(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
複数の導体と複数の共振用容量から成るコイルループであって、被検体から放出される核磁気共鳴信号を受信する磁気共鳴イメージング装置用受信コイルにおいて、
少なくとも２以上の共振ループを持つように前記コイルループが分割され、
前記共振ループの少なくとも２つは所定の角度を成して配置され、
前記共振ループの２つは交差させて接続され、
前記共振ループのモード毎に該共振ループが受信した前記核磁気共鳴信号を取得する信号取得端子を備えていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用受信コイル。
【請求項２】
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置用受信コイルにおいて、いずれかの前記信号取得端子が選択されて前記核磁気共鳴信号が取得されることによって、該信号取得端子に対応する共振ループのモードが選択されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用受信コイル。
【請求項３】
請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置用受信コイルにおいて、前記各共振ループは互いに対向して配置されていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用受信コイル。
【請求項４】
請求項１乃至３のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置用受信コイルを使用して、前記核磁気共鳴信号から前記被検体の断層像を再構成して表示する磁気共鳴イメージング装置において、前記各信号取得端子からの信号線が接続されるモード切換手段を備え、所望の前記共振ループのモードに対応する前記信号取得端子が選択されるように前記モード切換手段が制御されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、核磁気共鳴現象を利用して被検体である人体の所望部位の断層画像を撮影する磁気共鳴イメージング装置用の受信コイルに係り、特に、一つの受信コイルに複数の共振モードを持たせて所望の共振モードを選択する技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージング装置は生体組織を構成する原子核に高周波磁場を照射して磁気共鳴を起こさせ、それによって発生する核磁気共鳴信号を受信コイルで受信し、受信された核磁気共鳴信号をフーリエ変換して画像を再構成して表示する装置である。この様な装置における受信コイルには、小径の受信コイル（サブコイル）を複数配置したファイズドアレイコイルがある。このファイズドアレイコイルは感度分布の異なった複数のサブコイルで同時に核磁気共鳴信号を受信し、それぞれ独立した受信系で撮像することにより画像のSNRを向上する。
【０００３】
この様なファイズドアレイコイルでは、サブコイル間は誘導結合が無いように配置構成が工夫されているが、撮像対象の都合や目的の感度を得る為に、しばしば、互いに誘導結合が取り除けない配置構成にしなければならない場合がある。この場合、撮像目的に必要なサブコイルのみを共振させ、必要の無いサブコイルは共振しないしないようにしている。
【０００４】
撮像目的に必要なサブコイルのみを選択する方法として、[特許文献1]では、2つのリングコイルと複数のエレメント導体と複数のディセイブルスイッチからなるRFコイルを、ディセイブルスイッチの切換によって、2つのリングコイルとして機能する場合と2つの鞍型コイルとして機能する場合を選択できるようにしている。
【０００５】
【特許文献１】
特開2000-185021号公報
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、上記の様なフェイズドアレイコイルでは、撮像目的が増えるほどそれに適応したサブコイルも増加し、それに合わせて必要なサブコイルのみを共振させる回路が複雑化し、その選択操作も煩雑化してしまう。特に、[特許文献1]の例では、RFコイル要素である、リングコイル、エレメント導体、およびディセイブルスイッチの数が増加して複雑化し、それらを切り換えて所望のコイル形態を選択する操作も煩雑化する。
【０００７】
そこで本発明は、1つの受信コイルループ内に複数の共振ループを作り、これら共振ループのモードを目的に応じて容易に切り換えられるようにすることにより、上記サブコイルの増加及び回路の複雑化と選択操作の煩雑化を防止して、撮像目的に対応した感度をもつ受信コイル形態を容易に構成できることを目的とする。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
前記課題を解決するために、本発明の磁気共鳴イメージング装置用受信コイルは以下の様に構成される。即ち、
複数の導体と複数の共振用容量から成るコイルループであって、被検体から放出される核磁気共鳴信号を受信する磁気共鳴イメージング装置用受信コイルにおいて、少なくとも２以上の共振ループを持つように前記コイルループが分割され、共振ループのモード毎に受信した前記核磁気共鳴信号を取得する信号取得端子を備えている。
好ましくは、共振ループの２つは交差させて接続されている。
これにより、サブコイル数を増加することなく複数の共振ループを形成し、所望の共振ループのモードを選択することができるようになる。
【０００９】
好ましくは、いずれかの前記信号取得端子が選択されて前記核磁気共鳴信号が取得されることによって、該信号取得端子に対応する共振ループのモードが選択される。
これにより、単に信号取得端子を選択することで、それに対応する共振ループのモードを容易に選択することができるようになる。
【００１０】
また、好ましくは、前記各共振ループは互いに対向して又は所定の角度を成して配置されている。
これにより、撮像対象や撮像目的に対応して最適な受信コイル構成とすることができる。
【００１１】
また、上記磁気共鳴イメージング装置用受信コイルを使用して、前記核磁気共鳴信号から前記被検体の断層像を再構成して表示する磁気共鳴イメージング装置において、前記各信号取得端子からの信号線が接続されるモード切換手段を備え、所望の前記共振ループのモードに対応する前記信号取得端子が選択されるように前記モード切換手段が制御される。
これにより、磁気共鳴イメージング装置側からの制御により、共振ループのモードを容易に選択することができるようになる。
【００１２】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施例を添付図面に基づいて説明する。なお、発明の実施の形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。
本発明は磁気共鳴イメージング（以下、「MRI」という）装置用の受信コイルに係る発明であるため、最初にMRI装置とMRI装置に使用される受信コイルの概要について説明する。
【００１３】
図1は本発明を適用したMRI装置の全体を示すブロック図である。このMRI装置は、中央処理装置(CPU)1と、シーケンサ2と、送信系3、傾斜磁場発生系4と、受信系5、信号処理系6、静磁場発生領域22と、切換スイッチ23とを備えて構成される。
前記中央処理装置1は、あらかじめ定められたプログラムに従いシーケンサ2、送信系3、受信系5、信号処理系6の各々を制御する。
【００１４】
シーケンサ2は中央処理装置(CPU)1からの制御指令に基づいて動作し、被検体11の断層像のデータを収集する所定のパルスシーケンスの実行に必要な種々の命令を送信系3、傾斜磁場発生系4、受信系5に送る。
【００１５】
送信系3は高周波発振器7と変調器8と送信コイル10a，10bを有し、シーケンサ2の指令により、変調器8で変調された高周波発振器7からの高周波パルスを、高周波増幅器9a〜9dで増幅して送信コイル10a，10bに供給することにより、所定のパルス状の電磁波を被検体11に照射する。
【００１６】
傾斜磁場発生系4は互いに直交するデカルト座標軸方向、すなわちX軸方向、Y軸方向およびZ軸方向ににそれぞれ独立に傾斜磁場を印加できる構成を有する傾斜磁場コイル13a，13bと、傾斜磁場コイル13a、13bに電流を供給する傾斜磁場電源12からなる。シーケンサ2からの命令にしたがって3方向のコイルの傾斜磁場電源12が駆動されることにより、それぞれの方向の傾斜磁場パルスが被検体11に印加される。より具体的には、X，Y，Zのいずれかの1方向にスライス方向傾斜磁場パルス（Gs）を印加して被検体11に対するスライス面を設定し、残り2つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス（Gp）と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス（Gr）を印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。
【００１７】
受信系5は、前記受信コイル14と、プリアンプ15と、直交位相検波器16とA/D変換器17とを有し、被検体11からの核磁気共鳴(以下、「NMR」という)信号を受信コイル14が検出すると、その信号をプリアンプ15、直交位相検波器16を介してA/D変換器17でデジタル量に変換し、中央処理装置CPU1に送る。信号処理系6は、磁気ディスク18、光ディスク19などの外部記憶装置と、CRT20、キーボード21などを有している。
受信系5からのデータが中央処理装置(CPU)1に入力されると、この中央処理装置 1が信号処理、画像再構成処理などを実行し、その結果である被検体11の所望の断面像を前記CRT20に表示するとともに、前記外部記憶装置、たとえば磁気ディスク18に記憶する。
【００１８】
静磁場発生領域22は、被検体11の周りに所定の方向に均一な静磁場を発生させるためのものである。静磁場発生領域22の内部には、傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイル13a，13bと、送信コイル10a，10bと、受信コイル14が設置されている。
【００１９】
切換スイッチ23（モード切換手段）では、以下に説明する受信コイルの共振モードに対応する信号取得端子の切り換えが中央処理装置(CPU)1からの制御により行われる。そして、選択された１以上の信号取得端子からのNMR信号を合成してプリアンプ15に出力する。
【００２０】
次に、本発明に係る複数の共振ループのモードを持つ受信コイル（以下、「MRRコイル」という）の第1の実施例の概略構成を図6に示す。このMRRコイルは、1つの受信コイルに2つの共振ループを持って複数の共振モードを実現できるような構成としている。すなわち、コイルパターン（導体）30d〜30n上に共振容量素子30a〜30cを配置し、受信信号はd1−d2間、d3−d4間、又は、d5−d6間（信号取得端子）の3箇所より取得することができる。また、コイルパターン30e，30f，30i，30jは90°の角度を成して折り曲げられ、折り曲げられた先のコイルパターン部は互いに対向した形状となっている。
【００２１】
本MRRコイルの各共振ループの共振周波数が一致していなければ、d1−d2間からみた受信コイルのインピーダンス特性は、図4(a)のようなインピーダンスピークが2つある特性となる。この場合、図4(a)31aに示すインピーダンスピークにおける周波数で本MRRコイルが共振した場合、本MRRコイルパターンに発生する電流分布は図3(a)の通りとなる。また、図4(a)31bに示すインピーダンスピークにおける周波数でMRRコイルが共振した場合、本MRRコイルパターンに発生する電流分布は図3(b)の通りとなる。
【００２２】
ここで、この2つのインピーダンスピークが目的の周波数（例えば、プロトンの共鳴周波数）f0にて一致するようコイルパターン30d〜30nのインダクタンス及び共振容量素子30a〜30cの容量を調整する。その結果、目的の共振周波数f0において、d1−d2間よりみた本MRRコイルは図5(a)の通りコイルパターン30d，30e，30m，30n，30j，30kと共振容量素子30a，30bからなる小ループの受信コイルとして動作する。また、d5−d6間からみた本ＭＲＲコイルは図5(b)の通りコイルパターン30g，30f，30m，30n，30i，30hと共振容量素子30c，30bからなる小ループの受信コイルとして動作する。そして、d3−d4間よりみた本MRRコイルは図5(c)の通りコイルパターン30d，30e，30m，30n，30j，30k共振容量素子30a，30bからなる小ループと、コイルパターン30g，30f，30m，30n，30i，30h共振容量素子30c，30bからなる小ループが並列に動作する。
【００２３】
図6に示す第１の実施例において前記の各モードでの磁束分布を図7に示す。d1−d2間より検出される磁束分布は図7(a)の通りである。d5−d6間より検出される磁束分布は図7(b)である。また、d3−d4間より検出される磁束分布は図7(c)である。磁束の存在する領域が感度のある領域となる。これにより、その目的に応じた感度分布を選択することができる。
【００２４】
次に、本発明に係る複数の共振ループのモードを持つMRRコイルに関する第２の実施例の概略構成を図8に示す。この実施例では、コイルパターン30e−30j間を30f−30i間に対して交差させたものである。この実施例の場合の磁束分布を図9に示す。図9(a)はd1−d2間より検出される磁束分布であり、図9(b)は d5−d6間より検出される磁束分布で、それぞれ図7(a)，(b)と同様である。一方、図9(c)のd3−d4間より検出される磁束分布は、図7(c)と異なり、コイルの内側から外側に向かう分布になっており、コイルの内側中央部の磁束は弱め合う。そのため、コイルの内側中央部の感度は低く、コイルパターン30e−30j間と30f−30i間付近の感度は高くなる。これにより、被検体のコイルパターン30e−30j間と30f−30i間付近がイメージングされる。
【００２５】
以上は2つの小ループを形成した場合ではあるが、本発明のMRI装置は上記実施形態に限定されず、種々の変更が可能である。例えば、本MRRコイルを複数接続してより多くの共振モードを作成することもできる。逆に、一つの受信コイルループを分割して複数の小ループを形成した場合にも同様の機能を持たせることができる。あるいは、複数の本MRRコイルユニットを所定の角度を成して組み合わせて、全体として一つの受信コイルとして構成しても良い。この場合、信号取得端子はユニットの数だけ増加し、ユニット毎に異なる共振モードを組み合わせてそれぞれに対応する端子を選択しても良い。
【００２６】
また、コイルパターンの形状も上記実施形態に限定されず、種々の変更が可能である。例えば、図6の実施例においてコイルパターン30e−30j間と30f−30i間を矩形でなく円形にしても良い。また、コイルパターン30e，30f，30i，30jの直角に曲げられた部分の角度を90°でなく、90°以上又は90°以下にしても良い。
【００２７】
一方、上記の様なMRRコイルを使用してNMR信号を受信し、被検体の断層像を再構成して表示するMRI装置においては、図1に示す様な切り換えスイッチを備えて、MRRコイルの各信号取得端子からの信号線が接続される。この切り換えスイッチには、共振モードに対応する信号取得端子の切り換えを行うスイッチが内蔵されて、中央処理装置(CPU)1からの制御によりスイッチの切り換えが行われる。そして、所望の共振モードに対応する信号取得端子を1以上選択し、選択された各信号取得端子からのNMR信号を合成して出力する。切り換えスイッチの制御は自動で行われるので、切り換え操作が容易に行われる。
【００２８】
【発明の効果】
以上、本発明によれば、サブコイル数を増加することなく複数の共振ループを作成し、任意の信号取得端子を選択することで、それに対応する共振ループのモードを容易に選択することができ、煩雑なサブコイルの選択とその設定操作から開放される。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明におけるMRI装置の一実施例のブロック図。
【図２】本発明の一実施形態の等価回路図。
【図３】図2における各共振モードの電流分布図。
【図４】図2における各共振モードのインピーダンス特性図。
【図５】図2における各共振モードを一致させた場合の電流分布図。
【図６】本発明の第1の実施例を示した図。
【図７】図6における各共振モードを一致させた場合の磁束分布図。
【図８】本発明の第2の実施例を示した図。
【図９】図8における各共振モードを一致させた場合の磁束分布図。
【符号の説明】
1  中央処理装置(CPU)
2  シーケンサ
3  送信系
4  傾斜磁場発生系
5  受信系
6  信号処理系
7  高周波発信器
8  変調器
9a，b，c，d  高周波増幅器
10a，b  送信コイル
11  被検体
12  傾斜磁場電源
13a，b  傾斜磁場コイル
14  受信コイル
15  プリアンプ
16  直交位相検波器
17  A/D変換器
18  磁気ディスク
19  光ディスク
20  CRT
21  キーボード
22  静磁場発生領域
23  切り換えスイッチ
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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