーダンスが実質的に０と
なる。The output terminal OUT is connected to the input circuit of the preamplifier A1 through a signal line having a length of λ / 2 or an odd multiple thereof. Here, λ is the wavelength of a signal having a resonance frequency determined by the capacitor C and the inductor L. Preamplifier A
As 1, one having sufficiently low input impedance is used. Thus, the impedance when the preamplifier A1 side is viewed from the output terminal OUT becomes substantially zero.
【００３６】このため、単位ＲＦコイルＣＯＬ１の等価
回路は図６に示すように、ループ中にＬＣ並列共振回路
を持つものとなる。このＬＣ並列共振回路の共振時の高
インピーダンスが外部磁束による誘導電流を阻止する働
きをする。これによって隣合うコイル以外のコイルとの
デカップリングが行われる。Therefore, the equivalent circuit of the unit RF coil COL1 has an LC parallel resonance circuit in a loop as shown in FIG. The high impedance of the LC parallel resonance circuit at the time of resonance functions to block an induced current due to an external magnetic flux. As a result, decoupling with coils other than adjacent coils is performed.
【００３７】プリアンプＡ１の出力信号は、図示しない
主増幅器および位相検波回路等を経て、アナログ・ディ
ジタル変換部ＡＤ内の図示しないアナログ・ディジタル
変換器に入力されるようになっている。他のプリアンプ
Ａ２〜Ａｎについても同様に、各プリアンプごとに設け
られた主増幅器および位相検波回路等を経て、アナログ
・ディジタル変換部ＡＤ内の対応するアナログ・ディジ
タル変換器にそれぞれ入力されるようになっている。The output signal of the preamplifier A1 is input to an analog / digital converter (not shown) in the analog / digital converter AD via a main amplifier and a phase detection circuit (not shown). Similarly, the other preamplifiers A2 to An are also supplied to the corresponding analog / digital converters in the analog / digital conversion unit AD via the main amplifier and the phase detection circuit provided for each preamplifier. Has become.
【００３８】すなわち、各単位ＲＦコイルごとに磁気共
鳴信号の測定系が構成されている。撮像に当たっては、
これら複数の測定系の中から選択されたものが使用され
る。測定系の選択は、所定の撮像範囲に対応する単位コ
イルを使用するように行われる。このような測定系の選
択は、本発明におけるＲＦコイルの選択の実施形態の一
例である。That is, a magnetic resonance signal measurement system is configured for each unit RF coil. When shooting,
A measurement system selected from the plurality of measurement systems is used. The measurement system is selected so as to use a unit coil corresponding to a predetermined imaging range. Such selection of the measurement system is an example of the embodiment of the selection of the RF coil in the present invention.
【００３９】そのような選択は、操作部ＯＰを通じて操
作者から与えられる指令等に基づき、コンピュータＣＯ
Ｍによって行われる。コンピュータＣＯＭは、例えば、
機能を有効化する測定系を指定すること等により測定系
の選択を行う。具体的には、例えば、機能を有効化する
プリアンプ等を指定することにより行う。Such a selection is made on the basis of a command or the like given by the operator through the operation unit OP, and the computer CO
M. The computer COM is, for example,
The measurement system is selected by specifying the measurement system for which the function is to be enabled. Specifically, for example, this is performed by designating a preamplifier or the like for enabling the function.
【００４０】コンピュータＣＯＭは、また、撮像範囲に
応じて自動的に測定系すなわち単位コイルの選択とその
変更を行うようになっている。すなわち、コンピュータ
ＣＯＭは、本発明における選択手段の実施の形態の一例
である。また、変更手段の実施の形態の一例である。コ
ンピュータＣＯＭによる単位コイルの選択および変更に
ついては、後にあらためて説明する。The computer COM automatically selects and changes a measurement system, that is, a unit coil, according to an imaging range. That is, the computer COM is an example of an embodiment of the selection unit in the present invention. It is also an example of an embodiment of a changing unit. Selection and change of the unit coil by the computer COM will be described later.
【００４１】（動作）本装置の動作を説明する。先ず、
磁気共鳴信号を収集する技法の具体例の１つとして、ス
ピンエコー(spin echo) 法によるデータ収集について説
明する。スピンエコー法には、例えば図７に示すような
パルスシーケンス(pulse sequence)が利用される。(Operation) The operation of the present apparatus will be described. First,
As one specific example of a technique for acquiring a magnetic resonance signal, data acquisition by a spin echo method will be described. In the spin echo method, for example, a pulse sequence as shown in FIG. 7 is used.
【００４２】図７は、１ビュー分の磁気共鳴信号（スピ
ンエコー信号）を収集するときのパルスシーケンスの模
式図である。このようなパルスシーケンスが例えば２５
６回繰り返されて、２５６ビューのスピンエコー信号が
収集される。FIG. 7 is a schematic diagram of a pulse sequence when collecting magnetic resonance signals (spin echo signals) for one view. Such a pulse sequence is, for example, 25
This is repeated six times to acquire a spin echo signal of 256 views.
【００４３】このパルスシーケンスの実行とスピンエコ
ー信号の収集は制御部ＣＮＴによって制御される。な
お、本装置はスピンエコー法に限らず、その他の各種の
技法による磁気共鳴信号収集を行うことができる。The execution of this pulse sequence and the collection of the spin echo signal are controlled by the control unit CNT. The present apparatus is not limited to the spin echo method, and can collect magnetic resonance signals by various other techniques.
【００４４】図７の（６）に示すように、パルスシーケ
ンスは時間軸に沿って（ａ）〜（ｄ）の４つの期間に分
けられる。先ず、期間（ａ）において、（１）に示すよ
うに９０°パルスＰ９０によってＲＦ励起が行われる。
ＲＦ励起は送信部ＴＲによって駆動される送信コイル部
Ｂによって行われる。As shown in FIG. 7 (6), the pulse sequence is divided into four periods (a) to (d) along the time axis. First, in the period (a), RF excitation is performed by the 90 ° pulse P90 as shown in (1).
The RF excitation is performed by the transmission coil unit B driven by the transmission unit TR.
【００４５】このとき、（２）に示すようにスライス勾
配磁場Ｇｓが印加される。スライス勾配磁場Ｇｓの印加
は、勾配駆動部ＧＲによって駆動される勾配コイル部Ｇ
により行われる。これによって、被検体Ｏの体内の所定
のスライスのスピンが励起（選択励起）される。At this time, a slice gradient magnetic field Gs is applied as shown in (2). The application of the slice gradient magnetic field Gs is performed by the gradient coil unit G driven by the gradient driving unit GR.
It is performed by Thereby, the spin of a predetermined slice in the body of the subject O is excited (selective excitation).
【００４６】次に、期間（ｂ）において、（３）に示す
ように位相エンコード勾配磁場Ｇｐが印加される。位相
エンコード勾配磁場Ｇｐの印加も勾配駆動部ＧＲによっ
て駆動される勾配コイル部Ｇにより行われる。これによ
ってスピンの位相エンコードが行われる。Next, in the period (b), a phase encoding gradient magnetic field Gp is applied as shown in (3). The application of the phase encoding gradient magnetic field Gp is also performed by the gradient coil unit G driven by the gradient driving unit GR. As a result, spin phase encoding is performed.
【００４７】位相エンコード期間中に、（２）に示すよ
うにスライス勾配磁場Ｇｓによってスピンのリフェーズ
(rephase) が行われる。また、（４）に示すように読み
出し勾配磁場Ｇｒが印加され、スピンのディフェーズ(d
ephase) が行われる。読み出し勾配磁場Ｇｒの印加も勾
配駆動部ＧＲによって駆動される勾配コイル部Ｇにより
行われる。During the phase encoding period, the spin rephase is performed by the slice gradient magnetic field Gs as shown in (2).
(rephase) is performed. Further, as shown in (4), a read gradient magnetic field Gr is applied, and the spin dephase (d
ephase) is performed. The application of the readout gradient magnetic field Gr is also performed by the gradient coil unit G driven by the gradient driving unit GR.
【００４８】次に、期間（ｃ）において、（１）に示す
ように１８０°パルスＰ１８０が印加され、これによっ
てスピンの反転が行われる。スピンの反転は、送信部Ｔ
ＲでＲＦ駆動される送信コイル部Ｂによって行われる。Next, in the period (c), a 180 ° pulse P180 is applied as shown in (1), whereby the spin is inverted. The reversal of the spin is performed by the transmitter T
This is performed by the transmission coil unit B driven by RF at R.
【００４９】次に、期間（ｄ）において、（４）に示す
ように読み出し勾配磁場Ｇｒが印加される。これによっ
て、（５）に示すように、スピンエコー信号が被検体Ｏ
から発生する。スピンエコー信号は、本発明における磁
気共鳴信号の実施の形態の一例である。Next, in a period (d), a read gradient magnetic field Gr is applied as shown in (4). As a result, as shown in (5), the spin echo signal is
Arising from The spin echo signal is an example of the embodiment of the magnetic resonance signal in the present invention.
【００５０】スピンエコー信号の受信は、受信コイル部
Ｒの単位ＲＦコイルＣＯＬ１〜ＣＯＬｎのうち、選択さ
れた測定系に属するものによってそれぞれ行われる。そ
れらの受信信号は、それぞれに、受信部ＲＶで増幅およ
び位相検波され、アナログ・ディジタル変換部ＡＤにお
ける対応するアナログ・ディジタル変換器にそれぞれ入
力される。The reception of the spin echo signal is performed by each of the unit RF coils COL1 to COLn of the receiving coil unit R belonging to the selected measurement system. The received signals are respectively amplified and phase-detected by the receiving unit RV, and input to the corresponding analog / digital converter in the analog / digital conversion unit AD.
【００５１】アナログ・ディジタル変換部ＡＤにおい
て、各測定系の出力信号がそれぞれディジタル信号に変
換されてコンピュータＣＯＭに入力される。コンピュー
タＣＯＭはそれら入力信号を測定データとしてメモリに
記憶する。これによって、メモリに１ビュー分のスピン
エコーデータが個々の測定系ごとに収集される。In the analog-to-digital converter AD, the output signals of each measurement system are converted into digital signals and input to the computer COM. The computer COM stores the input signals in a memory as measurement data. Thus, one view of spin echo data is collected in the memory for each measurement system.
【００５２】以上の動作が、所定の周期で例えば２５６
回繰り返される。動作の繰り返しの度に位相エンコード
勾配磁場Ｇｐが変更され、毎回異なる位相エンコードが
行われる。このことを図７の（３）の波形に付した複数
の破線で表す。The above operation is performed at a predetermined cycle, for example, 256 times.
Repeated times. Each time the operation is repeated, the phase encoding gradient magnetic field Gp is changed, and a different phase encoding is performed each time. This is indicated by a plurality of broken lines attached to the waveform of (3) in FIG.
【００５３】コンピュータＣＯＭは、メモリに収集した
個々の測定系ごとの全ビューのスピンエコーデータに基
づいて個々の測定系ごとに画像再構成を行い、それら再
構成された複数の画像の合成によって被検体Ｏの画像を
生成する。The computer COM reconstructs an image for each measurement system based on the spin echo data of all the views for each measurement system collected in the memory, and obtains an image by synthesizing a plurality of reconstructed images. An image of the sample O is generated.
【００５４】次に、撮像範囲に対応した測定系の選択に
ついて説明する。なお、以下の説明では、測定系を単位
ＲＦコイルで代表させる。したがって、以下、測定系の
選択を単位コイルの選択という。Next, selection of a measurement system corresponding to the imaging range will be described. In the following description, the measurement system is represented by a unit RF coil. Therefore, hereinafter, the selection of the measurement system is referred to as the selection of the unit coil.
【００５５】先ず、撮像に先立ち、受信コイル部Ｒを天
板Ｓに載置して受信コイル部Ｒの座標付けを行う。受信
コイル部Ｒの座標付けは、例えば、受信コイル部Ｒを載
置した天板Ｓを移動させて、図８に示すように、受信コ
イル部Ｒの中心を表すマークＭＲＫを位置合わせ光ＬＩ
Ｔの照射点に一致させ、そのときの天板Ｓの位置情報を
コンピュータＣＯＭに読み取らせること等により行われ
る。位置合わせ光ＬＩＴは、マグネットシステムの入口
等に設けられた図示しない位置決め用投光器等から照射
される。なお、天板Ｓにおける受信コイル部Ｒの載置位
置が固定的に決まっているときは、天板Ｓに受信コイル
部Ｒを載置しただけで自ずから座標付けが行われる。First, prior to imaging, the receiving coil unit R is mounted on the top plate S and coordinates of the receiving coil unit R are performed. For example, the coordinates of the receiving coil unit R are determined by moving the top plate S on which the receiving coil unit R is mounted and positioning the mark MRK representing the center of the receiving coil unit R with the light LI as shown in FIG.
This is performed by making the computer COM read out the position information of the top plate S at that time so as to coincide with the irradiation point of T. The positioning light LIT is emitted from a positioning light projector (not shown) provided at the entrance of the magnet system or the like. When the mounting position of the receiving coil unit R on the top plate S is fixedly determined, the coordinates are automatically set only by mounting the receiving coil unit R on the top plate S.
【００５６】次に、被検体Ｏを受信コイル部Ｒの上に載
置する。次に、被検体Ｏの座標付けが行われる。被検体
Ｏの座標付けは、例えば、被検体Ｏを載置した天板Ｓを
移動させて、被検体Ｏの体表上の一点（ランドマーク）
を位置合わせ光ＬＩＴの照射点に一致させ、そのときの
天板Ｓの位置をコンピュータＣＯＭに読み取らせること
等により行われる。ランドマークは、例えば、撮像範囲
の中央と仮定した体表上の一点に定められる。Next, the subject O is placed on the receiving coil unit R. Next, coordinates of the subject O are assigned. The coordinate assignment of the subject O is performed, for example, by moving the top plate S on which the subject O is placed, and by making a point (landmark) on the body surface of the subject O.
Is made to coincide with the irradiation point of the positioning light LIT, and the position of the top plate S at that time is read by the computer COM. The landmark is determined at, for example, one point on the body surface assumed to be the center of the imaging range.
【００５７】次に、このランドーマークを中央とし、体
軸方向の撮像範囲に対応する単位ＲＦコイルが選択され
る。体軸方向の撮像範囲は、予め設定されたＦＯＶの大
きさに一致させる。あるいは、当初は、マグネットシス
テムの有効撮像領域の大きさに一致させる。Next, a unit RF coil corresponding to the imaging range in the body axis direction with this landmark as the center is selected. The imaging range in the body axis direction is made to match a preset FOV size. Alternatively, initially, the size is set to match the size of the effective imaging area of the magnet system.
【００５８】マグネットシステムの有効撮像領域とは、
例えば、図９に概念的に示すように、体軸方向の勾配磁
場の直線性が保証される領域である。この有効撮像領域
の大きさはマグネットシステムの構成によって定まる固
定の領域である。有効撮像領域の中心がマグネットセン
タＳＮＴとなる。The effective imaging area of the magnet system is as follows.
For example, as conceptually shown in FIG. 9, this is an area where the linearity of the gradient magnetic field in the body axis direction is guaranteed. The size of the effective imaging area is a fixed area determined by the configuration of the magnet system. The center of the effective imaging area is the magnet center SNT.
【００５９】例えば、この領域の長さの範囲に入る単位
ＲＦコイル、例えば単位ＲＦコイルＣＯＬｊ，ＣＯＬｊ
＋１，ＣＯＬｊ＋２が選択される。有効撮像領域の長さ
が既知なので、ランドマークの設定に伴って単位ＲＦコ
イルＣＯＬｊ，ＣＯＬｊ＋１，ＣＯＬｊ＋２はコンピュ
ータＣＯＭにより自動的に選択される。このような単位
ＲＦコイルの選択は、上記の座標付けによって得られた
受信コイル部Ｒの位置データおよびランドマーク位置デ
ータを利用して行われる。ＦＯＶに応じて単位ＲＦコイ
ルを選択する場合も同様である。For example, a unit RF coil falling within the range of the length of this region, for example, unit RF coils COLj, COLj
+1 and COLj + 2 are selected. The unit RF coils COLj, COLj + 1, and COLj + 2 are automatically selected by the computer COM in accordance with the setting of the landmark because the length of the effective imaging region is known. Such selection of the unit RF coil is performed using the position data and the landmark position data of the receiving coil unit R obtained by the above-described coordinate assignment. The same applies to the case where a unit RF coil is selected according to the FOV.
【００６０】次に、天板Ｓを移動させて被検体Ｏをマグ
ネットシステムの有効撮像領域に搬入する。搬入はコン
ピュータＣＯＭにより搬送部ＢＲを通じて行われる。こ
れにより、ランドマークが有効撮像領域の中央になるよ
うに被検体Ｏがマグネットシステムに対して位置決めさ
れる。Next, the subject S is carried into the effective imaging area of the magnet system by moving the top plate S. The loading is performed by the computer COM through the transport unit BR. Thus, the subject O is positioned with respect to the magnet system such that the landmark is located at the center of the effective imaging area.
【００６１】次に、この状態でスキャン計画の作成が行
われる。スキャン計画を例えばサジタル断層像を用いて
行うものとすると、先ず、サジタル断層像の撮像が行わ
れる。撮像には例えば前述のパルスシーケンスが利用さ
れる。その際、スライス位置としては被検体のサジタル
断層面が選ばれる。Next, a scan plan is created in this state. Assuming that the scan plan is performed using, for example, a sagittal tomographic image, first, a sagittal tomographic image is captured. For example, the above-described pulse sequence is used for imaging. At this time, a sagittal tomographic plane of the subject is selected as a slice position.
【００６２】撮影には単位ＲＦコイルＣＯＬｊ，ＣＯＬ
ｊ＋１，ＣＯＬｊ＋２が使用される。これによって、有
効撮像領域内の被検体Ｏのサジタル断層像が撮影され
る。撮影されたサジタル断層像は表示部ＤＩＳに表示さ
れる。操作者は表示部ＤＩＳに表示されたサジタル断層
像上で、本スキャンによって撮影すべき体軸断層面（ア
キシャルスライス）の位置を設定する。計画スライス位
置の設定は操作部ＯＰに備えられたポインティングデバ
イス(pointing device) 等を用いて行われる。For photographing, the unit RF coil COLj, COL
j + 1, COLj + 2 are used. Thereby, a sagittal tomographic image of the subject O in the effective imaging region is captured. The photographed sagittal tomographic image is displayed on the display unit DIS. The operator sets the position of the axial tomographic plane (axial slice) to be photographed by the main scan on the sagittal tomographic image displayed on the display unit DIS. The setting of the planned slice position is performed using a pointing device or the like provided in the operation unit OP.
【００６３】例えば、図１０に示すようなサジタル断層
像が得られたとし、この画像上で認められる異常部等に
つき、計画スライス位置ＳＬＳが例えば図示のように表
示画像の右端寄りの部分で設定されたとする。For example, assuming that a sagittal tomographic image as shown in FIG. 10 is obtained, the planned slice position SLS is set at a portion near the right end of the display image as shown in FIG. Suppose it was done.
【００６４】このような計画スライス位置ＳＬＳの設定
に応じて、計画スライス位置ＳＬＳの設定範囲に対応し
た体軸方向の新たなＦＯＶがコンピュータＣＯＭによっ
て認識され、この新たなＦＯＶの中央が新たなランドマ
ーク位置とされる。According to the setting of the planned slice position SLS, a new FOV in the body axis direction corresponding to the set range of the planned slice position SLS is recognized by the computer COM, and the center of the new FOV is set to a new land. Mark position.
【００６５】次に、このように作成されたスキャン計画
に基づいて本スキャンが行われる。本スキャン時には、
先ず、新たなランドマーク位置がマグネットセンタＳＮ
Ｔ上に来るように天板Ｓの位置が再調節される。Next, a main scan is performed based on the scan plan created as described above. At the time of the main scan,
First, the new landmark position is the magnet center SN.
The position of the top plate S is readjusted so as to be on T.
【００６６】このように天板Ｓを再位置決めしたとき、
例えば、図１１に示すように、単位ＲＦコイルＣＯＬ
ｊ，ＣＯＬｊ＋１，ＣＯＬｊ＋２のうち左端の単位ＲＦ
コイルＣＯＬｊが、マグネットの有効撮像領域からはみ
出してしまう。When the top plate S is thus repositioned,
For example, as shown in FIG.
j, COLj + 1, COLj + 2, the leftmost unit RF
The coil COLj protrudes from the effective imaging area of the magnet.
【００６７】コンピュータＣＯＭは、受信コイル部Ｒの
位置情報に基づいて、有効撮像領域に対する単位ＲＦコ
イルＣＯＬｊ，ＣＯＬｊ＋１，ＣＯＬｊ＋２の相対位置
を常に認識している。したがって、このとき、有効撮像
領域からの単位ＲＦコイルＣＯＬｊのはみ出しが認識さ
れる。The computer COM always recognizes the relative positions of the unit RF coils COLj, COLj + 1, COLj + 2 with respect to the effective imaging area based on the position information of the receiving coil unit R. Therefore, at this time, the protrusion of the unit RF coil COLj from the effective imaging region is recognized.
【００６８】そのような認識に基づいて、コンピュータ
ＣＯＭは単位ＲＦコイルＣＯＬｊの除外処理を行う。す
なわち、予め選択された単位ＲＦコイルの変更が行われ
る。具体的には、例えば、単位ＲＦコイルＣＯＬｊに対
応するプリアンプ等の機能の無効化を行う。これによっ
て、以後の撮像を単位ＲＦコイルＣＯＬｊを除いた残り
の単位ＲＦコイルＣＯＬｊ＋１，ＣＯＬｊ＋２によって
行う撮像系が構成される。On the basis of such recognition, the computer COM performs a process of excluding the unit RF coil COLj. That is, the unit RF coil selected in advance is changed. Specifically, for example, the function of a preamplifier or the like corresponding to the unit RF coil COLj is invalidated. As a result, an imaging system in which subsequent imaging is performed by the remaining unit RF coils COLj + 1 and COLj + 2 excluding the unit RF coil COLj is configured.
【００６９】次に、スキャン計画により設定された計画
スライス位置について、本スキャンが行われる。パルス
シーケンスは例えば前述のものが用いられる。その際、
スピンエコーの測定には単位ＲＦコイルＣＯＬｊ＋１，
ＣＯＬｊ＋２が使用される。これらの単位ＲＦコイルの
感度領域はマグネットシステムの有効撮像領域内に包含
されているので、有効撮像領域外の信号を拾うことがな
い。したがって、再構成画像にゴースト等が入り込む恐
れがない。Next, the main scan is performed at the planned slice position set by the scan plan. The pulse sequence described above is used, for example. that time,
For the measurement of the spin echo, the unit RF coil COLj + 1,
COLj + 2 is used. Since the sensitivity regions of these unit RF coils are included in the effective imaging region of the magnet system, signals outside the effective imaging region are not picked up. Therefore, there is no possibility that a ghost or the like enters the reconstructed image.
【００７０】計画スライス位置の設定範囲すなわちＦＯ
Ｖの大きさが単位ＲＦコイルＣＯＬｊ＋１の感度範囲内
であるときは、コンピュータＣＯＭがそれを判断してさ
らに単位ＲＦコイルＣＯＬｊ＋１をも除外し、単位ＲＦ
コイルＣＯＬｊ＋２のみによる測定を行う。Setting range of planned slice position, ie, FO
When the magnitude of V is within the sensitivity range of the unit RF coil COLj + 1, the computer COM determines that, and further excludes the unit RF coil COLj + 1, and replaces the unit RF coil COLj + 1.
The measurement is performed only by the coil COLj + 2.
【００７１】また、ＦＯＶが大きくて、その右端が単位
ＲＦコイルＣＯＬｊ＋１の右方向の感度範囲を逸脱する
ときは、コンピュータＣＯＭがそれを判断して、右隣の
単位ＲＦコイルＣＯＬｊ＋３をも選択し、単位ＲＦコイ
ルＣＯＬｊ＋１，ＣＯＬｊ＋２，ＣＯＬｊ＋３による測
定を行う。勿論、単位ＲＦコイルＣＯＬｊ＋３の感度範
囲がマグネットシステムの有効撮像領域内に包含されて
いることが前提である。If the FOV is large and the right end of the FOV deviates from the rightward sensitivity range of the unit RF coil COLj + 1, the computer COM determines that, and also selects the unit RF coil COLj + 3 on the right. The measurement is performed using the unit RF coils COLj + 1, COLj + 2, and COLj + 3. Of course, it is assumed that the sensitivity range of the unit RF coil COLj + 3 is included in the effective imaging area of the magnet system.
【００７２】[0072]
【発明の効果】以上詳細に説明したように、本発明で
は、複数のＲＦコイルの並設方向における撮像範囲に応
じて磁気共鳴信号の測定に使用するＲＦコイルを選択し
また変更するようにしたので、適正な単位コイルによっ
て磁気共鳴信号を測定することができ、これによって、
マルチコイル型のＲＦコイルを用いて適正な撮像を行う
磁気共鳴撮像方法または磁気共鳴撮像装置を実現するこ
とができる。As described above in detail, according to the present invention, an RF coil used for measuring a magnetic resonance signal is selected and changed according to an imaging range in a direction in which a plurality of RF coils are juxtaposed. Therefore, the magnetic resonance signal can be measured with an appropriate unit coil,
It is possible to realize a magnetic resonance imaging method or a magnetic resonance imaging apparatus that performs appropriate imaging using a multi-coil type RF coil.
【図１】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図
である。FIG. 1 is a block diagram of a device according to an example of an embodiment of the present invention.
【図２】本発明の実施の形態の一例の装置における受信
コイル部の模式的構成を示すブロック図である。FIG. 2 is a block diagram showing a schematic configuration of a receiving coil unit in the device according to the embodiment of the present invention;
【図３】受信コイル部における単位ＲＦコイル同士の関
係を示す回路図である。FIG. 3 is a circuit diagram showing a relationship between unit RF coils in a receiving coil unit.
【図４】受信コイル部と受信部との接続状態を示すブロ
ック図である。FIG. 4 is a block diagram showing a connection state between a receiving coil unit and a receiving unit.
【図５】受信コイル部と受信部との接続状態をより詳細
に示すブロック図である。FIG. 5 is a block diagram showing a connection state between a receiving coil unit and a receiving unit in more detail.
【図６】単位ＲＦコイルの等価回路図である。FIG. 6 is an equivalent circuit diagram of a unit RF coil.
【図７】本発明の実施の形態の一例の装置が実行するパ
ルスシーケンスの一例を示す模式図である。FIG. 7 is a schematic diagram showing an example of a pulse sequence executed by the device according to the embodiment of the present invention;
【図８】受信コイル部の座標付けを説明するための図で
ある。FIG. 8 is a diagram for explaining the coordinate assignment of the receiving coil unit.
【図９】単位ＲＦコイルの組み合わせを説明するための
図である。FIG. 9 is a diagram for explaining a combination of unit RF coils.
【図１０】スキャン計画を説明するための図である。FIG. 10 is a diagram for explaining a scan plan.
【図１１】単位ＲＦコイルの組み合わせの変更を説明す
るための図である。FIG. 11 is a diagram for explaining a change in a combination of unit RF coils.
Ｏ 被検体 Ｍ 静磁場発生部 Ｇ 勾配コイル部 Ｂ 送信コイル部 Ｒ 受信コイル部 Ｓ 天板 ＢＲ 搬送部 ＧＲ 勾配駆動部 ＴＲ 送信部 ＲＶ 受信部 ＡＤ アナログ・ディジタル変換部 ＣＮＴ 制御部 ＣＯＭ コンピュータ ＤＩＳ 表示部 ＯＰ 操作部 ＣＯＬ１〜ＣＯＬｎ 単位ＲＦコイル ＳＰＴ 支持部材 Ａ１〜Ａｎ プリアンプ Ｃ キャパシタ Ｌ インダクタ O Subject M Static magnetic field generation unit G Gradient coil unit B Transmission coil unit R Receiving coil unit S Top plate BR Transport unit GR Gradient drive unit TR Transmission unit RV reception unit AD Analog / Digital conversion unit CNT Control unit COM Computer DIS Display unit OP Operation unit COL1 to COLn Unit RF coil SPT Support member A1 to An Preamplifier C Capacitor L Inductor
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 伊藤 誉 東京都日野市旭が丘四丁目７番地の127 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 内 ──────────────────────────────────────────────────続 き Continued on the front page (72) Inventor Takashi Ito 127 GYokogawa Medical System Co., Ltd., 4-7 Asahigaoka, Hino-shi, Tokyo
Claims (3)
択されたＲＦコイルを用いて磁気共鳴信号を測定し、 測定信号に基づいて画像を生成する磁気共鳴撮像方法で
あって、 前記複数のＲＦコイルの並設方向における撮像範囲に応
じて磁気共鳴信号の測定に使用する前記ＲＦコイルを選
択する、ことを特徴とする磁気共鳴撮像方法。1. A magnetic resonance imaging method for measuring a magnetic resonance signal using an RF coil selected from a plurality of RF coils arranged in parallel and generating an image based on the measurement signal. Wherein the RF coil used for measuring the magnetic resonance signal is selected according to the imaging range in the direction in which the RF coils are arranged in parallel.
択されたＲＦコイルを用いて磁気共鳴信号を測定する測
定手段と、 前記測定手段の測定信号に基づいて画像を生成する画像
生成手段と、を備えた磁気共鳴撮像装置であって、 前記ＲＦコイルの並設方向における撮像範囲に応じて磁
気共鳴信号の測定に使用する前記ＲＦコイルを選択する
選択手段、を具備することを特徴とする磁気共鳴撮像装
置。2. A measuring means for measuring a magnetic resonance signal using an RF coil selected from a plurality of RF coils arranged in parallel, and an image generating means for generating an image based on the measuring signal of the measuring means. A magnetic resonance imaging apparatus comprising: a selection unit that selects the RF coil used for measuring a magnetic resonance signal according to an imaging range in a direction in which the RF coils are arranged in parallel. Magnetic resonance imaging apparatus.
め選択されたＲＦコイルを用いて磁気共鳴信号を測定す
る測定手段と、 前記測定手段の測定信号に基づいて画像を生成する画像
生成手段と、を備えた磁気共鳴撮像装置であって、 前記ＲＦコイルの並設方向における撮像範囲に応じて前
記予め選択されたＲＦコイルを変更する変更手段、を具
備することを特徴とする磁気共鳴撮像装置。3. A measuring means for measuring a magnetic resonance signal using an RF coil selected in advance from a plurality of RF coils arranged in parallel, and an image generating means for generating an image based on the measuring signal of the measuring means. A magnetic resonance imaging apparatus comprising: a change unit configured to change the preselected RF coil according to an imaging range in a direction in which the RF coils are arranged in parallel. Imaging device.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9101624A JPH10290793A (en) | 1997-04-18 | 1997-04-18 | Method and device for picking up magnetic resonant image |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9101624A JPH10290793A (en) | 1997-04-18 | 1997-04-18 | Method and device for picking up magnetic resonant image |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10290793A true JPH10290793A (en) | 1998-11-04 |
Family
ID=14305566
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP9101624A Pending JPH10290793A (en) | 1997-04-18 | 1997-04-18 | Method and device for picking up magnetic resonant image |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH10290793A (en) |
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