JP3483169B2 - Ｍｒｉ装置 - Google Patents
Ｍｒｉ装置Info
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- JP3483169B2 JP3483169B2 JP09420995A JP9420995A JP3483169B2 JP 3483169 B2 JP3483169 B2 JP 3483169B2 JP 09420995 A JP09420995 A JP 09420995A JP 9420995 A JP9420995 A JP 9420995A JP 3483169 B2 JP3483169 B2 JP 3483169B2
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は磁気共鳴イメージング装
置（以下、ＭＲＩ装置と記す。）に係り、特に複数のコ
イルを並列配置して成るマルチプル・コイルの使用方法
と制御方法の技術に関するものである。
置（以下、ＭＲＩ装置と記す。）に係り、特に複数のコ
イルを並列配置して成るマルチプル・コイルの使用方法
と制御方法の技術に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】ＭＲＩ装置は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現
象を利用して被検体内を画像として描出して、医療診断
に供するものである。被検体内の核スピンにＮＭＲ現象
を起こさせるためには、無線周波領域の電磁波を静磁場
内に置かれた被検体へパルス状に印加する。このパルス
状の電磁波（ＲＦパルス）の印加のために、被検体の近
傍に送信用コイルが用いられる。また、ＮＭＲ現象によ
って被検体内の核スピンが発生する電磁波（ＮＭＲ信
号）を検出するために、被検体の直近に受信コイルが設
置される。
象を利用して被検体内を画像として描出して、医療診断
に供するものである。被検体内の核スピンにＮＭＲ現象
を起こさせるためには、無線周波領域の電磁波を静磁場
内に置かれた被検体へパルス状に印加する。このパルス
状の電磁波（ＲＦパルス）の印加のために、被検体の近
傍に送信用コイルが用いられる。また、ＮＭＲ現象によ
って被検体内の核スピンが発生する電磁波（ＮＭＲ信
号）を検出するために、被検体の直近に受信コイルが設
置される。
【０００３】これらの送信用コイルと受信用コイルは、
ＭＲＩ装置の創生期には、送受信を単一のコイルで兼用
する例が多々見られたが、近年では、受信感度を向上す
るために、送信コイルと受信コイルを別個に設けること
が主流となっている。送信コイルは、被検体の胴体部を
収容し得る直径の筒状体の周囲に導電体を張りめぐらし
たものが多く用いられ、一方、受信コイルは目的部位の
周囲直近又は表面に置かれ、部位に応じて様々な形状が
採用されている。代表的には、送信用コイルとしてはバ
ードケージ型コイルが、また受信用コイルとしてはソレ
ノイド型コイルやサドル型コイルが知られていたが、近
年、被検体の体表に近い部位を広範囲に計測し得るもの
として、複数のコイルを隣接するコイル同志の一部を重
畳するようにして並列配置したマルチプル・コイルが実
用化されている。一方、ＭＲＩ装置の改良は装置及びパ
ルスシーケンスの分野でも著しく進み、ＭＲＩ装置の欠
点とされた、撮像時間が長いという問題も高速撮像シー
ケンスによって解消されつつある。特にエコー，プラナ
ー法（ＥＰＩ法）は撮像時間を著しく短縮可能であり、
実用化が期待されている。
ＭＲＩ装置の創生期には、送受信を単一のコイルで兼用
する例が多々見られたが、近年では、受信感度を向上す
るために、送信コイルと受信コイルを別個に設けること
が主流となっている。送信コイルは、被検体の胴体部を
収容し得る直径の筒状体の周囲に導電体を張りめぐらし
たものが多く用いられ、一方、受信コイルは目的部位の
周囲直近又は表面に置かれ、部位に応じて様々な形状が
採用されている。代表的には、送信用コイルとしてはバ
ードケージ型コイルが、また受信用コイルとしてはソレ
ノイド型コイルやサドル型コイルが知られていたが、近
年、被検体の体表に近い部位を広範囲に計測し得るもの
として、複数のコイルを隣接するコイル同志の一部を重
畳するようにして並列配置したマルチプル・コイルが実
用化されている。一方、ＭＲＩ装置の改良は装置及びパ
ルスシーケンスの分野でも著しく進み、ＭＲＩ装置の欠
点とされた、撮像時間が長いという問題も高速撮像シー
ケンスによって解消されつつある。特にエコー，プラナ
ー法（ＥＰＩ法）は撮像時間を著しく短縮可能であり、
実用化が期待されている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】ＭＲＩ装置は被検体内
から情報を得る情報キャリアが電磁波であって、現状、
放射線を情報キャリアとして用いているＸ線装置や核医
学装置とは異なり、被検体に与える障害はほとんどない
とされている。これは、被検体へ照射された電磁波と被
検体から信号となって出てくる電磁波との差が被検体内
で熱エネルギに変換されるが、放射線のように生体内の
組織細胞の破壊を成すものではないとされていることに
よる。
から情報を得る情報キャリアが電磁波であって、現状、
放射線を情報キャリアとして用いているＸ線装置や核医
学装置とは異なり、被検体に与える障害はほとんどない
とされている。これは、被検体へ照射された電磁波と被
検体から信号となって出てくる電磁波との差が被検体内
で熱エネルギに変換されるが、放射線のように生体内の
組織細胞の破壊を成すものではないとされていることに
よる。
【０００５】しかしこの論理も従来のスピン・エコー法
やグラジェント・エコー法の如くＥＰＩ法に比べればか
なり遅いパルスシーケンスを用いる場合に当てはまると
考えられる。本願発明者等は、被検体へのＲＦパルスの
照射によって被検体に発生する熱について考察した結
果、ＲＦパルスを非常に短い時間間隔で印加するEPI法
や、通常のパルスシーケンスより強いＲＦパルスを用い
るマグネタイゼーション・トランスファ・コントラスト
法（ＭＴＣ法）を行う場合は、ＲＦパルス印加による被
検体での発熱の点に配慮をしておく必要があるとの思い
に到った。特に、従来の送信用コイルのように、コイル
内に収容された被検体部分全部にＲＦパルスを照射する
ことは、前記発熱の点から好ましくないものである。
やグラジェント・エコー法の如くＥＰＩ法に比べればか
なり遅いパルスシーケンスを用いる場合に当てはまると
考えられる。本願発明者等は、被検体へのＲＦパルスの
照射によって被検体に発生する熱について考察した結
果、ＲＦパルスを非常に短い時間間隔で印加するEPI法
や、通常のパルスシーケンスより強いＲＦパルスを用い
るマグネタイゼーション・トランスファ・コントラスト
法（ＭＴＣ法）を行う場合は、ＲＦパルス印加による被
検体での発熱の点に配慮をしておく必要があるとの思い
に到った。特に、従来の送信用コイルのように、コイル
内に収容された被検体部分全部にＲＦパルスを照射する
ことは、前記発熱の点から好ましくないものである。
【０００６】本発明は上記問題点に鑑みて成されたもの
で、その目的は、被検体におけるＲＦパルス被照射領域
をできるだけ小さくし、ＥＰＩ法やＭＴＣ法により被検
体のイメージングを行っても、被検体に加熱による障害
が生ずることのないＭＲＩ装置を提供することにある。
で、その目的は、被検体におけるＲＦパルス被照射領域
をできるだけ小さくし、ＥＰＩ法やＭＴＣ法により被検
体のイメージングを行っても、被検体に加熱による障害
が生ずることのないＭＲＩ装置を提供することにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に本発明は、複数のコイルを並列配置して成り、被検体
に対するＲＦパルスの照射と前記被検体から生ずるＮＭ
Ｒ信号の受信とを行うマルチプル・コイルと、撮像に先
立つ予備計測にて、前記複数のコイルの全てを用いて、
設定されたスライス内の核スピンを励起するとともに前
記スライス内から生ずるＮＭＲ信号を受信する手段と、
前記複数のコイルの各々で受信された信号を所定レベル
を基準として判定し、所定レベル以上の信号を出力した
コイルを撮像のための本計測時の送受信用コイルとして
選択する手段とをＭＲＩ装置へ設けたものである。そし
て、本計測時に用いる送受信用のコイルの選択を、予備
計測の受信信号同志のレベル差の比較により行うか、予
備計測の受信信号のゲイン調整信号の有無による判定で
行うようにしたものである。
に本発明は、複数のコイルを並列配置して成り、被検体
に対するＲＦパルスの照射と前記被検体から生ずるＮＭ
Ｒ信号の受信とを行うマルチプル・コイルと、撮像に先
立つ予備計測にて、前記複数のコイルの全てを用いて、
設定されたスライス内の核スピンを励起するとともに前
記スライス内から生ずるＮＭＲ信号を受信する手段と、
前記複数のコイルの各々で受信された信号を所定レベル
を基準として判定し、所定レベル以上の信号を出力した
コイルを撮像のための本計測時の送受信用コイルとして
選択する手段とをＭＲＩ装置へ設けたものである。そし
て、本計測時に用いる送受信用のコイルの選択を、予備
計測の受信信号同志のレベル差の比較により行うか、予
備計測の受信信号のゲイン調整信号の有無による判定で
行うようにしたものである。
【０００８】更に本発明は上記目的を達成するために、
複数のコイルを配列して成り、被検体に対するＲＦパル
スの照射と前記被検体から生ずるＮＭＲ信号の受信とを
行うマルチプル・コイルと、撮像に先立つ予備計測に
て、前記複数のコイルの全てを用いて、設定されたスラ
イス内の核スピンを励起するとともに前記スライス内か
ら生じるＮＭＲ信号を受信する手段と、前記複数のコイ
ルの各々で受信された信号を所定レベルを基準として判
定し、所定レベル以上の信号を出力したコイルに接続さ
れた高周波送信部と高周波受信部のみを撮像のための本
計測時に作動させる手段とをＭＲＩ装置へ設けたもので
ある。
複数のコイルを配列して成り、被検体に対するＲＦパル
スの照射と前記被検体から生ずるＮＭＲ信号の受信とを
行うマルチプル・コイルと、撮像に先立つ予備計測に
て、前記複数のコイルの全てを用いて、設定されたスラ
イス内の核スピンを励起するとともに前記スライス内か
ら生じるＮＭＲ信号を受信する手段と、前記複数のコイ
ルの各々で受信された信号を所定レベルを基準として判
定し、所定レベル以上の信号を出力したコイルに接続さ
れた高周波送信部と高周波受信部のみを撮像のための本
計測時に作動させる手段とをＭＲＩ装置へ設けたもので
ある。
【０００９】
【作用】本発明では本計測に先立って予備計測を行う。
予備計測はマルチプル・コイルの全てのコイルを用いて
ＲＦパルスの照射とＮＭＲ信号の受信を行う。ＲＦパル
スは設定されたスライス内の核スピンを励起し、それに
より生ずるＮＭＲ信号をマルチプル・コイルの全てのコ
イルで受信する。コイルで受信された信号は受信部で増
幅，ゲイン調整，直交検波，Ａ／Ｄ変換された後、信号
処理される。なお、ディジタル化したＭＲＩ装置におい
ては、Ａ／Ｄ変換前に直交検波は行われず、Ａ／Ｄ変換
後にディジタル直交検波が行われる。
予備計測はマルチプル・コイルの全てのコイルを用いて
ＲＦパルスの照射とＮＭＲ信号の受信を行う。ＲＦパル
スは設定されたスライス内の核スピンを励起し、それに
より生ずるＮＭＲ信号をマルチプル・コイルの全てのコ
イルで受信する。コイルで受信された信号は受信部で増
幅，ゲイン調整，直交検波，Ａ／Ｄ変換された後、信号
処理される。なお、ディジタル化したＭＲＩ装置におい
ては、Ａ／Ｄ変換前に直交検波は行われず、Ａ／Ｄ変換
後にディジタル直交検波が行われる。
【００１０】受信信号は信号処理までに、前記Ａ／Ｄ変
換前にレベル調整を受ける。したがって、このＡ／Ｄ変
換前のゲイン調整の有無により、受信信号のレベル判定
ができるので、これによって本計測時の送受信用コイル
の選択を行う。受信信号のレベル比較は、Ａ／Ｄ変換後
の各信号を比較することでも可能である。例えば、Ａ／
Ｄ変換された信号の電圧レベル比較，フーリエ変換後の
データとしてのスペクトルのピーク値や絶対値のピーク
値の比較で可能である。それらの比較で所定レベル以上
の信号を出力したコイルを選択する。
換前にレベル調整を受ける。したがって、このＡ／Ｄ変
換前のゲイン調整の有無により、受信信号のレベル判定
ができるので、これによって本計測時の送受信用コイル
の選択を行う。受信信号のレベル比較は、Ａ／Ｄ変換後
の各信号を比較することでも可能である。例えば、Ａ／
Ｄ変換された信号の電圧レベル比較，フーリエ変換後の
データとしてのスペクトルのピーク値や絶対値のピーク
値の比較で可能である。それらの比較で所定レベル以上
の信号を出力したコイルを選択する。
【００１１】また、コイルの選択に変えて、所定レベル
以上の信号を出力したコイルに接続された高周波送信部
と高周波受信部のみを本計測時に作動させても、同じ結
果が得られる。
以上の信号を出力したコイルに接続された高周波送信部
と高周波受信部のみを本計測時に作動させても、同じ結
果が得られる。
【００１２】
【実施例】以下、本発明の実施例を図面を用いて説明す
る。図２は本発明のＭＲＩ装置のブロック構成を示す。
図２において、３１は静磁場発生磁石で、被検体４０を
収容し得るある大きさを有した空間に、ある方向へ高度
に均一な強さの磁場（静磁場）を発生するものであり、
磁場発生源として超電導磁石，常電導磁石，永久磁石の
いずれかが用いられる。３２は傾斜磁場コイルで、傾斜
磁場発生部３３から電力の供給を受け、前記静磁場へ傾
斜を与える磁場を発生するコイルであり、通常前記静磁
場に直交する３軸方向へ例えばＸ，Ｙ，Ｚの３軸方向へ
傾斜磁場を発生するために３組の傾斜磁場コイルが被検
体収容空間と静磁場発生磁石３１との間に配置される。
３４はＲＦコイルで、被検体４０に対しある周波数と帯
域を有したＲＦパルスを印加するために用いられるとと
もに、被検体内の共鳴した核スピンが発する電磁波を受
信するために用いられるコイルであり、このＲＦコイル
は選択部３５を介して、高周波送信部３６及び高周波受
信部３７へ接続されている。３８は信号処理部で、高周
波受信部３７からの入力データに演算処理を施して画像
データを作成するもの、３９は表示部で、信号処理部３
８から出力される画像データを画像として表示するも
の、３０はＣＰＵを備えた制御部である。次に、本発明
の要部を図１を用いて詳細に説明する。図１において、
ＲＦコイル３４は、各々が矩形状に構成されたコイル３
４ａ，３４ｂ，３４ｃ，３４ｄがアレー状に配列される
とともに、隣接するコイル同志の一部が重畳するように
配置されたものである。このように構成されたコイル
は、例えば、米国特許第4,825,162 号公報に記載されて
いる。これらの各コイルの入出力のためのリード線は選
択部３５へ接続されている。選択部３５は制御部３０へ
接続されるとともに、その出力ラインは高周波送信器３
６ａ，３６ｂ，３６ｃ，３６ｄ、及び高周波受信器３７
ａ，３７ｂ,３７ｃ,３７ｄへ接続されている。高周波受
信器３７ａ，３７ｂ，３７ｃ，３７ｄの各出力ラインは
信号処理部３８へ接続されている。そして、これらの選
択部３５，高周波送信部３６，高周波受信部３７，信号
処理部３８は制御部３０に接続され、その命令によって
動作する。制御部３０は図２に示す傾斜磁場発生部３２
へも接続され、装置全体の動作を統合して制御する。
る。図２は本発明のＭＲＩ装置のブロック構成を示す。
図２において、３１は静磁場発生磁石で、被検体４０を
収容し得るある大きさを有した空間に、ある方向へ高度
に均一な強さの磁場（静磁場）を発生するものであり、
磁場発生源として超電導磁石，常電導磁石，永久磁石の
いずれかが用いられる。３２は傾斜磁場コイルで、傾斜
磁場発生部３３から電力の供給を受け、前記静磁場へ傾
斜を与える磁場を発生するコイルであり、通常前記静磁
場に直交する３軸方向へ例えばＸ，Ｙ，Ｚの３軸方向へ
傾斜磁場を発生するために３組の傾斜磁場コイルが被検
体収容空間と静磁場発生磁石３１との間に配置される。
３４はＲＦコイルで、被検体４０に対しある周波数と帯
域を有したＲＦパルスを印加するために用いられるとと
もに、被検体内の共鳴した核スピンが発する電磁波を受
信するために用いられるコイルであり、このＲＦコイル
は選択部３５を介して、高周波送信部３６及び高周波受
信部３７へ接続されている。３８は信号処理部で、高周
波受信部３７からの入力データに演算処理を施して画像
データを作成するもの、３９は表示部で、信号処理部３
８から出力される画像データを画像として表示するも
の、３０はＣＰＵを備えた制御部である。次に、本発明
の要部を図１を用いて詳細に説明する。図１において、
ＲＦコイル３４は、各々が矩形状に構成されたコイル３
４ａ，３４ｂ，３４ｃ，３４ｄがアレー状に配列される
とともに、隣接するコイル同志の一部が重畳するように
配置されたものである。このように構成されたコイル
は、例えば、米国特許第4,825,162 号公報に記載されて
いる。これらの各コイルの入出力のためのリード線は選
択部３５へ接続されている。選択部３５は制御部３０へ
接続されるとともに、その出力ラインは高周波送信器３
６ａ，３６ｂ，３６ｃ，３６ｄ、及び高周波受信器３７
ａ，３７ｂ,３７ｃ,３７ｄへ接続されている。高周波受
信器３７ａ，３７ｂ，３７ｃ，３７ｄの各出力ラインは
信号処理部３８へ接続されている。そして、これらの選
択部３５，高周波送信部３６，高周波受信部３７，信号
処理部３８は制御部３０に接続され、その命令によって
動作する。制御部３０は図２に示す傾斜磁場発生部３２
へも接続され、装置全体の動作を統合して制御する。
【００１３】次に、本実施例の装置の動作を説明する。
本発明は撮像に先立って、前記複数のＲＦコイルのうち
の全てのコイルを用いて被検体に対する予備計測を行
い、その受信結果からイメージングのためのスキャンで
用いるコイルを選択することを特徴とする。以下、その
方法を詳しく説明する。一例として図１のＡで示すスラ
イスを撮像する場合について説明する。スライスＡは、
コイルの配列方向に直交し、かつ紙面に直交した方にあ
る所定の厚みを持った被検体の輪切り部分である。スラ
イスＡの撮像の位置決めは、ＲＦコイル３４に平行した
スライスを撮像してモニタへ位置決め像（スカウト・ビ
ューと呼ばれる。）を表示し、そのスカウト・ビュー上
へカーソルで表示することで行われる。今、スライスＡ
の位置がＲＦコイル３４ｂと３４ｃの中間に位置してい
たと仮定している。
本発明は撮像に先立って、前記複数のＲＦコイルのうち
の全てのコイルを用いて被検体に対する予備計測を行
い、その受信結果からイメージングのためのスキャンで
用いるコイルを選択することを特徴とする。以下、その
方法を詳しく説明する。一例として図１のＡで示すスラ
イスを撮像する場合について説明する。スライスＡは、
コイルの配列方向に直交し、かつ紙面に直交した方にあ
る所定の厚みを持った被検体の輪切り部分である。スラ
イスＡの撮像の位置決めは、ＲＦコイル３４に平行した
スライスを撮像してモニタへ位置決め像（スカウト・ビ
ューと呼ばれる。）を表示し、そのスカウト・ビュー上
へカーソルで表示することで行われる。今、スライスＡ
の位置がＲＦコイル３４ｂと３４ｃの中間に位置してい
たと仮定している。
【００１４】撮像の位置決めをした後、操作者が操作卓
（図示を省略した）上に設けられた予備計測操作器（図
示省略）を操作すると、制御部３０は予備計測を開始す
るように各部へ指令を発する。制御部３０には予め本計
測及び予備計測を行うためのプログラムが記憶されてい
る。このプログラムには信号計測のための、ＲＦパルス
の発生タイミング，傾斜磁場パルスの発生タイミング
（あるいは、タイミングと強度），信号計測の開始と終
了のタイミング等が含まれている。これらのＲＦパル
ス，傾斜磁場パルス，信号計測の開始と終了の一連のタ
イミングを合わせたものをパルスシーケンスと呼んでい
る。ＭＲＩ装置では、ＮＭＲ信号の計測方法として、Ｆ
ＩＤ（Free Induction Decay）信号を計測する方法と、
エコー信号を計測する方法とが良く知られているが、本
発明のように送信用コイルと受信用コイルを兼用する装
置では、どちらかと言えば後者を採用するのが好ましい
と思われる。その理由は、ＦＩＤ信号を計測するには送
受信コイルの送信から受信への切換えを非常に素早く行
う必要があるのに対し、エコー信号計測の場合には比較
的にゆっくりでも良いことによる。
（図示を省略した）上に設けられた予備計測操作器（図
示省略）を操作すると、制御部３０は予備計測を開始す
るように各部へ指令を発する。制御部３０には予め本計
測及び予備計測を行うためのプログラムが記憶されてい
る。このプログラムには信号計測のための、ＲＦパルス
の発生タイミング，傾斜磁場パルスの発生タイミング
（あるいは、タイミングと強度），信号計測の開始と終
了のタイミング等が含まれている。これらのＲＦパル
ス，傾斜磁場パルス，信号計測の開始と終了の一連のタ
イミングを合わせたものをパルスシーケンスと呼んでい
る。ＭＲＩ装置では、ＮＭＲ信号の計測方法として、Ｆ
ＩＤ（Free Induction Decay）信号を計測する方法と、
エコー信号を計測する方法とが良く知られているが、本
発明のように送信用コイルと受信用コイルを兼用する装
置では、どちらかと言えば後者を採用するのが好ましい
と思われる。その理由は、ＦＩＤ信号を計測するには送
受信コイルの送信から受信への切換えを非常に素早く行
う必要があるのに対し、エコー信号計測の場合には比較
的にゆっくりでも良いことによる。
【００１５】制御部３０から予備計測開始の指令が出力
されると、高周波送信部３６から、前記スライスＡの位
置と厚さに対応して設定された周波数と帯域を有したＲ
ＦパルスがＲＦコイル３４へ出力されるとともに、傾斜
磁場発生部３３からスライス用傾斜磁場コイルへパルス
状に電流が供給される。これによって、ＲＦコイル３４
ａ〜３４ｄの全てのコイルからＲＦパルスが出力され、
被検体４０のスライスＡ内の核スピンの励起が行われ
る。この核スピンの共鳴信号を、ＲＦパルス，読出し用
傾斜磁場パルスの操作により、エコー信号として計測す
る。このため、エコー信号の発生タイミングに合わせて
高周波受信部３７を動作させる。被検体４０のスライス
Ａから発する信号は、ＲＦコイル３４ａ〜３４ｄの全コ
イルで受信し、各信号を高周波受信部３７ａ〜３７ｄへ
入力する。高周波受信部３７の各々は、公知の如く受信
増幅器，アッテネータ，直交検波器及びＡ／Ｄ変換器等
から成り、コイルから入力した信号を増幅，ゲイン調整
した後、基準周波数の正弦，余弦信号と混合し検波して
２系統の信号とし、それらをディジタル信号として出力
する。なお、ディジタル化したＭＲＩ装置においては、
高周波受信部３７の各々は受信増幅器，アッテネータ，
Ａ／Ｄ変換器及びディジタル直交検波器から成り、２系
統のディジタル信号を出力する。信号処理部３８は、入
力した信号を記憶するメモリ回路を有していて、前記Ａ
／Ｄ変換器からの信号はそのメモリ回路に入力される。
されると、高周波送信部３６から、前記スライスＡの位
置と厚さに対応して設定された周波数と帯域を有したＲ
ＦパルスがＲＦコイル３４へ出力されるとともに、傾斜
磁場発生部３３からスライス用傾斜磁場コイルへパルス
状に電流が供給される。これによって、ＲＦコイル３４
ａ〜３４ｄの全てのコイルからＲＦパルスが出力され、
被検体４０のスライスＡ内の核スピンの励起が行われ
る。この核スピンの共鳴信号を、ＲＦパルス，読出し用
傾斜磁場パルスの操作により、エコー信号として計測す
る。このため、エコー信号の発生タイミングに合わせて
高周波受信部３７を動作させる。被検体４０のスライス
Ａから発する信号は、ＲＦコイル３４ａ〜３４ｄの全コ
イルで受信し、各信号を高周波受信部３７ａ〜３７ｄへ
入力する。高周波受信部３７の各々は、公知の如く受信
増幅器，アッテネータ，直交検波器及びＡ／Ｄ変換器等
から成り、コイルから入力した信号を増幅，ゲイン調整
した後、基準周波数の正弦，余弦信号と混合し検波して
２系統の信号とし、それらをディジタル信号として出力
する。なお、ディジタル化したＭＲＩ装置においては、
高周波受信部３７の各々は受信増幅器，アッテネータ，
Ａ／Ｄ変換器及びディジタル直交検波器から成り、２系
統のディジタル信号を出力する。信号処理部３８は、入
力した信号を記憶するメモリ回路を有していて、前記Ａ
／Ｄ変換器からの信号はそのメモリ回路に入力される。
【００１６】次に、上記の如き予備計測を行った後のコ
イルの選択法について説明する。コイルの選択法につい
ては、受信信号の特性による選択方法と、信号の受信過
程での装置の動作による選択方法との２通りが可能であ
る。
イルの選択法について説明する。コイルの選択法につい
ては、受信信号の特性による選択方法と、信号の受信過
程での装置の動作による選択方法との２通りが可能であ
る。
【００１７】先ず前者の選択方法について説明する。こ
れは、各ＲＦコイルの出力信号の大きさを求め、それら
を比較して、出力信号の大きいコイルのみを選択する方
法である。ここで、各ＲＦコイルの出力信号の大きさを
意味し得るものとしては、Ａ／Ｄ変換器の出力信号の電
圧のピーク値、または信号処理部３８で入力信号をフー
リエ変換して求めたスペクトルのピーク値又は絶対値の
ピーク値等がある。したがって、それらのどれを使うか
に応じた信号処理を信号処理部３８で行い、各信号の比
較を行う。この比較において、最大レベルの信号に対し
て、あるレベル以下のものを特定する。すなわち、最大
レベルの信号に対し、例えば−１０ｄＢ以下の信号であ
るものを特定する。制御部３０は予備計測で−１０ｄＢ
以下の信号しか得られなかったＲＦコイルを本計測に先
立って高周波送信部３６，高周波受信部３７から切り離
す信号を選択部３５へ出力する。
れは、各ＲＦコイルの出力信号の大きさを求め、それら
を比較して、出力信号の大きいコイルのみを選択する方
法である。ここで、各ＲＦコイルの出力信号の大きさを
意味し得るものとしては、Ａ／Ｄ変換器の出力信号の電
圧のピーク値、または信号処理部３８で入力信号をフー
リエ変換して求めたスペクトルのピーク値又は絶対値の
ピーク値等がある。したがって、それらのどれを使うか
に応じた信号処理を信号処理部３８で行い、各信号の比
較を行う。この比較において、最大レベルの信号に対し
て、あるレベル以下のものを特定する。すなわち、最大
レベルの信号に対し、例えば−１０ｄＢ以下の信号であ
るものを特定する。制御部３０は予備計測で−１０ｄＢ
以下の信号しか得られなかったＲＦコイルを本計測に先
立って高周波送信部３６，高周波受信部３７から切り離
す信号を選択部３５へ出力する。
【００１８】後者の選択方法は、ＭＲＩ装置が通常、高
周波受信部３７の内部に備えたオートゲイン調整機構の
ゲイン調整信号を用いる。オートゲイン調整機構はアッ
テネータとも呼ばれ、コイルの受信信号が受信増幅器で
増幅され、Ａ／Ｄ変換される前にＡ／Ｄ変換器で扱える
所定範囲内の電圧レベルに調整するもので、主としてレ
ベルの高い信号，断面Ａの撮像の場合にはＲＦコイル３
４ｂ，３４ｃからの信号のレベルを下げるように動作す
るもので、その制御信号は制御部３０から出力される。
したがって、受信信号の大きいＲＦコイルの特定が可能
である。すなわち、予備計測において、アッテネータの
ゲイン調整を行ったラインに接続されたＲＦコイルのみ
を本計測での送受信に用いることができる。
周波受信部３７の内部に備えたオートゲイン調整機構の
ゲイン調整信号を用いる。オートゲイン調整機構はアッ
テネータとも呼ばれ、コイルの受信信号が受信増幅器で
増幅され、Ａ／Ｄ変換される前にＡ／Ｄ変換器で扱える
所定範囲内の電圧レベルに調整するもので、主としてレ
ベルの高い信号，断面Ａの撮像の場合にはＲＦコイル３
４ｂ，３４ｃからの信号のレベルを下げるように動作す
るもので、その制御信号は制御部３０から出力される。
したがって、受信信号の大きいＲＦコイルの特定が可能
である。すなわち、予備計測において、アッテネータの
ゲイン調整を行ったラインに接続されたＲＦコイルのみ
を本計測での送受信に用いることができる。
【００１９】これらの選択方法の前者において、予備計
測で最大レベルの信号に対し−１０ｄＢ以下の信号のＲ
Ｆコイルを本計測では使用しないこととしているが、こ
の理由は最大レベルの信号に対し−１０ｄＢ以下の信号
は画像への寄与が非常に小さく、実質的に画像信号とし
て使用しなくても良いからである。なお、後者の選択方
法では、この１０ｄＢのレベル差による選択ではないの
で、場合によっては画像への寄与度の捨てがたい信号を
放棄してしまう惧れがある。したがって、実施に当って
は、コイルの形状，個数等を変えて種々試作実験を行っ
てから行うのが良い。
測で最大レベルの信号に対し−１０ｄＢ以下の信号のＲ
Ｆコイルを本計測では使用しないこととしているが、こ
の理由は最大レベルの信号に対し−１０ｄＢ以下の信号
は画像への寄与が非常に小さく、実質的に画像信号とし
て使用しなくても良いからである。なお、後者の選択方
法では、この１０ｄＢのレベル差による選択ではないの
で、場合によっては画像への寄与度の捨てがたい信号を
放棄してしまう惧れがある。したがって、実施に当って
は、コイルの形状，個数等を変えて種々試作実験を行っ
てから行うのが良い。
【００２０】このように、予備計測としてスライスＡ内
の核スピンを選択励起した場合には、ＲＦコイル３４
ｂ，３４ｃが本計測に対して選択される。そして、その
ＲＦコイルの選択状態で、ＥＰＩ法やＭＴＣ法のパルス
シーケンスを実行する。それらのパルスシーケンスは本
分野では多くの文献に開示されていることは周知である
ので省略する。
の核スピンを選択励起した場合には、ＲＦコイル３４
ｂ，３４ｃが本計測に対して選択される。そして、その
ＲＦコイルの選択状態で、ＥＰＩ法やＭＴＣ法のパルス
シーケンスを実行する。それらのパルスシーケンスは本
分野では多くの文献に開示されていることは周知である
ので省略する。
【００２１】この結果、本計測において、ＲＦパルスの
照射は画像を得るのに必要十分な被検体領域に対しての
み行われ、不必要な領域へは照射されなくなる。
照射は画像を得るのに必要十分な被検体領域に対しての
み行われ、不必要な領域へは照射されなくなる。
【００２２】図１には、被検体のスライスＢ，スライス
Ｃの各位置をも示してある。スライスＢは、ＲＦコイル
３４ｂの中央部に位置している。このスライスＢに対し
て予備計測を上記と同様に行った場合、ＲＦコイル３４
ｂの出力信号レベルは当然高く、ＲＦコイル３４ａ，３
４ｃ，３４ｄの各出力信号レベルがＲＦコイル３４ｂの
出力信号レベルより低く、その低さの値が−１０ｄＢ以
下であれば、本計測に対してはＲＦコイル３４ｂのみが
選択される。スライスＣはＲＦコイル３４の全てを横切
っているので、スライスＣに対する予備計測では、各コ
イルの出力信号は等しく、本計測は全てのコイルで行わ
れる。
Ｃの各位置をも示してある。スライスＢは、ＲＦコイル
３４ｂの中央部に位置している。このスライスＢに対し
て予備計測を上記と同様に行った場合、ＲＦコイル３４
ｂの出力信号レベルは当然高く、ＲＦコイル３４ａ，３
４ｃ，３４ｄの各出力信号レベルがＲＦコイル３４ｂの
出力信号レベルより低く、その低さの値が−１０ｄＢ以
下であれば、本計測に対してはＲＦコイル３４ｂのみが
選択される。スライスＣはＲＦコイル３４の全てを横切
っているので、スライスＣに対する予備計測では、各コ
イルの出力信号は等しく、本計測は全てのコイルで行わ
れる。
【００２３】図３は本発明の第二の実施例を示してい
る。第一の実施例とこの実施例との違いは、本実施例に
は選択部３５がないことである。すなわち、本実施例
は、ＲＦコイル３４は高周波送信部３６と高周波受信部
３７へ直接接続されている。
る。第一の実施例とこの実施例との違いは、本実施例に
は選択部３５がないことである。すなわち、本実施例
は、ＲＦコイル３４は高周波送信部３６と高周波受信部
３７へ直接接続されている。
【００２４】次に、この装置の動作をスライスＤを撮像
する場合を例にとり説明する。この例でもスライス位置
の設定と、予備計測のＲＦパルス照射，ＮＭＲ信号の受
信及び信号処理とは第一の実施例と同様に行われる。ス
ライスＤからの各ＲＦコイルの受信信号は、ＲＦコイル
３４ａ，３４ｂからのものが、他のコイルからのものよ
り１０ｄＢ以上高いとされると、制御部３０は本計測時
に、ＲＦコイル３４ａ，３４ｂへのみＲＦパルスを供給
するために、高周波送信器３６ａ，３６ｂへのみＲＦパ
ルスの出力指令を発し、また、受信時には高周波受信器
３７ａ，３７ｂのみを動作させる。これらの動作は制御
部３０内のＣＰＵのソフトウェア処理でなされる。本実
施例は、第一の実施例のように選択部３５のハードウェ
アが必要なく装置の簡略化が計れ、従来装置にソフトウ
ェアを搭載するだけで実現が可能となる。
する場合を例にとり説明する。この例でもスライス位置
の設定と、予備計測のＲＦパルス照射，ＮＭＲ信号の受
信及び信号処理とは第一の実施例と同様に行われる。ス
ライスＤからの各ＲＦコイルの受信信号は、ＲＦコイル
３４ａ，３４ｂからのものが、他のコイルからのものよ
り１０ｄＢ以上高いとされると、制御部３０は本計測時
に、ＲＦコイル３４ａ，３４ｂへのみＲＦパルスを供給
するために、高周波送信器３６ａ，３６ｂへのみＲＦパ
ルスの出力指令を発し、また、受信時には高周波受信器
３７ａ，３７ｂのみを動作させる。これらの動作は制御
部３０内のＣＰＵのソフトウェア処理でなされる。本実
施例は、第一の実施例のように選択部３５のハードウェ
アが必要なく装置の簡略化が計れ、従来装置にソフトウ
ェアを搭載するだけで実現が可能となる。
【００２５】以上、本発明を実施例を挙げて説明した
が、本発明は上記実施例に限定されず、要旨を逸脱しな
い範囲で変形が可能である。例えば、上記実施例ではマ
ルチプル・コイルの要素数を４個としたが、この数は任
意であり、またＲＦコイルの選択を１０ｄＢの信号レベ
ル差で行っているが、この値も適宜な値で設定すること
ができることは言うまでもない。
が、本発明は上記実施例に限定されず、要旨を逸脱しな
い範囲で変形が可能である。例えば、上記実施例ではマ
ルチプル・コイルの要素数を４個としたが、この数は任
意であり、またＲＦコイルの選択を１０ｄＢの信号レベ
ル差で行っているが、この値も適宜な値で設定すること
ができることは言うまでもない。
【００２６】尚、ＭＲＩ装置は現状では全身用の装置が
主流であるが、今後局所部位の専用装置、例えば四肢専
用装置への展開が想定されるが、本発明はコイルへ撮影
部位を挿入するのではなく置くだけで良く、かつＲＦパ
ルスの量が少なくて済むので、装置の周囲環境への影響
も少なくできることから、大きなメリットがもたらされ
ると考えられる。
主流であるが、今後局所部位の専用装置、例えば四肢専
用装置への展開が想定されるが、本発明はコイルへ撮影
部位を挿入するのではなく置くだけで良く、かつＲＦパ
ルスの量が少なくて済むので、装置の周囲環境への影響
も少なくできることから、大きなメリットがもたらされ
ると考えられる。
【００２７】
【発明の効果】以上述べたように本発明によれば、マル
チプル・コイルを送受信用コイルとして用いて被検体の
撮像を行うＭＲＩ装置において、画像に寄与する信号量
の大きなコイルのみを選択してＲＦパルスを送信するよ
うにしたため、被検体へ不要なＲＦパルスを照射するこ
とがなくなり、ＥＰＩ法やＭＴＣ法の各パルスシーケン
スを行っても被検体が発熱によって障害を受ける惧れが
なくなる。
チプル・コイルを送受信用コイルとして用いて被検体の
撮像を行うＭＲＩ装置において、画像に寄与する信号量
の大きなコイルのみを選択してＲＦパルスを送信するよ
うにしたため、被検体へ不要なＲＦパルスを照射するこ
とがなくなり、ＥＰＩ法やＭＴＣ法の各パルスシーケン
スを行っても被検体が発熱によって障害を受ける惧れが
なくなる。
【図１】本発明の一実施例のＭＲＩ装置の送受信系の要
部を示すブロック図。
部を示すブロック図。
【図２】本発明のＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック
図。
図。
【図３】本発明の他の実施例のＭＲＩ装置の送受信系の
要部を示すブロック図。
要部を示すブロック図。
３０ 制御部
３４，３４ａ〜３４ｄ ＲＦコイル
３５ 選択部
３６ 高周波送信部
３７ 高周波受信部
３８ 信号処理部
Claims (4)
- 【請求項１】複数のコイルを並列配置して成り、被検体
に対するＲＦパルスの照射と前記被検体から生ずるＮＭ
Ｒ信号の受信とを行うマルチプル・コイルと、撮像に先
立つ予備計測にて、前記複数のコイルの全てを用いて、
設定されたスライス内の核スピンを励起するとともに前
記スライス内から生ずるＮＭＲ信号を受信する手段と、
前記複数のコイルの各々で受信された信号を所定レベル
を基準として判定し、所定レベル以上の信号を出力した
コイルを撮像のための本計測時の送受信用コイルとして
選択する手段とを備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 【請求項２】本計測時に用いる送受信用コイルの選択
は、予備計測の受信信号同志のレベル差の比較によって
行うことを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。 - 【請求項３】本計測時に用いる送受信用コイルの選択
は、予備計測の受信信号のゲイン調整の有無による判定
で行うことを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。 - 【請求項４】複数のコイルを並列配置して成り、被検体
に対するＲＦパルスの照射と前記被検体から生ずるＮＭ
Ｒ信号の受信とを行うマルチプル・コイルと、撮像に先
立つ予備計測にて、前記複数のコイルの全てを用い、設
定されたスライス内の核スピンを励起するとともに前記
スライス内から生ずるＮＭＲ信号を受信する手段と、前
記複数のコイルの各々で受信された信号を所定レベルを
基準として判定し、所定レベル以上の信号を出力したコ
イルに接続された高周波送信部と高周波受信部のみを撮
像のための本計測時に作動させる手段とを備えたことを
特徴とするMRI装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP09420995A JP3483169B2 (ja) | 1995-03-29 | 1995-03-29 | Ｍｒｉ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP09420995A JP3483169B2 (ja) | 1995-03-29 | 1995-03-29 | Ｍｒｉ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08266507A JPH08266507A (ja) | 1996-10-15 |
| JP3483169B2 true JP3483169B2 (ja) | 2004-01-06 |
Family
ID=14103931
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP09420995A Expired - Fee Related JP3483169B2 (ja) | 1995-03-29 | 1995-03-29 | Ｍｒｉ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3483169B2 (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6724923B2 (en) * | 2001-04-13 | 2004-04-20 | Ge Medical Systems Global Technology Co., Llc | Automatic coil selection of multi-receiver MR data using fast prescan data analysis |
| DE102013206055A1 (de) * | 2013-04-05 | 2014-10-09 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren und Lokalspulensystem zur Erzeugung eines Magnetresonanz-Hochfrequenz-Feldes |
| CN108627791B (zh) * | 2018-05-10 | 2020-07-10 | 上海东软医疗科技有限公司 | 磁共振谱仪和磁共振成像系统 |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH03236829A (ja) * | 1990-02-14 | 1991-10-22 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JPH0435645A (ja) * | 1990-05-31 | 1992-02-06 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US5138260A (en) * | 1990-11-21 | 1992-08-11 | Picker International, Inc. | Computer controlled switching of multiple rf coils |
-
1995
- 1995-03-29 JP JP09420995A patent/JP3483169B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH08266507A (ja) | 1996-10-15 |
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