專利名稱：利用磁共振的檢查裝置及核磁共振信號接收用線圈的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種利用磁共振的檢查裝置(以下，稱為MRI裝置)，特 別涉及檢測核磁共振信號的接收用RF線圈。
背景技術(shù)：
MRI裝置是從放置在均勻的磁場中的檢查對象(被檢查者)通過核磁 共振得到信號并圖像化的裝置，攝像視野局限于靜磁場磁鐵所發(fā)生的均勻 磁場空間。但是，近年來，開發(fā)了邊移動載置有被檢查體的平臺邊攝像的 方法，由此可以攝像例如被檢査體的全身等廣闊視野。隨著上述平臺的移 動的廣闊視野攝像，因為要將計測時間設(shè)定在被檢査者可耐受的時間以 內(nèi)，所以期望縮短攝像時間。作為謀求縮短攝像時間的高速攝像法之一，現(xiàn)開發(fā)出使用由多個副線 圈構(gòu)成的接收線圈，利用從普通的相位編碼隔開間隔后的相位編碼進行攝 像，且使用多個接收線圈的靈敏度分布信息除去圖像中產(chǎn)生的折疊 (aliasing)的技術(shù)(稱為并行成像等。這里稱為攝像時間縮短技術(shù))(非 專利文獻l)。該攝像方法與通常的攝像相比，可以減少相位編碼步驟，因 此可以縮短整體上的攝像時間。在理論上，可以將相位編碼的疏減率 (thinning-out rate) (二疏減后的相位編碼數(shù)/通常的相位編碼數(shù))形成為 "副線圈數(shù)"分之一，且縮短與相位編碼疏減率相對應(yīng)的攝像時間。為了實現(xiàn)這樣的縮短攝像時間的技術(shù)，首先需要使多個副線圈之間的 互相電磁耦合足夠小。在具有副線圈間的電磁耦合時，線圈間噪聲干擾， 使圖像的S/N惡化。作為抑制2個線圈的電磁耦合的方法，非專利文獻2 記載了在信號檢測中使用低輸入阻抗的放大器的方法。但是，在相對于兩 個線圈間的距離而線圈尺寸較大的情況下，僅使用該方法不能完全抑制磁孝禺合o 另外，在該攝像時間縮短的技術(shù)中，多個副線圈的幾何學(xué)配置要適當。多個接收線圈的幾何學(xué)配置不適當時，圖像的S/N部分地惡化。多個接收 線圈的幾何學(xué)配置，具體地說，優(yōu)選接收線圈的合成靈敏度分布覆蓋攝像 區(qū)域且相互間盡可能地不同，作為對其進行評價的基準，存在稱為G因子 (factor)的基準。G因子根據(jù)下式求得(非專利文獻3) (式1)式中，S是線圈數(shù)nc個的接收線圈在重合(overlapping)數(shù)為np時， 在重合位置中的靈敏度矩陣(npXnc)，上標的H是表示轉(zhuǎn)置復(fù)共軛的意 思。W是接收線圈的噪聲矩陣(ncXnc)。G因子表示在所使用的線圈結(jié)構(gòu)中能使由折疊而重合的像素分離的程 度，是l以上的數(shù)值。在這樣上述攝像時間縮短技術(shù)中使用的接收線圈中，副線圈的電磁耦 合和G因子的改善為重要的課題。迄今的攝像時間縮短技術(shù)，主要在高磁場的水平磁場機上進行開發(fā)， 對接收線圈的構(gòu)成也提出了與水平磁場機對應(yīng)的各種方案。在MRI裝置 中，檢測與靜磁場方向(z方向)垂直方向的RF磁場，通常，在水平磁 場機中，因為靜磁場方向與被檢查體的體軸方向一致，所以作為水平磁場 機用的接收線圈，使用圖26 (A) (C)所示的表面線圈26—1 26— 10。 (A)圖因為存在在x方向和y方向上靈敏度分布不同的副線圈，所以 將MR圖像的相位編碼方向選擇在x方向或y方向即可分離圖像的折疊。 另外，(B)、 (C)圖因為存在在x、 y、 z三個方向靈敏度分別不同的副線 圈，所以在相位編碼方向選擇為任一方向時，也能夠分離圖像的折疊。另外，作為水平磁場機用的接收線圈，如圖27所示，提出了不同種 的線圈組合后的線圈的方案(專利文獻l)。在該接收線圈中，通過將線圈 27—1和27-2以相對于z軸左右對稱的方式配置，由此沒有電磁耦合。 另外線圈27—2所生成的磁場的朝向為y方向，線圈27—1、 27—3與線 圈27—2重合的區(qū)域所生成的磁場的朝向主要在z方向，因此電磁耦合弱。另一方面，在垂直磁場機中，靜磁場的朝向為垂直方向，通常，由于
被檢查體被放置在其體軸方向與靜磁場方向垂直的方向，因此，作為接收線圈可以使用在被檢査體的外周配置的螺線線圈(solenoid coil)。配置在 被檢查體的外周的螺線線圈與放置在被檢查體表面的環(huán)形線圈不同，在被 拍攝體的深部也具有很強的靈敏度。因此，在為相同的磁場強度時，可使 用螺線線圈的垂直磁場型MRI —方一般被攝體深部的靈敏度比水平磁場 型MRI更高。作為垂直磁場機的接收線圈，在專利文獻2中，如圖28所 示，公開了在被檢查體的外周配置的多個螺線線圈28 — 1、 28—2、 28—3 和表面線圈29—1、 29—2的組合后的線圈，公開了通過使用該接收線圈 而在被檢查體深部的心臟附近區(qū)域，應(yīng)用非專利文獻1記載的攝影時間縮 短技術(shù)進行高靈敏度且高速的攝像。該接收線圈對心臟附近區(qū)域等局部的區(qū)域是有效的，但是難以適用于 上述伴隨平臺的移動的廣視野攝像。非專利文獻1: J.B.Ra， C.Y.Rim: "Fast Imaging UsingSubencoding Data Sets from Multiple Detectors", Magnetic Resonance inMedicine， vol.30， pp.142 — 145 (1993)非專利文獻2: P.B.Roemer， W.A.Edelstein， C.E.Hayes， S.P.Souza， and O.M.Mueler ， " The NMR Phased Array" ， Magnetic Resonance 固edicine， vol. 16， pp. 192— 225 (1990)非專禾ll文獻 3 : Klaas P.Pruessmann ， Markus Weiger ， Markus B.Scheidegger， and PeterBoesiger: "SENSE: Sensitivity Encoding for Fast MRI"， Magnetic Resonance inMedicine， vol.42， pp.952—962 (1999)專利文獻1:美國專利公開20040196042號公報；專利文獻2:日本特開2002 — 153440號公報。發(fā)明內(nèi)容本發(fā)明目的在于，提供一種適用于攝影時間縮短技術(shù)和應(yīng)用該攝影時 間縮短技術(shù)的廣視野攝像的、在任一方向選擇相位編碼方向而在攝影剖面 整體中G因子也變得較小的垂直磁場用接收線圈，和具備該線圈的MRI 裝置。為了解決上述問題，本發(fā)明的MRI裝置具備在垂直方向發(fā)生靜磁場
的機構(gòu)；發(fā)生向置于所述靜磁場的檢查對象施加的激勵RF脈沖的機構(gòu)； 發(fā)生與所述靜磁場疊加的傾斜磁場的機構(gòu)；及接收用線圈，其由多個副線 圈構(gòu)成，用于檢測所述檢查對象所發(fā)生的核磁共振信號，所述多個副線圈具有第一線圈，其在包含與所述靜磁場方向平行的 軸的面內(nèi)配置，在所述檢查對象的外周形成電流環(huán)；第二線圈，其在與所 述第一線圈的電流環(huán)交叉的面形成偶數(shù)的電流環(huán)；第三線圈，其在與所述 第二線圈的電流環(huán)面大致平行的面形成奇數(shù)的電流環(huán)，所述第二線圈和所述第三線圈被配置為第二線圈所形成的電流環(huán)的 排列方向與第三線圈所形成的電流環(huán)的排列方向相同，且在該電流環(huán)的排 列方向上，所述第二線圈的靈敏度為最小的位置與第三線圈的靈敏度為最 大的位置大致一致。另外，本發(fā)明的MRI裝置，用于構(gòu)成接收用線圈的多個副線圈具有 第一線圈，其在包含與所述靜磁場方向平行的軸的面內(nèi)配置，在所述檢查 對象的外周形成電流環(huán)；第二線圈，其在與所述第一線圈的電流環(huán)交叉的 面形成偶數(shù)的電流環(huán)；第三線圈，其在與所述第二線圈的電流環(huán)面大致平 行的面形成奇數(shù)的電流環(huán)，所述第二線圈和所述第三線圈被配置為電流 環(huán)的排列方向大致相同，且電流環(huán)的中心在其排列方向上相互交替。在本發(fā)明的MRI裝置中，例如，第二線圈和第三線圈至少一方，在與 所述電流環(huán)的排列方向交叉的方向被配置多個。另外，第二線圈和第三線圈至少一方，配置在夾持所述檢查對象且大 致平行的兩個面。此時，優(yōu)選在夾持檢査對象且大致平行的面配置的一對 副線圈，按照相對于垂直該電流環(huán)面的軸而互相電流環(huán)處于不同的位置的 方式配置。進而，本發(fā)明的MRI裝置的優(yōu)選方式中，第二線圈和第三線圈的各自 的電流環(huán)在與所述電流環(huán)的排列方向相垂直的方向上被配置在錯開的位 置。第二線圈具有例如兩個電流環(huán)，第三線圈具有例如三個電流環(huán)。 另外，在本發(fā)明的MRI裝置中，接收用線圈具有作為副線圈的第四線圈，該線圈在與所述第一線圈的電流環(huán)面平行的多個面上分別形成電流環(huán)也可。
另外，在本發(fā)明的MRI裝置中，第一線圈也可以在與其電流環(huán)面垂直 的方向被配置多個。此時，例如，接收用線圈具有使多個第一線圈的每一 個電磁隔離的機構(gòu)。另外，本發(fā)明的核磁共振信號接收用線圈，具備第一線圈，其在包 括與從外部施加的靜磁場的方向平行的軸的面內(nèi)配置，在檢查對象的外周 形成電流環(huán)；第二線圈，其在與第一線圈的電流環(huán)面交叉的面形成偶數(shù)的 電流環(huán)；第三線圈，其在與第二線圈的電流環(huán)面大致平行的面形成奇數(shù)的 電流環(huán)。第二線圈和第三線圈被配置為第二線圈所形成的電流環(huán)的排列 方向和第三線圈所形成的電流環(huán)的排列方向相同，且在該電流環(huán)的排列方 向，所述第二線圈的靈敏度最小的位置與第三線圈的靈敏度最大的位置大 致一致?；蛘撸诙€圈和第三線圈被配置為電流環(huán)排列方向大致相同 且電流環(huán)的中心在其排列方向上互相交替。根據(jù)本發(fā)明，通過具備抑制互相的電磁耦合且適當配置的三種副線圈 構(gòu)成的接收用線圈，在采用攝影時間縮短技術(shù)時可以得到?jīng)]有S/N劣化的 圖像。另外，將三種副線圈采用例如在被檢查體的體軸方向多個排列的結(jié) 構(gòu)，由此可以將x、 y、 z所有方向選擇為相位編碼方向從而增加攝像的自 由度，且適用于伴隨著平臺的移動的廣視野攝像。由此，在伴隨著平臺的 移動的廣視野攝像中可以謀求大幅度的攝影時間的縮短。


圖1是應(yīng)用本發(fā)明的MRI裝置的整體構(gòu)成的圖。 圖2是表示本發(fā)明的接收用線圈的第一實施方式的圖。 圖3是表示構(gòu)成圖2的接收用副線圈的圖，(A)是第一線圈，(B) 是第二線圈，(C)是第三線圈。圖4是表示第一線圈的變形例的圖。圖5是說明第三線圈的動作模式的圖。圖6是說明第二線圈和第三線圈的配置的圖。圖7是表示第二線圈和第三線圈的合成靈敏度分布的圖。圖8是第三線圈的變形例的圖。圖9是表示將第二線圈在y方向排列多個的狀態(tài)的圖。
圖10是表示將第二線圈在y方向排列多個的狀態(tài)的圖。圖11是表示第一線圈在y方向排列多個時的接收用線圈的結(jié)構(gòu)的圖。圖12是表示本發(fā)明的第二實施方式的圖，(A)表示被檢查體的胸側(cè) 的線圈的配置，(B)表示背中側(cè)的線圈的配置。圖13是表示上下配置的同種線圈的配置例的圖，(A)表示第二實施 方式的圖，(B)表示與(A)不同的線圈的配置的圖。圖14是表示本發(fā)明第三實施方式的圖。圖15是表示第三實施方式中的靈敏度分布的圖。圖16是表示第三實施方式的變形例的圖。圖17是說明圖16的實施方式中的去耦的圖。圖18是表示本發(fā)明的第四實施方式的圖。圖19是表示第四實施方式中的第二線圈和第三線圈的合成靈敏度分 布的圖。圖20是表示本發(fā)明的接收用線圈分割后的情況的立體圖。 圖21是表示本發(fā)明的接收用線圈分割后的情況的立體圖。 圖22是表示將本發(fā)明的接收用線圈全身安裝時的立體圖。 圖23是表示本發(fā)明的接收用線圈的G因子模擬后的結(jié)果的圖。 圖24是表示本發(fā)明的接收用線圈的G因子模擬后的結(jié)果的圖。 圖25是表示比較例的接收用線圈的G因子模擬后的結(jié)果的圖。 圖26是表示水平磁場型MRI用現(xiàn)有型接收用線圈的配置例的圖。 圖27是表示水平磁場型MRI用現(xiàn)有型接收用線圈的配置例的圖。 圖28是表示垂直磁場型MRI用現(xiàn)有型接收用線圈的配置例的圖。 圖29是表示開放型MRI裝置的圖。圖中符號說明3 — 1、 3—2第一線圈，5 — 1、 5—2第二線圈，7—1、 7—2第三線圈，101磁體，102傾斜磁場發(fā)生線圈，103被檢査體，104 定序器，105傾斜磁場電源，106 RF脈沖發(fā)生器，107接收用線圈，115 RF功率放大器，108接收器，109計算機，110顯示器，111存儲介質(zhì)。
具體實施方式
以下，參照

本發(fā)明的實施方式。
圖1是表示應(yīng)用本發(fā)明的垂直磁場型MRI裝置的整體構(gòu)成的方框圖。 圖29是表示其外觀的圖。該MRI裝置具備發(fā)生垂直方向(本說明書中， 以下，將靜磁場的方向作為z方向進行說明)的靜磁場的磁體101;發(fā)生 傾斜磁場的傾斜磁場線圈102;檢查對象(被檢查體)103;發(fā)生例如對人 體施加的RF脈沖的照射用線圈107;接收從被檢查體103發(fā)生的核磁共 振(NMR)信號的接收用線圈116;進行攝像控制的定序器104;對接收 用線圈116接收的NMR信號進行信號處理，且進行圖像再構(gòu)成所需要的 各種運算的計算機109;和用于將被檢查體103搬入到磁體101所發(fā)生的 靜磁場內(nèi)的平臺(圖29、 120)等，被檢査體103在載置于平臺的狀態(tài)下 被搬入到靜磁場空間中。磁體IOI，采用永久磁鐵、常導(dǎo)電磁鐵、超導(dǎo)電磁鐵等公知的磁鐵裝 置。傾斜磁場線圈102因為對磁鐵101所發(fā)生的靜磁場賦予磁場梯度，所 以由在互相垂直的三軸方向(例如x、 y、 z方向)發(fā)生傾斜磁場的三個傾 斜磁場線圈構(gòu)成，通過定序器104的控制，驅(qū)動三軸方向的傾斜磁場電源 105而發(fā)生期望方向的傾斜磁場。通過傾斜磁場的提供方法可以決定被檢 查體的攝影剖面，另外，也可以對NMR信號賦予位置信息。另外，為了 提高靜磁場的均勻度，按照需要配置勻場(shim)線圈。傾斜磁場線圈有 時也兼用作勻場線圈的一部分。照射用線圈107通過RF功率放大器115與RF脈沖發(fā)生器106連接。 根據(jù)來自定序器104的命令從RF脈沖發(fā)生器106輸出的RF脈沖，由RF 功率放大器115放大，且通過照射用線圈107而施加到被檢查體103。接收用線圈116接收由照射RF脈沖而從被檢查體103發(fā)生的NMR。 在本發(fā)明中，接收用線圈116由多個副線圈116 — l U6—n構(gòu)成，分別 與接收器108連接，該接收器108備有用于A/D變換、檢波的電路。其中， 對于副線圈而言，介由切換器可將多個副線圈與一個接收器108連接，通 過切換器切換，選擇地將來自一個副線圈的信號輸入到接收器108。在接 收器中作為檢波的基準的中心頻率(核磁共振頻率)由定序器104設(shè)置。由接收用線圈106接收且由接收器108檢波的信號被輸送到計算機 109，在這里被采樣處理之后，進行圖像再構(gòu)成等的信號處理。其結(jié)果在 顯示器110進行顯示。另外，作為結(jié)果的圖形或測定條件等按照需要存儲
在存儲介質(zhì)111。定序器104進行控制以使各個裝置以編程化后的定時、強度進行動作。 該程序中，特別是RF脈沖的施加、傾斜磁場的施加、核磁共振信號的接 收定時以及RF脈沖和傾斜磁場的強度的表述均被稱為攝影序列。接著，針對這樣構(gòu)成的MRI裝置的接收用線圈進行說明。在本發(fā)明的MRI裝置中，作為接收用線圈，使用至少三種副線圈組 合后的線圈，該三種副線圈包括配置在被檢查體的外周的螺線線圈、配置 在被檢查體的外周表面的兩種表面線圈。本發(fā)明的MRI裝置所發(fā)生的靜 磁場為垂直方向，所以三種副線圈被構(gòu)成得以發(fā)生或檢測出與靜磁場方向 垂直的方向的磁場，而且處于互相的磁耦合沒有或通過公知的去耦機構(gòu)可 除去的配置，在x、 y、 z任一方向上均可得到良好的G因子的幾何學(xué)配置。圖2表示了由這樣的副線圈構(gòu)成的接收用線圈的第一實施方式。圖示 的接收用線圈由以下線圈構(gòu)成在包含z軸的面中形成電流環(huán)的第一線圈 3 — 1;在與第一線圈電流環(huán)面交叉的面中形成2個電流環(huán)的第二線圈5 —1、 5—2;與第二線圈5 — 1、 5 — 2在Z軸方向上大致重合的位置配置，在 與第一線圈的電流環(huán)面交叉的面中形成3個電流環(huán)的第三線圈7—1、 7—2。 圖中只表示了由一個第一線圈3 — 1、 一組第二線圈和一組第三線圈構(gòu) 成的1個模塊，但是根據(jù)攝影的目的或攝影方法，可以使用多個模塊在被 檢查體的體軸方向上組合后的線圈作為接收用線圈。第一線圈3 — 1，如圖3 (A)所示，是由一組環(huán)型線圈構(gòu)成的螺線線 圈，各環(huán)型線圈形成的電流環(huán)位于包含z方向軸的面(xz面)中，并且2 個環(huán)型線圈以在被檢查體的體軸方向(y方向)上保持間隔而包圍被檢查 體103外周的方式配置。該螺線線圈3 — 1形成的磁場的朝向(螺線線圈 檢測出的磁場方向)為y方向。另外，在圖中沒有表示，但是螺線線圈3 一l按照線圈導(dǎo)體由電容器在多個位置分割且線圈的共振頻率與核磁共振 頻率相匹配的方式使用。并且作為第一線圈3 — 1，除了圖3 (A)所示的 線圈之外，也可以是圖4所示的1匝的螺線線圈3—2。第二線圈5 — 1、 5—2，如圖3 (B)所示，是具有2個電流環(huán)的蝶型 線圈，2個電流環(huán)與第一線圈3 — 1的電流環(huán)面(xz面)交叉且排列在與z 方向垂直的方向(這里被檢查體的寬度方向x方向)。由于這樣的第二線
圈5 — 1、 5 — 2形成的磁場方向為x方向或者z方向，與第一線圈3 — 1形 成的磁場方向(y方向)正交，兩者的電磁耦合弱。并且，第二線圈5 — 1、 5 — 2也可以只是其中的任意一個，但在本實施方式中，以夾著被檢查體 103且相互對置的方式配置2個蝶型線圈。這樣在位置上對置的2個線圈， 一般具有電磁的耦合，但在本實施方式中通過例如在信號檢測中使用低輸 入阻抗的放大器，抑制磁耦合。并且，在與蝶型線圈5 — 1和5 — 2各自具 有的2個電流環(huán)的尺寸相比而蝶型線圈5 — 1和5 — 2的距離較短時，即使 使用上述方法也不能充分抑制磁耦合。因此需要采用不同的抑制手段。關(guān) 于上下線圈中的磁耦合的抑制，在后面進行詳細描述。第三線圈7—1、 7—2，如圖3 (C)所示那樣是具有3個電流環(huán)的線 圈，3個電流環(huán)與第二線圈的2個電流環(huán)一樣，與第一線圈3 — 1的電流環(huán) 面(xz面)交叉且在x方向上排列。因此，對第三線圈而言，與第一線圈 的電磁耦合也較弱。另外第三線圈7—1、 7—2也可以只是其中任意一個， 但在本實施方式中，2個線圈以夾著被檢查體103且相互對置的方式配置， 并通過眾所周知的技術(shù)例如在信號檢測中使用低輸入阻抗的放大器，抑制 磁耦合。第三線圈7 — 1 (7—2)中如圖5 (A)所示那樣存在2個共振模式4 -1， 4一2。該圖(B)、 (C)是分別用箭頭的粗細表現(xiàn)各共振模式中的電 流分布的圖，在(B)所示的共振頻率低的共振模式4一2中，在中央的導(dǎo) 體環(huán)中沒有形成電流環(huán)。在(C)所示的共振頻率高的共振模式4一1中， 連接節(jié)4一3—4、節(jié)4一3 — 1、節(jié)4一3—2和節(jié)4一3 — 3的導(dǎo)體路徑，連 接節(jié)4一3 — 1、節(jié)4一3—2、節(jié)4一3 — 6和節(jié)4一3 — 5的導(dǎo)體路徑以及連 接節(jié)4一3 — 5、節(jié)4一3 — 8、節(jié)4一3 — 7和節(jié)4—3—6的導(dǎo)體路徑被形成 為第一 第三電流環(huán)。本發(fā)明中，在共振模式4一1中使用該共振頻率較 高的。通過調(diào)整插入第三線圈7 — 1 (7—2)中的電容器(圖中沒有表示) 等以符合共振頻率，能夠使線圈7—1 (7—2)以共振模式4一1動作。接著，對形成上述2個電流環(huán)的第二線圈5 — 1、 5—2和形成3個電 流環(huán)的第三線圈7—1、 7—2的配置進行說明。在形成多個電流環(huán)的線圈 中，其電流環(huán)排列方向的靈敏度分布在線圈導(dǎo)體附近最高。因此，在形成 2個電流環(huán)的第二線圈5 — 1的靈敏度分布中，如圖6 (A)所示，存在3
個靈敏度高的部分和其間的低靈敏度部分，在形成2個電流環(huán)的第三線圈7—1的靈敏度分布中，如該圖(B)所示，存在4個靈敏度高的部分和其 間的低靈敏度部分。本實施方式中，將具有這樣的靈敏度分布的2種類線 圈以一方的最大靈敏度部分和另一方的最小靈敏度部分大致重合的方式 配置。即構(gòu)成為連接第三線圈7 — 1的節(jié)4一3 — 1和節(jié)4一3—2的線圈導(dǎo) 體，位于連接第二線圈5 — 1的節(jié)4一4一5和節(jié)4一4—4的線圈導(dǎo)體與連 接節(jié)4一4一1和4一4一2的線圈導(dǎo)體之間，且連接第三線圈7—1的節(jié)4 一3 —5和節(jié)4一3 — 6的線圈導(dǎo)體，位于連接第二線圈5—1的節(jié)4一4_6 和節(jié)4一4一7的線圈導(dǎo)體與連接節(jié)4一4一10和4一4一9的線圈導(dǎo)體之間。 通過這樣將第二和第三線圈以成為最大靈敏度的部分變得互不相同的方 式重合且相對于y軸對稱地配置，能夠?qū)⒌诙偷谌€圈的電磁耦合形成 為最小。圖7表示這2種線圈的合成靈敏度分布。由此可知在合成的靈敏度中， 被攝體的范圍內(nèi)不存在靈敏度變?yōu)榱愕膮^(qū)域。在這樣第二線圈和第三線圈重合的情況下，受制作精度等制約，使第 三線圈靈敏度成為最大的2個區(qū)域與第二線圈靈敏度成為最小的2個區(qū)域 完全一致是困難的，但是，優(yōu)選在第二線圈的x方向?qū)挾鹊?0X的長度以 內(nèi)一致。受實際安裝的制約，即使偏離第二線圈x方向的寬度的20%程度， 也能夠期待G因子的改善效果。并且，作為本實施方式中的第三線圈，只要形成3個鄰接的電流環(huán)即 可，除了圖3 (C)所示的線圈之外，例如圖8所示，也可以使用將1匝 的環(huán)型線圈在2處螺旋纏繞(twisted)后的形狀的線圈8 — 1， 8—2。圖8 (A)是表示線圈8—1， 8 —2和被檢查體103之間關(guān)系的立體圖，圖8(B) 是表示從z軸正方向觀察到的線圈8 — 1的圖，和x方向的靈敏度分布的 圖。該線圈8 — 1，由連接節(jié)8 — 3 — 3、節(jié)8 — 3—4、節(jié)8—3 — 5、節(jié)8—3 一6、節(jié)8 — 3 — 1和節(jié)8—3—2的導(dǎo)體路徑來形成第一電流環(huán)，由連接節(jié)8 一3 —9、節(jié)8—3 —10、節(jié)8 —3 —11、節(jié)8 —3 —12、節(jié)8 — 3 — 13、節(jié)8 — 3 一14、節(jié)8—3 — 7和節(jié)8—3 — 8的導(dǎo)體路徑來形成第二電流環(huán)，由連接節(jié)
8 — 3—20、節(jié)8 —3 —15、節(jié)8—3 — 16、節(jié)8—3 — 17、節(jié)8 —3 — 18和節(jié)8 一3 — 19的導(dǎo)體路徑來形成第三電流環(huán)。與線圈7—1不同，在該線圈8 — l中僅存在一個共振模式。另外當觀察靈敏度分布時，在連接節(jié)8 — 3 — 7、 節(jié)8—3 — 8、節(jié)8 — 3—9、節(jié)8 — 3—4的導(dǎo)體附近，在連接節(jié)8 —3 —1、節(jié) 8 — 3—2、節(jié)8 — 3—9、節(jié)8 — 3 — 10的導(dǎo)體附近，在連接節(jié)8 — 3 — 11、節(jié) 8 — 3—2、節(jié)8 — 3 — 20、節(jié)8—3 — 15的導(dǎo)體附近，以及在連接節(jié)8 — 3 — 18、節(jié)8 — 3 — 19、節(jié)8—3 — 13、節(jié)8 — 3 —14的導(dǎo)體附近，靈敏度變得最 大。如上所述，由于接收用線圈檢測出與靜磁場方向(z方向)正交的方 向的RF磁場，所以線圈8 — 1是與圖27 (D)所示的水平磁場用線圈類似 的線圈，但是此靈敏度分布，與水平磁場用線圈的靈敏度分布不同。對于該線圈8 — 1，也與線圈7 —l—樣，通過按照其靈敏度分布變?yōu)?最大的部分與第二線圈的靈敏度分布變?yōu)樽钚〉牟糠种睾系姆绞脚渲茫瑯?gòu) 成抑制相互磁耦合后的接收用線圈。下面，對上述第一 第三線圈組合后的模塊在被檢查體103的體軸方 向(Y方向)排列多個時的去耦進行說明。如上所述，配置第一線圈和第 二線圈、第一線圈和第三線圈、第二線圈和第三線圈分別使其磁耦合變得 最小，但在第一 第三線圈在Y方向排列多個時，需要抑制同種類的線圈 相互之間的電磁耦合。以下，對相同種類線圈的去耦進行說明。圖9 (A)、 (B)是分別表示第二線圈5 —1、 5—2和5 — 3、 5—4在y 方向上排列的狀態(tài)的圖。(A)中，通過使夾著被檢查體103在其上下配置 的2個線圈5 — 1和5—3以及線圈5—2和5—4，分別在y方向上適度地 (例如面積為10%程度)重合，由此消'除磁耦合。另外如(B)所示，通 過線圈5 — 1和5—3以及線圈5—2和5—4在y方向的距離隔開來消除磁 耦合也。此時，通過線圈間的距離隔開且在信號檢測中使用低輸入阻抗的 放大器，從而抑制磁耦合。在這樣線圈間的距離隔開的方法中，由于與使 線圈重合配置的情況相比較能夠減小電流環(huán)的面積，所以，只要上下線圈 間的距離，就可將上下對置的線圈間的電磁耦合變小，且增大使用低輸入 阻抗的放大器的抑制磁耦合效果。圖10是表示第三線圈7 — 1、 7—2、 7—3和7—4在y方向上排列的 狀態(tài)的圖。對于第三線圈，通過適度地使y方向上鄰接的線圈重合，能夠 抑制鄰接線圈相互之間的磁耦合。另外圖中沒有表示，但與第二線圈的情 況一樣，通過將鄰接的線圈間的距離隔開，也可以抑制磁耦合。這樣第二線圈和第三線圈能夠在y方向上連續(xù)地排列，但是如果將第 一線圈的螺線線圈3 — 1或者3—2排列在y方向上，則兩者的電磁耦合非 常大，即使利用在輸出中使用低阻抗放大器的去耦方法，也不能充分抑制 磁耦合。但是，在如全身攝像這樣的廣視野的攝像中，通常是將攝影區(qū)域 在被攝體的體軸方向(垂直磁場MRI中為y方向)分割為多個測量模塊 來進行攝影的。因此，在本實施方式中，以一個測量模塊中存在一個螺線 線圈的方式設(shè)定，以使攝像中的測量模塊未包含的(不用于攝像)螺線線 圈不進行動作。圖11表示用于選擇性地使在y方向上多個配置的螺線線圈3 — 1、 3 一2、 3 — 3動作的構(gòu)成。在各螺線線圈3 — 1 3—3中，如該圖(A)所示， 插入與電容器ll一l并聯(lián)連接的電感11一2，該電容器ll一l與各螺線線 圈3 — 1 3 — 3的一部分串聯(lián)連接。電感被設(shè)定得在核磁共振頻率具有共 振峰這樣的值，由電感11一2和電容器11一1形成共振電路。在該共振電 路中，插入根據(jù)例如來自定序器104的控制信號而導(dǎo)通截止(ONOFF)的 二極管11一3。另外多個螺線線圈介由開關(guān)11一4與一個接收器11 — 5相 連接。在這樣的結(jié)構(gòu)中，由于在二極管ll一3處于ON時，電感11一2和電 容器ll一l共振而變?yōu)榇蟮淖杩?，因此與在電容器ll一l部分中插入大的 電阻等效。在該狀態(tài)中環(huán)電流不能流動，作為RF線圈不動作。在用例如 線圈3—3存在的測量模塊進行攝像時，如該圖(B)所示，二極管11一3 一2和11—3 — 1中流過直流電流，二極管11一3 — 3中不流過直流電流。 同時，切換開關(guān)ll一4，將線圈3 — 3的輸出電纜連接到接收器11 —5上。 由此只有線圈3 — 3作為螺線線圈動作，線圈3 — 1和3—2作為RF線圈不 動作。另外通過這樣的結(jié)構(gòu)，能夠由l個接收器(第一線圈用接收器)11 一5處理來自多個第一線圈的信號。如以上說明，由于本實施方式的接收用線圈被配置為在不同種類的 線圈間和同種線圈間沒有磁耦合或者變?yōu)樽钚?，不僅適用于通常攝像，也 適用于相位編碼的間隔增大而FOV減小后的攝影時間縮短技術(shù)(并行成 像)。在上述攝影時間縮短技術(shù)中，與比通常相位編碼步驟更寬的間隔進行 少的相位編碼數(shù)的測量。由接收用線圈各副線圈檢測出的信號，通過與每個副線圈相連接的接收器108 — 1 108—n進行采樣后，重新構(gòu)成為圖像 數(shù)據(jù)后進行合成，形成覆蓋接收用線圈整體區(qū)域的圖像。或者在對圖像數(shù) 據(jù)重新構(gòu)成前進行合成，然后進行重新構(gòu)成。信號合成時，使用各接收用 線圈的靈敏度分布信息消除圖像中產(chǎn)生的折疊。并且攝影時間縮短技術(shù)中 的折疊除去運算，例如記載在非專利文獻l。對于該折疊運算中的噪音電 平而言，依賴于構(gòu)成接收用線圈的副線圈的幾何學(xué)配置的G因子成為問 題，但是在本實施方式中，通過以3種線圈的靈敏度分布重合變?yōu)樽钚〉?方式進行配置，且消除電磁耦合，由此能夠減小G因子(例如，為2以下)， 并得到SNR低的高質(zhì)量的MR圖像。另外為了有效地進行攝影時間縮短技術(shù)中的折疊除去處理，相位編碼 方向中的G因子變得重要，但是由于具有在x， y, z中任意方向上靈敏度 分布分別不同的副線圈排列后的結(jié)構(gòu)，所以在無論選擇哪個方向為相位編 碼方向的情況下，都可以實現(xiàn)攝影時間縮短技術(shù)。接著，對本發(fā)明MRI裝置的接收用線圈的其他實施方式進行說明。 圖12和圖13 (A)是表示接收用線圈的第二實施方式的圖。并且在 圖中只表示第二和第三線圈，省略了第一線圈，但作為第一線圈使用在包 含z方向軸的面形成電流環(huán)且配置在被檢査體的外周的副線圈，是與第一 實施方式相同。在本實施方式中，其特征在于，第二和第三線圈與第一實施方式一樣， 夾著被檢查體且配置在上下(胸側(cè)和背中側(cè))，上下線圈在被檢查體103 的體軸方向(與電流環(huán)的排列方向正交的方向y方向)錯開。圖12 (A)、 (B)都是從被檢查體103胸側(cè)觀察的圖，(A)表示配置在背中側(cè)的第二 線圈5—2， 5—4， 5 — 6和第三線圈7—2， 7—4， 7 — 6， 7 — 8， (B)表示 配置在胸側(cè)的第二線圈5 — 1， 5—3， 5—3， 5 — 7和第三線圈7 — 1， 7—3, 7 — 5， 7—7。其中圖13 (A)是從被檢查體的橫向方向觀察到的第二線圈 配置的圖。如圖所示，在本實施方式中，同種線圈在上下以錯開半周期(即電流
環(huán)錯開其長度的一半長度量)的方式配置。通過采用這樣的配置，與圖13 (B)所示的相同種類的線圈對置配置的情況相比，胸側(cè)和背中側(cè)線圈的 電磁耦合變小。由此，在輸出中使用低阻抗的放大器的磁耦合抑制方法的 抑制效果變大。因此，本實施方式的配置，在上下線圈間的距離比各線圈 具有的2個電流環(huán)的尺寸短而即使在輸出中使用低阻抗放大器也不能充分 抑制磁耦合的情況下是有效的。另外能夠?qū)⑿貍?cè)和背中側(cè)的線圈距離設(shè)定 得更短，增加了適合被檢查體的體形的線圈設(shè)計的自由度。并且，圖12和圖13表示使用圖3 (C)所示的線圈作為第三線圈的 例子，但是，在本實施方式中，也可以使用圖8所示的螺旋纏繞后的形狀 的線圈作為第三線圈。另外表示了相對于y方向為了抑制同種線圈間的磁 耦合而將同種線圈在y方向重合配置的例子，但也可以是如圖9 (B)所 示那樣線圈間的距離隔開的配置。圖14是表示本發(fā)明第三實施方式的圖。在本實施方式中，除第一 第三線圈外還使用第四線圈。圖中省略了第二，第三線圈，但其結(jié)構(gòu)與第 一或者第二實施方式一樣。作為第四線圈，只要是與第一 第三線圈實際上沒有磁耦合或者通過 眾所周知的去耦手法能夠抑制磁耦合的線圈即可，在圖14所示的實施方 式中，如圖4所示的1匝螺線線圈3 — 2用作為第一線圈，且使用按照與 其組合的方式配置在被檢査體103外周的副線圈14一1。第四線圈14—1，如(B)表示那樣是將在圖14 (A)所示的x方向 上較長的環(huán)型線圈巻纏繞在被檢查體外周的結(jié)構(gòu)。圖15表示該線圈14一1 和第一線圈3—2的y方向的靈敏度分布。如圖所示，線圈14一1在形成2 個電流環(huán)的導(dǎo)體附近具有最大靈敏度的部分，在其間具有靈敏度低的部 分。按照該靈敏度低的部分和第一線圈最大靈敏度的部分一致的方式配置 兩線圈，能夠消除磁耦合。另外第四線圈與第一線圈一樣，與第二、第三 線圈沒有磁耦合。根據(jù)本實施方式，通過增加第四線圈，能夠進一步改善 G因子。圖16是表示與圖14所示的第四線圈正交而配置有同種線圈16—1的 實施方式的圖。在該圖中省略了第一 第三線圈，但是這些構(gòu)成與上述實 施方式一樣。
該線圈16 — 1，是將在(A)所示的y方向上較長的環(huán)型線圈巻纏繞 在被檢查體103上的結(jié)構(gòu)。 一般，線圈14一1和線圈16—1之間的電磁耦 合較大，即使在兩者的輸出中使用低阻抗放大器也不能抑制磁耦合。此時， 如圖17 (A)所示，通過調(diào)整2個線圈的重合部分17 — 1的面積，來去除 兩者的磁耦合。另外線圈16—1與第一，第二線圈沒有磁耦合，但是在使用如圖8所 示的具有3個電流環(huán)的螺旋型線圈8 — 1作為第三線圈時，由于兩者的形 狀類似，當如圖17 (B)所示那樣配置時存在電磁耦合。此時，通過調(diào)整 重合部分17—2的面積能夠降低電磁耦合，另外，通過使用低阻抗放大器 來抑制磁耦合，能夠?qū)烧叩碾姶篷詈辖档偷綄嵱蒙蠜]有問題的程度。對于本實施方式，通過使用線圈16 — 1和適當?shù)碾姶篷詈辖档头椒ǎ?能夠添加線圈14一1作為第四種線圈，能夠進一步改善G因子。并且，在以上說明中，分別例示了將鄰接的電流環(huán)為2個的蝶型線圈 作為第二線圈，將鄰接的電流環(huán)為3個的線圈作為第三線圈，在被檢查體 表面配置的線圈的電流環(huán)的數(shù)量不局限于這些實施方式，只要是一方為奇 數(shù)而另一方是偶數(shù)即可。例如，替代具有2個電流環(huán)的第二線圈，使用圖18 (A)所示的具有 4個電流環(huán)的線圈18 — 1，且與具有3個電流環(huán)的第三線圈組合也可；使 用線圈18 — 1作為第二線圈，替代具有3個電流環(huán)的第三線圈使用具有圖 18 (B)所示的5個電流環(huán)的線圈19 — 1也可。圖18 (A), (B)表示每個 線圈18 — 1， 19一1在x方向的靈敏度分布。具有這樣的靈敏度分布的線 圈18—1， 19一1，按照在第二線圈18 — 1靈敏度變?yōu)樽钚〉?個區(qū)域附近 與第三線圈19一1的靈敏度變?yōu)樽畲蟮?個區(qū)域大體一致的方式配置。圖19表示2個線圈的合成靈敏度分布。可知在合成的靈敏度中在被 攝體存在的范圍中沒有靈敏度變?yōu)榱愕膮^(qū)域。另外該靈敏度分布，與作為 第二線圈使用具有2個電流環(huán)的線圈而作為第三線圈使用具有3個電流環(huán) 的線圈時的合成靈敏度分布(圖7)相比，可知合成靈敏度的均勻性更高。 在合成靈敏度的均勻性較高時，具有攝影的被攝體的圖像的靈敏度不均勻 性變小這樣的效果。通過將這樣的配置的2種線圈與在包含平行于靜磁場 方向的軸的面內(nèi)配置的第一線圈同時使用，深部靈敏度變高，并且可以實
現(xiàn)全身這樣的寬區(qū)域的任意剖面的攝像高速化。以上，參照附圖對本發(fā)明的MRI裝置中的接收用線圈的各種實施方 式進行了說明，還可以進一步適當?shù)亟M合、變更第一 第三副線圈的形狀、和在3種類線圈附加不同種類線圈的形狀和數(shù)量、進而電磁耦合降低方法。 例如，在3種類線圈中也可以加入多種的線圈。此時，增加線圈的種類， 即可進一步提高G因子的線圈配置。另外，還能夠采用將第二線圈和第三 線圈在左右方向上分割為多個的配置。此時，線圈的個數(shù)增加，進而為提 高G因子的線圈配置。接著，對上述接收用線圈安裝到MRI裝置中的結(jié)構(gòu)的實施方式進行 說明。圖20采用可將接收用線圈在胸側(cè)20 — 1、 20—2和背中側(cè)20 — 3分割 的結(jié)構(gòu)。胸側(cè)的線圈部分20 — 1、 20—2還被分割為多個，在被檢查體103 載放在背中側(cè)20—3的狀態(tài)下，線圈部分20—1、20—2通過連接器20—4、 20 — 5與背中側(cè)的線圈部分20—3相連接。背中側(cè)線圈部分20—3為共用， 作為胸側(cè)的線圈部分20 — 1、 20—2，如圖21所示，通過準備多種尺寸的 不同的21 — 1、 21—2，可以應(yīng)對尺寸不同的被攝體。分割胸側(cè)的線圈部分的單位沒有特別的限定，例如通過以圖2所示的 模塊作為一個單元進行分割，可以將本發(fā)明的接收用線圈使用為由l模塊 構(gòu)成的局部線圈，另外可以使用為廣視野用或者全身用線圈。圖22 (A) 表示可以分割的接收用線圈作為全身用線圈安裝后的狀態(tài)。這樣的全身用 線圈，適用于一邊移動平臺一邊進行廣視野攝像，此時，即使將相位編碼 方向和讀出方向設(shè)定為任意的方向，也能夠得到高靈敏度的圖像。并且，作為本實施方式的變形例，如圖22 (B)所示，被檢查體103 的腿部分也可以進一步在左右分割。接著，對采用本發(fā)明的MRI裝置的接收用線圈的效果進行模擬后的 結(jié)果進行說明。圖23 圖25的(A)， (B)分別表示模擬中使用的接收用線圈的結(jié)構(gòu)。 圖23和圖24的接收用線圈，使用圖3 (A)所示的螺線線圈3—1作為第 一線圈，使用圖3 (B)所示的具有2個電流環(huán)的蝶型線圈5—2， 5—4作 為第二線圈，使用圖3 (C)所示的具有3個電流環(huán)的線圈7—2， 7—4， 7
一6作為第三線圈。螺線線圈3 — 1的電流環(huán)是靜磁場方向以包圍被檢查體 103 (陰影)的外周的方式配置。2個蝶型線圈5—2、 5—4和線圈7—2、 7—4、 7 — 6，被配置得同種電流環(huán)分別以面積10%程度重合，且被配置在 被檢査體103 —方的表面附近以使鄰接的電流環(huán)的排列變?yōu)閤方向。另外 蝶型線圈5—2、 5—4和線圈7—2、 7—4、 7—6，在X方向按照蝶型線圈 5—2、 5—4靈敏度變?yōu)樽钚〉?個區(qū)域與線圈7—2、 7—4、 7—6靈敏度 變?yōu)樽畲蟮?個區(qū)域重合的方式配置。但是，圖23的接收用線圈將蝶型 線圈5—2、 5—4和線圈7—2、 7—4以大致重合的方式配置，相對于此， 圖24的接收用線圈將蝶型線圈5—2、 5—4的電流環(huán)和線圈7—2、 7—4、 7—6的電流環(huán)以在Y方向錯開其長度的大致一半量的方式配置，這個方 面是不同的。另一方面，圖25的接收用線圈，在使用圖3 (A)所示的螺線線圈3 一l作為第一線圈，使用圖3 (B)所示的具有2個電流環(huán)的蝶型線圈5 — 2、 5—4作為第二線圈方面，與圖23，圖24的接收用線圈相同。但是僅 使用線圈4一1和線圈5—2、 5—4，而在x方向靈敏度分布不同的多個線 圈不存在，在x方向選擇了位相編碼方向時的G因子顯著增大，從而在圖 25的接收用線圈中，將l對l匝螺線線圈25 — 1、 25—2分別配置在被檢 査體的側(cè)面(x方向)，該1對1匝螺線線圈25 — 1、 25—2具有與第一線 圈的電流環(huán)面交叉且與第二線圈電流環(huán)面交叉的電流環(huán)面。圖25 (C)分別表示針對圖23 圖25所示的3個接收用線圈，在靠 近被攝體背中側(cè)的冠狀(coronal)剖面(xy面)上，選擇相位編碼方向為 x方向時的G因子模擬后的結(jié)果。圖中，用黑色表示的區(qū)域是G因子小的 (1以上，1.1以下)區(qū)域，用白色表示的區(qū)域是G因子大的(2以上)區(qū) 域。并且在本發(fā)明的接收用線圈中，由于表面線圈(線圈5—2， 5—4， 7 一2， 7—4， 7 — 6)在z方向和y方向排列多個，所以選擇這些方向為相 位編碼方向時的G因子變小。因此，這里，模擬了在選擇x方向為相位編 碼方向時是否可改善G因子。如圖25 (C)所示，可知在不使用第三線圈且在x方向上配置2個螺 線線圈的接收用線圈中，在攝像剖面中心附近存在4處G因子極大的區(qū)域。 這4處與在線圈5—2和5—4的2個電流環(huán)的中心附近靈敏度變?yōu)樽钚〉?，產(chǎn)生攝像圖像的S/N變大劣化這樣的問題。豐艮 據(jù)該結(jié)果，即使在被檢査體的左右(X方向)配置環(huán)型線圈作為X方向上靈敏度分布不同的多個線圈，也不能防止線圈5—2和5—4的靈敏度變得 最小的區(qū)域中的G因子的劣化。與此相對，在圖23的接收用線圈中，如該圖(C)所示，可知與圖 25的接收用線圈相比改善了 G因子。在線圈5—2和5—4的靈敏度變?yōu)?最小的4個區(qū)域中，不存在G因子比2更大的區(qū)域?？芍诘诙€圈5 — 2、 5—4和第三線圈7—2、 7—4、 7—6分別在y方向錯開其長度的大約一 半長度而配置的圖24的接收用線圈中，進一步改善了G因子。本發(fā)明的MRI裝置，由于具備垂直磁場用接收用線圈，該垂直磁場 用接收用線圈由具有在x、 y、 z任意方向上不同的敏感度分布的副線圈的 組合構(gòu)成，所以，能夠使全身這樣的寬區(qū)域的任意截面的攝像高速化。
權(quán)利要求
1、一種利用磁共振的檢查裝置，具備在垂直方向發(fā)生靜磁場的機構(gòu)；發(fā)生向置于所述靜磁場的檢查對象施加的激勵RF脈沖的機構(gòu)；發(fā)生與所述靜磁場疊加的傾斜磁場的機構(gòu)；及接收用線圈，其由多個副線圈構(gòu)成，用于檢測所述檢查對象所發(fā)生的核磁共振信號，所述多個副線圈具有第一線圈，其在包含與所述靜磁場方向平行的軸的面內(nèi)配置，在所述檢查對象的外周形成電流環(huán)；第二線圈，其在與所述第一線圈的電流環(huán)面交叉的面形成偶數(shù)的電流環(huán)；第三線圈，其在與所述第二線圈的電流環(huán)面大致平行的面形成奇數(shù)的電流環(huán)，所述第二線圈和所述第三線圈被配置為第二線圈所形成的電流環(huán)的排列方向與第三線圈所形成的電流環(huán)的排列方向相同，并且在該電流環(huán)的排列方向，所述第二線圈的靈敏度為最小的位置與第三線圈的靈敏度為最大的位置大致一致。
2、 一種利用磁共振的檢查裝置，具備 在垂直方向發(fā)生靜磁場的機構(gòu)；發(fā)生向置于所述靜磁場的檢查對象施加的激勵RF脈沖的機構(gòu)； 發(fā)生與所述靜磁場疊加的傾斜磁場的機構(gòu)；及接收用線圈，其由多個副線圈構(gòu)成，用于檢測所述檢查對象所發(fā)生的 核磁共振信號，所述多個副線圈具有第一線圈，其在包含與所述靜磁場方向平行的軸的面內(nèi)配置，在所述檢查對象的外周形成電流環(huán)；第二線圈，其在與所述第一線圈的電流環(huán)面交叉的面形成偶數(shù)的電流環(huán)； 第三線圈，其在與所述第二線圈的電流環(huán)面大致平行的面形成奇數(shù)的 電流環(huán)，所述第二線圈和所述第三線圈被配置為電流環(huán)的排列方向大致相 同，并且電流環(huán)的中心在其排列方向上相互交替。
3、 根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的利用磁共振的檢査裝置，其特征在于， 所述第二線圈和所述第三線圈至少一方，在與所述電流環(huán)的排列方向交叉的方向被配置多個。
4、 根據(jù)權(quán)利要求1 3中的任一項所述的利用磁共振的檢查裝置，其特征在于，所述第二線圈和第三線圈至少一方，配置在夾持所述檢査對象且大致 平行的兩個面。
5、 根據(jù)權(quán)利要求4所述的利用磁共振的檢查裝置，其特征在于， 配置在夾持所述檢査對象且大致平行的面的一對副線圈，在與所述電流環(huán)的排列方向相垂直的方向上，被配置在互相錯開的位置。
6、 根據(jù)權(quán)利要求1 5中的任一項所述的利用磁共振的檢查裝置，其 特征在于，所述第二線圈和第三線圈的各自的電流環(huán)在與所述電流環(huán)的排列方 向相垂直的方向上被配置在錯開的位置。
7、 根據(jù)權(quán)利要求1 6中的任一項所述的利用磁共振的檢查裝置，其 特征在于，所述第二線圈具有兩個電流環(huán)，所述第三線圈具有三個電流環(huán)。
8、 根據(jù)權(quán)利要求1 7中的任一項所述的利用磁共振的檢查裝置，其 特征在于，所述接收用線圈，具有作為副線圈的第四線圈，該線圈在與所述第一 線圈的電流環(huán)面平行的多個面上分別形成電流環(huán)。
9、 根據(jù)權(quán)利要求1 8中的任一項所述的利用磁共振的檢查裝置，其 特征在于，所述第一線圈，在與其電流環(huán)面垂直的方向被配置多個。
10、 根據(jù)權(quán)利要求9所述的利用磁共振的檢查裝置，其特征在于， 所述接收用線圈，具有使所述多個第一線圈的每一個電磁隔離的機 構(gòu)。
11、 一種核磁共振信號接收用線圈，具有-第一線圈，其在包含與從外部施加的靜磁場的方向平行的軸的面內(nèi)配置，在檢查對象的外周形成電流環(huán)；第二線圈，其在與所述第一線圈的電流環(huán)面交叉的面形成偶數(shù)的電流環(huán)；第三線圈，其在與所述第二線圈的電流環(huán)面大致平行的面形成奇數(shù)的 電流環(huán)，所述第二線圈和所述第三線圈被配置為第二線圈所形成的電^E環(huán)的 排列方向和第三線圈所形成的電流環(huán)的排列方向相同，并且在該電流環(huán)的 排列方向，所述第二線圈的靈敏度為最小的位置與第三線圈的靈敏度為最 大的位置大致一致。
12、 一種核磁共振信號接收用線圈，具有第一線圈，其在包含與從外部施加的靜磁場的方向平行的軸的面內(nèi)配 置，在所述檢查對象的外周形成電流環(huán)；第二線圈，其在與所述第一線圈的電流環(huán)面交叉的面形成偶數(shù)的電流環(huán)；第三線圈，其在與所述第二線圈的電流環(huán)面大致平行的面形成奇數(shù)的 電流環(huán)，所述第二線圈和所述第三線圈被配置為電流環(huán)的排列方向大致相 同，并且電流環(huán)的中心在其排列方向上相互交替。
全文摘要
本發(fā)明提供一種在應(yīng)用攝影時間縮短技術(shù)之際能夠選擇任意方向作為相位編碼方向且能夠?qū)崿F(xiàn)良好的S/N的MRI裝置。作為垂直磁場MRI裝置的接收用線圈，使用在被檢測體外周形成電流環(huán)的第一線圈(螺線線圈)(3-1)、在與該電流環(huán)面交叉的方向形成偶數(shù)個電流環(huán)的第二線圈(5-1、5-2)和形成奇數(shù)個電流環(huán)的第三線圈(7-1、7-2)組合后的接收用線圈。第二、第三線圈被配置為兩者的電流環(huán)在其排列方向上一方的靈敏度變?yōu)樽钚〉奈恢煤土硪环降撵`敏度變?yōu)樽畲蟮奈恢么笾乱恢?，由此抑制電磁耦合?br> 文檔編號A61B5/055GK101166461SQ20068001405
公開日2008年4月23日 申請日期2006年2月6日 優(yōu)先權(quán)日2005年4月25日
發(fā)明者竹內(nèi)博幸, 谷口陽, 越智久晃 申請人:株式會社日立制作所;株式會社日立醫(yī)藥