亚星游戏官网-www.yaxin868.com

专利名称：高频线圈组件及磁共振成像装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种从被检者收集基于磁共振现象的磁共振信号的高频线圈组件及具有该高频线圈组件的磁共振成像装置。
背景技术：
通过磁共振(MRI)摄像装置进行的磁共振成像是一种采用其拉莫尔频率的高频信号对置于静磁场中的被检者的原子核自旋进行磁激励，由随着该激励产生的磁共振(MR)信号进行再构图的摄像法。
为了实施该摄像法，磁共振摄像装置具有产生静磁场的静磁场磁铁和按照规定脉冲顺序将倾斜磁场脉冲及高频磁场脉冲施加于被检者的机构。其中，倾斜磁场脉冲通过配置于静磁场磁铁的内径中且与倾斜磁场电源连接的倾斜磁场线圈向被检者发送。另外，对于高频磁场脉冲也一样，通过配置于静磁场磁铁的内径中且与发射器连接的发射用高频线圈向被检者发送。另一方面，为了接收由从被检者发出的高频信号形成的磁共振信号，而将接收用高频线圈配置在被检者的附近。也可以将发射用高频线圈和接收用高频线圈兼用做一个线圈，但多数情况下，对于不同诊断部位而采用专用接收用高频线圈。
例如，为了得到灵敏度良好的图像，作为接收用高频线圈将多个表面线圈(阵列线圈)配置于被检者的关注区域进行成像。例如，作为脊椎用线圈，如日本特开平5-261081号公报所披露，提出一种将QD表面线圈排列在体轴方向上的阵列线圈。该阵列线圈如图30所示。
这里对QD表面线圈进行说明。如图31所示，QD线圈120是将环形表面线圈121及8字型表面线圈122重叠配置的线圈。由于环路内相互产生的高频磁场总和为0，故可以重叠配置成解耦(de-coupling)状态。如果在A-A`线断面上看2个线圈121、122产生的高频磁场B1的方向时，如图32所示，可以看到其在轴方向上正交。此时，来自线圈121、122各自的杂波互相独立，如果将信号移动90°并进行求和，则SNR变成如下所示。
SNR＝(B1(环路)2+B1(8字型)2)(1/2)在图33中，示出了各线圈121、122轴上的SNR的特征。即，长虚线表示环路型表面线圈121的SNR曲线，短虚线表示8字型表面线圈122的曲线，实线为移动90°并求和的QD表面线圈120的SNR的曲线。最初QD表面线圈120的SNR在环形表面线圈121和8字型表面线圈122的SNR相等处成为2(1/2)倍的SNR，可以看出，在很大范围内其SNR比2个线圈121、122都高。使用这样的QD表面线圈120可以达到比分别使用环路型表面线圈及8字型表面线圈时的SNR更高。
另一方面，在对整个腹部成像时，如日本特开2003-334177号公报所示，通常配置多个表面线圈围住被检查者，从整个腹部接收信号。作为这种表面线圈，如图34所示，多采用沿着体表配置多个环形线圈(loop coil)而成的阵列线圈。
这样，因为根据成像部位而配置多个表面线圈，所以可以获得在各部位灵敏度最佳的图像。然而，另一方面，由于有必要对于每个部位都设定线圈，所以线圈数增加，操作者需要根据每个患者的变化，根据成像部位更换线圈。这样变得需要具备很多线圈，并且对于现场的医师或技师来说是非常烦琐的作业。
因此，在现有技术的接收用高频线圈的场合，由于对于每个成像部位的种类，采用不同的专用阵列结构，所以操作者(医师或技师)需要在每次成像部位变化时更换阵列线圈。这种更换操作对于操作者非常繁杂且费时间。因此，不但操作者准备操作的负担加重，而且成为患者就诊率低的一大原因。
近年来，开发出了采用下述方式使QD表面线圈的SNR提高的方案，即，互相解耦配置多个环形线圈，并将位于其中心部的环形线圈与交叉成8字型的8字型线圈重叠配置。将多组这种线圈配设在与环形线圈配设方向正交的方向上而构成阵列线圈，将该阵列线圈置于顶板上，来对被检者的脊椎进行成像。
然而，由于被检者存在个体差异，多数情况是，在被检者面向顶板仰躺时，其脊椎会位于距离顶板，即阵列线圈比较深的(远的)位置。例如，该位置可能成为10cm。这种情况下，在上述的将8字型线圈仅与中心部环形线圈重叠而配置成的线圈的情况下，存在从深处的脊椎的信号收集灵敏度不够而SNR低的问题。
另一方面，采用图35所示脊椎用线圈时，将4个QD表面线圈QD1、QD2、QD3、QD4并列设置在体轴方向。然而，在体轴方向从长脊椎的各部分所放出的磁共振信号被多个表面线圈分担接收，这样由于成像范围广，所以提高局部摄像灵敏度的程度有限。
另外，考虑将配设4个相同表面线圈的线圈单元沿着与体轴方向交叉的方向配置使用。据此，可以通过4个表面线圈接收脊椎局部所放出的信号，可以提高有关该局部的成像灵敏度。
然而，当将4个相同表面线圈配置在与体轴方向交叉的方向时，由于外侧表面线圈与脊椎的距离将变大，故最后不能得到足够的灵敏度。即，尽管具有4个表面线圈，但恐怕也不能达到所预想的足够的成像灵敏度的提高。

发明内容
本发明是为了解决上述现有技术中的问题而提出的，其目的是提供一种在对被检者的不同部位(典型的是脊椎和腹部)成像时可减少更换接收用高频线圈的时间，并且，在各部位能以最适的灵敏度收集磁共振信号的高频线圈组件及具有该高频线圈组件的磁共振成像装置。
为了达到上述目的，本发明涉及的高频线圈组件具有接收来自被检体的第1磁共振信号的第1高频线圈；接收来自被检体的上述第1磁共振信号及第2磁共振信号的至少一方的第2高频线圈；接收来自上述被检体的上述第1磁共振信号及上述第2磁共振信号及第3磁共振信号的至少一方，且具有与上述第1高频线圈及第2高频线圈至少一方不同的形状使得在摄影区域中提高局部灵敏度的第3高频线圈。
另外，本发明的高频线圈组件，接收与按规定顺序对置于静磁场的被检者所施加的倾斜磁场脉冲及高频磁场脉冲对应地在该被检者中产生的高频磁共振信号，其中，至少具有多个沿着第1方向邻接配设的第1高频线圈和在构造上分别与该多个第1高频线圈解耦的第2高频线圈。
另外，本发明的高频线圈组件，具有与置于静磁场的被检者相对配置的上部线圈组件和下部线圈组件，且在该上部线圈组件和下部线圈组件中，可接收与按规定顺序对被检者所施加的倾斜磁场脉冲及高频磁场脉冲对应地在该被检者中产生的高频磁共振信号，其中，上述下部线圈组件至少具有多个沿着第1方向邻接配设的第1高频线圈；在构造上分别与该多个第1高频线圈解耦的第2高频线圈。
另外，本发明的高频线圈组件，具有与置于静磁场的被检者相对配置的上部线圈组件和下部线圈组件，且在该上部线圈组件和下部线圈组件中，可接收与按规定顺序对被检者所施加的倾斜磁场脉冲及高频磁场脉冲对应地在该被检者中产生的高频磁共振信号，其中，上述上部线圈组件至少具有多个沿着第1方向邻接配设的第1高频线圈；在构造上分别与该多个第1高频线圈解耦的第2高频线圈。
进一步地，本发明还提供一种包括具有这些结构的高频线圈组件的磁共振成像装置。
进一步地，本发明的高频线圈组件，接收与按规定顺序对置于静磁场的被检者所施加的倾斜磁场脉冲及高频磁场脉冲对应地在该被检者中产生的高频磁共振信号，其中，具有多个沿着规定方向邻接配设的环形线圈、及与该多个环形线圈中的至少一个环形线圈重叠配置并且具有交叉了等于或大于上述多个环形线圈数的次数的形状的交叉线圈。
进一步地，本发明的高频线圈组件，接收与按规定顺序对置于静磁场的被检者所施加的倾斜磁场脉冲及高频磁场脉冲对应地在该被检者中产生的高频磁共振信号，其中，具有多个沿着规定方向邻接配设的环形线圈、及与该多个环形线圈中的至少一个环形线圈重叠配置并且具有交叉了3次或以上的形状的交叉线圈。
另外，为了达到上述目的，本发明的高频线圈组件，具有2个内侧环形线圈、及夹着上述2个内侧环形线圈而配设的2个外侧环形线圈，上述2个内侧环形线圈分别在包含上述2个内侧环形线圈及2个上述外侧环形线圈的至少4个环形线圈的配设方向上的宽度及环面面积比上述2个外侧的所述环形线圈小。
另外，本发明的高频线圈组件，具有在夹着2个内侧环形线圈的位置上配设2个外侧环形线圈的至少4个环形线圈、同相合成2个所述外侧环形线圈各自的输出信号的第1合成单元、反相合成2个所述外侧环形线圈各自的输出信号的第2合成单元、将上述第1和第2合成单元各自的输出信号向任一方相移90度之后相互合成的单元。
另外，本发明的高频线圈组件，具有2个内侧环形线圈、及夹着上述2个内侧环形线圈而配设的2个外侧环形线圈，上述2个内侧环形线圈分别在包含上述2个内侧环形线圈及2个上述外侧环形线圈的至少4个环形线圈的配设方向上的宽度比上述2个外侧环形线圈小。
另外，本发明的高频线圈组件，具有第1环形线圈、及与上述第1环形线圈邻接配设的第2环形线圈，上述第1环形线圈和第2环形线圈中的一个在上述第1环形线圈和上述第2环形线圈的配设方向上的宽度及环面面积比另一个小。
进一步地，本发明还提供一种包括具有这些结构的高频线圈组件的磁共振成像装置。
这样，根据本发明的高频线圈组件及具有该高频线圈组件的磁共振成像装置，不但可以减轻操作者(医师或技师)准备作业上的负担，而且可以提高患者就诊率。


图1为表示本发明第1实施例涉及的磁共振成像装置的概略结构的框图；图2为成为第1实施例中所采用的表面线圈的一个线圈组件的模式配置图；图3为表示组装到第1实施例的线圈组件中的交叉线圈的模式配置的配置图；图4为图3所示的交叉线圈所产生的磁力线方向的说明图；图5为参照磁力线产生的方向说明将第1实施例的线圈组件用于以脊椎作为中心的人体背面成像时的配置例的图；图6为配设多个第1实施例的线圈组件而形成下部高频线圈组件时的沿着体轴方向的线圈配置图；图7为表示多个线圈组件之间的解耦电路安装的样式图；图8为表示解耦电路的一个例子的图；图9为表示将采用第1实施例的线圈组件的上部高频线圈组件和下部高频线圈组件配置于被检者体部的轴面的图；图10为表示用于对每个接收频道选择/非选择收集数据的处理的概略流程图；图11为表示使下部高频线圈组件(支持部件)根据被检者背部形状而弯曲的配置例的图；
图12为表示第1实施例的第1变形例的线圈组件的另一个线圈配置例的模式图；图13为表示第1实施例的第2变形例的线圈组件的解耦电路的另一个例子的图；图14为表示用于进行第1实施例的第3变形例涉及的邻接的多个线圈组件之间的交叉线圈彼此的解耦的线圈配置例的图；图15为表示用于进行第1实施例的第4变形例涉及的邻接的多个线圈组件之间的交叉线圈彼此的解耦的线圈配置例的图；图16为表示第1实施例的第5变形例的上部高频线圈组件的图；图17为表示将图16所示的上部高频线圈组件和下部高频线圈组件配置于被检者体部的轴面的图；图18为表示第1实施例的第6变形例的线圈组件的图；图19为表示本发明第2实施例的磁共振成像装置结构的图；图20为表示图19中的高频线圈组件中的环形线圈的配置状态的图；图21为表示图20中的环形线圈的环面面积及重叠部分面积的图；图22为表示图19中的高频线圈组件的信号处理电路的结构图；图23为表示采用图19所示的磁共振成像装置对被检体脊椎进行成像时的被检体P和高频线圈组件107的位置关系的轴断面的图；图24为表示本发明第3实施例的磁共振成像装置结构的图；图25为表示图24中的高频线圈组件的线圈组的配设状态的图；图26为表示解耦电路的安装状态的图；图27为表示采用图24所示的磁共振成像装置对被检体脊椎及腹部进行成像时的被检体P和高频线圈组件的位置关系的轴断面的图；图28为表示弯曲高频线圈组件的例子的轴断面的图；图29为表示弯曲高频线圈组件的例子的轴断面的图；图30为表示现有技术的QD表面线圈并列在体轴方向而形成阵列线圈的例子的图；图31为表示现有技术的QD表面线圈的图；图32为说明现有技术的QD表面线圈产生的高频磁场的图；图33为说明现有技术的QD表面线圈的SNR的图；
图34为说明围住被检者的例如腹部而配置有多个的现有技术的QD表面线圈的配置例的图；及图35为表示现有技术的QD表面线圈结构的图。
具体实施例方式
下面参照附图对本发明的高频线圈组件及具有该高频线圈组件的磁共振成像装置的实施例进行说明。
第1实施例下面参照图1～9对本发明的第1实施例的磁共振成像装置进行说明。
图1示出了第1实施例涉及的磁共振成像(MRI磁共振成像)装置的概略结构。
该磁共振成像装置具有载置被检者P的卧台部、产生静磁场的静磁场发生部、用于对静磁场附加位置信息的倾斜磁场发生部、收发高频信号的收发部、控制系统全体及再构成图像的控制·计算部。
静磁场发生部例如具有超导电式的磁铁1、向该磁铁1提供电流的静磁场电源2，并在导入被检者P的圆筒状的开口部(诊断用空间)的轴方向(Z轴方向)产生静磁场H0。另外，在该磁铁部设有匀场线圈(未示出)。卧台部可将载置被检者P的顶板T以可抽回的方式插入磁铁1的开口部。
倾斜磁场发生部具有装在磁铁1中的倾斜磁场线圈单元3。该倾斜磁场线圈单元3具有用于产生相互正交的X轴方向、Y轴方向、及Z轴方向的倾斜磁场的3组(种)x，y，z线圈3x～3z。倾斜磁场部还具有向x，y，z线圈3x～3z提供电流的倾斜磁场电源4。该倾斜磁场电源4基于后述的定序器5的控制，提供用于在x，y，z线圈3x～3z中产生倾斜磁场的脉冲电流。
通过控制由倾斜磁场电源4向x，y，z线圈3x～3z所提供的脉冲电流，将物理轴即3维轴(X轴、Y轴、Z轴)方向的倾斜磁场合成，可以任意地设定·变更由相互正交的切片方向倾斜磁场Gs、相位编码方向倾斜磁场GE、及读出方向(频率编码方向)倾斜磁场GR形成的逻辑轴方向。切片方向、相位编码方向、以及读出方向的各倾斜磁场与静磁场H0相重叠。
收发部具有配设于磁铁1内的成像空间中被检者P的附近的发射用高频线圈7T及接收用高频线圈7R、与该高频线圈7T、7R分别连接的发射器8T及接收器8R。该发射器8T和接收器8R基于后述定序器5的控制而工作。通过该工作，发射器8T向发射用高频线圈7T提供用于激励核磁共振(NMR)的拉莫尔频率的RF电流脉冲。接收器8R读入接收用高频线圈7R接收到的磁共振(MR)信号(高频信号)，在对其进行前置放大、中间频率变换、相位检波、低频放大、滤波等各种信号处理之后，进行A/D变换而生成MR信号的数字数据(原始数据)。
进一步，控制·计算部具有定序器(也称做序列控制器)5、主计算机6、计算单元10、存储单元11、显示器12及输入器13。其中，主计算机6具有根据存储的软件程序(未示出)向定序器5给出脉冲序列信息指令，同时协调整个装置的工作的功能。
定序器5具有CPU及存储器，将主计算机6送来的脉冲序列信息存储下来，根据该信息，控制倾斜磁场电源4、发射器8T、接收器8R的工作，同时，输入接收器8R输出的磁共振信号的数字数据，将其传送给计算单元10。其中，所称脉冲序列信息是指为了根据一系列脉冲序列使倾斜磁场电源4、发射器8T及接收器8R工作所需的全部信息，例如含有与向x，y，z线圈3x～3z上施加的脉冲电流的强度、施加时间、施加定时等相关的信息。
另外，计算单元10将接收器8R输出的数字数据(也称为原始数据或原生数据)通过定序器5输入，将该数字数据配置于其内部存储器的k空间(也称为傅立叶空间或频率空间)中，对每组该数据进行二维或三维傅立叶变换而再构成为实空间图像。另外，根据需要，计算单元10也可以对关于图像的数据进行合成处理及差分计算处理。在该合成处理中，包含对每个像素进行加法运算、最大值投影(MIP)处理等。
存储单元11不仅存储再构成后的图像数据，还可以保存进行了上述的合成处理及差分处理的图像数据。显示器12例如可用于显示再构成图像。另外，经由输入器13，可以将操作者所希望的参数信息、扫描条件、脉冲序列、图像合成及差分计算有关的信息等输入主计算机6。
下面对上述构成中的接收用高频线圈7R进行更详细的描述。
该接收用高频线圈7R在第1实施例中可兼用于被检者P的脊椎及腹部双方的磁共振信号的接收，并且，是作为可对脊椎及腹部分别以最适灵敏度进行信号收集的表面线圈而构成的。
具体地，接收用高频线圈7R，如图1模式所示，具有被配置得能够获得被检者P的希望区域的图像数据的上部高频线圈组件7U及下部高频线圈组件7L(7L1、7L2、7L3、7L4)。该线圈组件7U及7L的各个实际上由后述多个元件线圈形成，而由各元件线圈接收到的磁共振信号分别被送往接收器8R。
接收器8R具有与上部高频线圈组件7U及下部高频线圈组件7L的线圈数对应的接收频道，由各表面线圈向各接收频道提供磁共振信号。因此，可由各接收频道输出与磁共振信号对应的数字量的数据。
由该每个接收频道所收集的数据经由定序器5送给计算单元10。计算单元10再构成接收到的收集数据并生成时间的图像数据。在该再构成过程中，从接收用高频线圈7R的各线圈所收集的数据例如对每个接收频道单独进行再构成处理，通过2乘和平方根计算处理被合成为一个图像。
在此，下部高频线圈组件7L被设置在仰躺状态下面向扫描的被检者P的背部中侧(成像区域下部)，例如对被检者P的脊椎进行扫描时，仅使用这些线圈组件7L。通常将该下部高频线圈组件7L设置在顶板T上。另一方面，在对作为被检者体部的腹部进行成像时，沿着被检者P体表而设置上部高频线圈组件7U，并采用该上部高频线圈组件7U及下部高频线圈组件7L7L1～7L4中的一部分线圈组件例如线圈组件7L1进行腹部的扫描。即，在第1实施例中，下部高频线圈组件7L中的一部分线圈组件即7L1构成为兼用于多个体部(颈椎及腹部)的扫描。
在第1实施例中，上部高频线圈组件7U及下部高频线圈组件7L1～7L4分别由多个元件线圈形成。将该多个元件线圈的组称为线圈组件。
图2表示线圈组件的例子。每个线圈组件由呈阵列状配置的3个环形线圈(第1元件线圈20、21、22)及与这些环形线圈20～22重叠配置并且构造上是分体的交叉线圈(第2元件线圈)23构成。作为这些元件线圈的一个例子，例如用FPC形成，并被塑料材料形成的规定形状的支持构件所保持。
被这些元件线圈20～23检出的信号通过各自线圈的调谐·整合电路送至同轴缆线，通过该同轴缆线相互独立地与接收器8R连接。
为了抑制与相邻环形线圈的电耦合，使互相产生的高频磁场在环路内的总和为0，将环形线圈20～22配置成互相邻接的环形线圈彼此在一定方向上只互相重叠适当的宽度(参照图2中的W1)。
另外，作为交叉线圈23的一个例子，以使1根线圈导体交叉3次的方式，形成2个8字型连接的元件线圈。即，在一定方向上作出3个线圈线交叉部而形成4个线圈面。而且，在使环形线圈组及交叉线圈配设方向相互一致并且使它们的方向的中心位置C相互重合的状态下，在交叉线圈23作出的4个线圈面中，使中央部的2个线圈面S1、S2与环形线圈20～22重叠。此时，中央的2个线圈面S1、S2形成为跨越中央的环形线圈21，并横跨相邻的环形线圈20、22。即，交叉线圈23的中心部的2个线圈面和环形线圈20～22重叠的范围W2被设定得比中央的环形线圈21更大。换言之，重叠范围W2不只是中央部的环形线圈21，而是还与其邻接的环形线圈20、22也重叠，并覆盖与3个环形线圈20～22实质相等的成像区域。
其中，如果多个环形线圈20～22的数量为N，则将一根线圈导体交叉成多圈8字型而形成的交叉线圈23的交叉数至少为N次。
图3及图4为详细示出了交叉线圈23产生的高频磁场的图。在如图3所示在交叉线圈23中在箭头方向上流过电流时，产生图4所示的磁场B1。如第1实施例，在交叉线圈23与3个环形线圈20～22重叠的区域W2变大(即，形成与3个环形线圈20～22实质相等的成像区域)时，由于不但阵列方向中央部的环形线圈21，而且在与其相邻的环形线圈20、22的轴上也产生大致正交的磁场，通过与来自交叉线圈23的信号进行合成处理，各环形线圈20～22轴上的SNR得到提高。
另外，交叉线圈23形成为连续2个8字型线圈的形式。为此，调整该交叉线圈23的交叉形状，可将从该交叉线圈23所产生的磁力线分别与环形线圈20～23的交链磁通量设为零。即，交叉线圈23与各环形线圈20～22之间可形成磁解耦结构。
如上所述，交叉线圈23在3个环形线圈20～22各自的中心轴上产生大致正交的高频磁场而得到QD(正交)效果。为此，如果将由每一个环形线圈20～22及交叉线圈23所检测出的数据互相合成，则与QD表面线圈一样，可以提高每个环形线圈20～22的中心轴上的SNR(SN比)。该SNR的提高状况与只尽量使交叉线圈23与中央的环形线圈21交叉的构造所得到的SNR相比，得到改善(变高)。因此，由环形线圈20～22及交叉线圈23形成的线圈组件用来对被检者P的脊椎进行扫描时将很好。即，在被检者P仰躺时，由于其脊椎位于比线圈更深的(远的)位置(被检者还存在个体差异)，所以需要更高的SNR。
成为线圈组件的下部高频线圈组件7L1(～7L4)如图5所示配置。该图的配置例是采用轴断面示出的适用于对将脊椎作为中心的人体背面进行成像的场合的配置例。下部高频线圈组件7L1～7L4配置于被检者2的背面，示出了环形线圈20、21、22和交叉线圈23。在图5中，线圈20～23例如采用2块单面安装的FPC或1块双面安装的FPC所形成，并被固定·支持在塑料制的支持部件SP内。
在该下部高频线圈组件7L1～7L4的每一个中，如图2、图3、及图4的说明，在所有环形线圈20～22的轴上，各环形线圈20～22产生的高频磁场和交叉线圈23产生的高频磁场基本上正交。因此，对各线圈的信号分别进行图像化处理并合成，与仅采用环形线圈成像的场合和仅对中央环形线圈21进行QD化的场合相比，当然可得到广区域的优质SNR图像。
上述下部高频线圈组件7L1～7L4配置于图6所示的卧台顶板T的长轴方向(被检者P的体轴方向Z轴方向)。即，4个下部高频线圈组件7L1～7L4并设于与环形线圈20～22及交叉线圈23的配设方向正交的方向上。由此，4个下部高频线圈组件7L1～7L4其正交方向与顶板T的长轴方向(被检者P的体轴方向)一致而被载置于顶板T上。
为了二维双向地在邻接配设的线圈间磁解耦，各表面线圈被配置成仅相互重叠规定宽度。对于环形线圈，难以为了防止倾斜方向配设的线圈间解耦而进行重叠配置。因此，如图7所示，例如，在环形线圈51和环形线圈52之间以及在环形线圈50和环形线圈54之间分别添加解耦电路55。
图8为表示图7的解耦电路的一个例子的图。电感元件L1、L2分别与例如环形线圈52及53串联连接，通过相互重叠配置电感元件L1、L2的一部分，环形线圈间可以解耦。
在第1实施例中，上部高频线圈组件7U也具有和各下部高频线圈组件7L1～7L4大致相同的结构。图9示出沿着被检者P的腹部配置该上部高频线圈组件7U的例子。在被检者P的背面侧，通常配置有阵列状下部高频线圈组件7L1～7L4。于是，下部高频线圈组件7L1～7L4的一部分的线圈组件例如在7L1和上部高频线圈组件7U上协作而可进行腹部信号的收集。此时，剩下的下部高频线圈组件7L2～7L4不进行信号收集。
所述不进行信号收集可以是在接收器8R上设置多路复用器，或者可根据软件在接收器8R或计算单元10中进行选择非选择处理，使得不采用从剩下的下部高频线圈组件7L2～7L4送来的磁共振信号。
在图10中，示出了根据软件在接收器8R或计算单元10中进行选择·非选择处理时的步骤的一个例子。计算单元10从主计算机6读入表示与成像条件和成像部位(脊椎或腹部)等条件对应地确定的选择(或非选择)的接收频道的信息(步骤S1)。然后，计算单元10判断是否开始信号收集(步骤S2)，如果发出收集开始指令，则将接收频道切换至初始频道(步骤S3)。
这里，接收频道被设定为属于上部和下部高频线圈组件7U、7L1～7L4的线圈。即，在第1实施例中，因为上部和下部高频线圈组件7U、7L1～7L4的各线圈组件采用图2配置结构，所以共有4频道×5组＝20个频道。
计算单元10基于步骤S1中读入的信息，判断被切换的接收频道是否为非选择的接收频道，如果是非选择的接收频道，继续将其切换至下一个接收频道(步骤S3、S4)。相对地，在被切换的接收频道为选择的接收频道时，接收来自该频道的信号(收集数据)并存储(步骤S5)。到数据收集完了为止重复进行该步骤S3～S5的一系列的处理(步骤S6)。结果是，只有想选择的接收频道的收集数据被选择地接收处理，并被提供到图像再构成。来自非选择的接收频道的接收数据还未进行接收处理便被废弃。
另外，如果采用所述的选择·非选择处理，在上部高频线圈组件7U还是从最初开始与下部高频线圈组件7L1～7L4一起配置，并测定脊椎时，也可以仅对通过了下部高频线圈组件7L1～7L4的接收频道的收集数据进行选择性的处理。
如上所述，根据第1实施例，在接收用高频线圈7R中，至少下部高频线圈组件7L1～7L4的线圈组件通常在配设于顶板T的状态下能够对多个被检者P的多个希望部位进行成像。即，在对某被检者P的脊椎进行成像时，可以采用下部高频线圈组件7L1～7L4接收来自被检者的磁共振信号。此时，各下部高频线圈组件7L1～7L4不但作为表面线圈而构成，而且如图2、4所示，还配置有覆盖与环形线圈20～22所承担的成像区域实质相等的区域的交叉线圈23。这样，在全体环形线圈20～22中可发挥QD效果，所以，与如现有技术那样配置交叉线圈23使得仅中央环形线圈(图2例中的环形线圈21)具有QD效果的场合相比，各下部高频线圈组件7L1～7L4的SNR显著提高，灵敏度变高。于是，可以收集比被检者P更深位置的信号。因此，即使被检者P稍胖，脊椎位于离顶板T较远的位置，也可SNR良好地对脊椎进行成像。
进一步地，在转移为其他被检者P而对腹部成像时，下部高频线圈组件7L1～7L4在原来的状态下，还可以将上部高频线圈组件7U设置在被检者P的腹部侧。这样，下部高频线圈组件7L1～7L4位于被检者P的背面侧，上部高频线圈组件7U位于腹部前侧。此时，根据上述图10的软件处理，选择下部高频线圈组件7L1～7L4中例如最初的线圈组件7L1的收集信号，不选择此外的线圈组件7L2～7L4的收集信号。结果是，对于腹部，上部高频线圈组件7U和下部高频线圈组件7L1位于围住腹部前后的位置，可以对腹部进行SNR良好的成像。此时，上部高频线圈组件7U还可以配置成仅由环形线圈构成，而且，下部高频线圈组件7L1的线圈组件中，可以采用线圈组件20～22的收集信号，据此，可仅用环形线圈对腹部进行成像。
这样，即使改变被检者P的成像部位，也可以将下部高频线圈组件7L1～7L4配置成通常设置的状态，并在腹部变化时，可以兼用其中的下部高频线圈组件7L1。即，简言之，在对被检者P的不同部位(典型的是脊椎和腹部)进行成像时，将作为多个接收用高频线圈7R的表面线圈的构成一部分地互相共通化，且能够以对每个部位最适的灵敏度进行信号收集。
这样，对于操作者，对每个被检者或每个成像部位更换其他种类的接收用高频线圈7R所要的时间大幅度减少。因此，可以减少操作者花费在成像准备上的工作量，还可提高患者就诊率。简言之，即使对被检者的不同部位(典型的是脊椎和腹部)进行成像，更换接收用高频线圈的时间变少，而且，可以对每个部位以最适的灵敏度收集磁共振信号，可改善患者就诊率。
1-1变形例图11和已述的图9一样，表示对被检者P改变线圈组件配置的例子的图。通过弯曲支持构件SP使之合乎被检者体形，使线圈组件与被检者P的体表密接，可以得到SNR更好的图像。
图12表示有4个环形线圈时的例子。为了相互解耦，环形线圈30、31、32、33配置成仅重叠规定宽度。此时的交叉线圈34为了和各环形线圈电解耦，配置成在各环形线圈上电流路径交叉。据此，同样，在各环形线圈各自的轴上，各环形线圈产生的高频磁场方向和交叉线圈34产生的高频磁场方向基本上为90°，与通过追加交叉线圈34而仅使用环形线圈30、31、32、33时相比，可以得到SNR高的图像。
图13是表示图7的解耦电路的其他例子的图。与环形线圈51和52分别串联地配置电容63、64，在该电容间安装电容电桥62。通过调整电容电桥62的电容器的电容C1、C2，可实现解耦。
图14是表示用于图6的交叉线圈间解耦的配置例的图。通过使交叉线圈70和交叉线圈71仅重叠适当的面积，可以使相互线圈间的交链磁通为零，可以实现解耦。
图15是表示用于图6的交叉线圈间的解耦的另一个配置例的图。其中，仅使交叉线圈72、73的与体轴方向正交的方向的两外侧环路在体轴方向上仅重叠适当的幅度。据此，可以使相互线圈间的交链磁通为零，可以实现解耦。
图16和图17是表示本发明的线圈组件配置的其他例子的图。为了也具有对脊椎成像的功能，设置于被检者P背部的线圈组件可具有交叉线圈23和环形线圈20、21、22，置于腹部侧的表面线圈不使用交叉线圈。此时，如图16和图17所示，置于腹部侧的线圈组件也可仅由环形线圈80、81、82构成。
另外，在图9、图16、图17说明的线圈配置例中，也构成为将用于对脊椎成像的线圈组件的一部分兼用于对腹部成像的情况。其中，如上所述，交叉线圈23是为了特别对脊椎区域进行SNR良好的成像而附加的部件。因此，对腹部成像时，即使具有交叉线圈也可以不使用，还可以仅选择采用图9、图16、图17说明的线圈配置中的环形线圈20～22的收集数据。那是因为即使使用交叉线圈而腹部中心SNR未得到提高，但由于存在围住被检者而覆盖的环形线圈，所以是有效的。如果要处理的收集数据的接收频道过多地增加，则会导致数据量及计算时间的增大，因而，还需要适当地避免这个问题。作为这种选择处理的一个例子，可以采用上述图10所记载的处理。
图18表示本发明的线圈组件配置的另一个例子。该变形例的线圈组件如该图所示，具有N个环形线圈91～95和1个交叉线圈96，但交叉线圈96的交叉次数比N少。这样，在交叉线圈的交叉数比环形线圈数更少的场合，可以调整交叉线圈的大小(交叉次数)以合乎需要提高灵敏度的区域。
进一步，还可以对表面线圈的信号处理法进行变形。在上述第1实施例中，从各表面线圈输出的接收信号分别作为独立的接收频道接收数据采样，但也可事先设置对来自若干个表面线圈的信号进行合成或分配的合成·分配电路。据此，可以对在由该合成·分配电路进行了合成·分配处理之后的数据进行采样，可实现信号处理的多样化。
第2实施例图19是表示第2实施例的磁共振成像装置的结构的图。
该磁共振成像装置具有静磁场磁铁101、倾斜磁场线圈102、倾斜磁场线圈驱动电路103、卧台104、发射部105、发射用高频线圈106、接收用高频线圈组件107、接收部108、数据收集部109、计算机110、序列控制器111、显示器112及控制台113。
静磁场磁铁101呈中空圆筒形，在内部空间产生均匀静磁场。作为该静磁场磁铁101，例如使用永磁铁、超导磁铁等。倾斜磁场线圈102呈中空圆筒形，配置于静磁场磁铁101的内侧。倾斜磁场线圈102由与相互正交的X、Y、Z各轴对应的3个线圈组合而成。倾斜磁场线圈102的上述3个线圈分别接受来自倾斜磁场线圈驱动电路103的电流供应，产生磁场强度沿着X、Y、Z各轴倾斜的倾斜磁场。另外，Z轴方向例如与静磁场同方向。X、Y、Z各轴的倾斜磁场例如分别对应于切片选择用倾斜磁场Gs、相位编码用倾斜磁场Ge、及读出用倾斜磁场Gr。切片选择用倾斜磁场Gs用于任意地确定成像断面。相位编码用倾斜磁场Ge用于与空间位置对应地编码磁共振信号的相位。读出用倾斜磁场Gr用于与空间位置对应地编码磁共振信号的频率。
被检体P在被装载于卧台104的顶板104A中的状态下被插入倾斜磁场线圈102的空洞(成像口)内。顶板104A被基部104B支持，在其长轴方向(图19中的左右方向)及上下方向上移动。通常，卧台104设置成其长轴方向与静磁场磁铁101的中心轴平行。
发射部105可将与拉莫尔频率对应的RF脉冲提供送到高频线圈106。高频线圈106配置于倾斜磁场102的内侧。高频线圈106接收从发射部105提供的高频脉冲(RF脉冲)而产生高频磁场。
高频线圈组件107载置于顶板104A中。高频线圈组件107将从被检体发出的磁共振信号导向接收部108。接收部108将由高频线圈组件107导入的磁共振信号放大后进行检波。数据收集部109收集从接收部108输出的磁共振信号并进行A/D转换。计算机110根据从数据收集部109输出的磁共振信号进行图像再构成处理。
序列控制器111控制倾斜磁场线圈驱动电路103、发射部105、接收部108、数据收集部109及计算机110，以根据规定顺序进行成像操作。
显示器112在计算机110的控制之下显示再构成图像及其它各种信息。
控制台113处理来自操作者的各种指令及信息输入。
如图20所示，高频线圈组件107含有4个环形线圈107A、107B、107C、107D。这些环形线圈107A、107B、107C、107D的环面朝向同一方向，并且配置成两个邻接的环面都彼此部分重叠。下面，将如上那样地配设环形线圈107A、107B、107C、107D的方向称为配设方向。这样，对于配设方向，环形线圈107B、107C位于内侧，107A、107D位于夹着环形线圈107B、107C的外侧。另外，环形线圈107A、107B、107C、107D互相电绝缘。
对于与环形线圈107A、107B、107C、107D的上述配设方向正交的方向的中心轴，理想的是从与它们的环面交叉的方向看配设于一条直线上。但是，从设计上存在的问题等来讲，也有难以严格地配置在一条直线上的情况，所以可以或多或少地呈锯齿状配设。
另外，环形线圈107A、107B、107C、107D可以配设在同一层基板上。
配设方向的环形线圈107B、107C的环面宽度W107B、W107C，比该方向的环形线圈107A、107D的环面宽度W107A、W107D更小。另外，在第2实施例中，宽度W107B和W107C相等，而且宽度W107A和W107D相等，但是只要满足上述条件，它们分别不等也可以。
与配设方向正交的方向上的环形线圈107A、107B、107C、107D的环面宽度的任一个都具有相同的宽度W7。因此，环形线圈107B、107C的环面面积S107B、S107C比环形线圈107A、107D的环面面积S107A、S107D更小。其中，面积S107A、S107B、S107C、S107D为图21(a)～(d)的阴影部分的面积。与配设方向正交的方向上的环形线圈107A、107B、107C、107D的环面宽度可以互不相同。
为了防止2个环形线圈产生电耦合，2个环形线圈的线圈面重叠量被设定为合适值，以使相互产生的高频率磁场在环面内的总和为0。
该高频线圈组件107的环形线圈107A、107B、107C、107D被设置在顶板104A上，其环面沿着顶板104A的上面，并且配列方向向着与顶板104A的长轴方向交叉的方向。这样，环形线圈107A、107B、107C、107D的环面向着装载于顶板104A上的被检者P。另外，由于被检者P在其体轴方向向着顶板104A的长轴方向的状态下被载置于顶板104A上，所以环形线圈107A、107B、107C、107D的配设方向与被检体P的体轴方向交叉。
如图21(e)所示，3个重叠部的面积分别都为Sn。此时，环形线圈107A、107B、107C、107D例如可以由下式确定尺寸，所得到的k1、k2为035～0.65。
k1＝S107A/(S107B+S107C-Sn)k2＝S107D/(S107B+S107C-Sn)如图22所示，高频线圈组件107进一步含有180度分配/合成器107E、107F以及90度分配/合成器107G。
环形线圈107B、107C所输出的信号SB、SC通过调谐·整合电路(未示出)由同轴缆线等输入到180度分配/合成器107E。180度分配/合成器107E以同相和反相地对信号SB、SC分别进行合成。180度分配/合成器107E将作为同相合成的结果而得到的信号SE输出到90度分配/合成器107G。180度分配/合成器107E将作为反相合成的结果而得到的信号作为反相合成信号送至接收部108。
环形线圈107A、107D所输出的信号SA、SD通过调谐·整合电路由同轴缆线(未示出)等输入到180度分配/合成器107F。180度分配/合成器107F同相和反相对信号SA、SD分别进行合成。180度分配/合成器107E将作为同相合成的结果而得到的信号作为同相合成信号送至接收部108。180度分配/合成器107E将作为反相合成的结果而得到的信号SG输出到90度分配/合成器107G。
90度分配/合成器107G将信号SG移相90度之后，合成为信号SE。90度分配/合成器107G将作为其合成结果而得到的信号作为QD信号，而且将与该QD信号反相的信号作为反QD信号分别送到接收部108。
图23为通过图19所示的磁共振成像装置对被检体P的脊椎进行成像时的被检体P和高频线圈组件107的位置关系的轴断面图。
如图23所示，环形线圈107B、107C与脊椎近接。环形线圈107A和107D与脊椎的距离比环形线圈107B、107C的要大。环形线圈的灵敏度与线圈面的面积成反比地提高。然而，环形线圈的线圈面的面积越小灵敏度范围越窄。即，环形线圈107B、107C可以以优良的灵敏度接收从近接的脊椎所发出的磁共振信号。另一方面，环形线圈107A和107D可以从远离的位置接收从脊椎所发出的磁共振信号。
在将环形线圈107B、107C的大小变更成和第2实施例的环形线圈107A和107D的尺寸相同的场合，环形线圈107B、107C的面积和环形线圈107A、107D与脊椎之间的距离分别比第2实施例中的要大。因此，对于从脊椎发出的磁共振信号，环形线圈107A、107B、107C、107D的灵敏度都降低。相反，在将环形线圈107A、107D的大小变更成和第2实施例的环形线圈107B和107C的尺寸相同的场合，环形线圈107A、107D对从脊椎发出的磁共振信号的灵敏度都降低。
因此，第2实施例的高频线圈组件107与4个相同尺寸的环形线圈并排的情况相比，近处和远处双方的SN比都可以得到提高。即，通过环形线圈107B和107C取得成像对象局部的成像灵敏度，进一步通过环形线圈107A和107D对成像对象附近附加成像灵敏度，由此可以使对成像对象的成像的SN比提高。这样，可以高效地成像SN比优良的图像。另外，由于如上所述的性质，高频线圈组件107在用于对脊椎或腹部进行成像的场合状况很好。
另外，根据第2实施例，由于进行QD合成，QD信号的SN比与各环形线圈107A、107B、107C、107D的输出信号相比得到提高。因此，在接收部108的信道数少的场合，通过使用QD信号，能够高效地利用很少的频道而可成像SN比优良的图像。具体地，接收部108如果为了适配高频线圈组件107而具有4个信道，则可以使用QD信号、反QD信号、同相合成信号及反相合成信号，但如果只有2个信道，则使用QD信号以及同相合成信号或反相合成信号。
第3实施例图24为所示第3实施例的磁共振成像装置的结构的图。另外，在图24中对与图19相同的部分采用相同符号，并省略其详细说明。
该磁共振成像装置具有静磁场磁铁101、倾斜磁场线圈102、倾斜磁场线圈驱动电路103、卧台104、发射部105、发射用高频线圈106、接收部108、数据收集部109、计算机110、序列控制器111、显示器112、控制台113及接收用高频线圈组件114、115。
即第3实施例的磁共振成像装置具有高频线圈组件114、115，取代了第2实施例的高频线圈组件107。
高频线圈组件114被载置于顶板104A中。高频线圈组件115配置于倾斜磁场线圈102内侧的上侧。高频线圈细件114、115将从被检体发出的磁共振信号导向接收部108。
如图25所示，高频线圈组件114含有4个线圈组114A、114B、114C、114D。线圈组114A、114B、114C、114D分别具有环形线圈107A、107B、107C、107D。而且线圈组114A、114B、114C、114D配设于与环形线圈107A、107B、107C、107D的配设方向交叉的方向。线圈组114A、114B、114C、114D配置成邻接的两个之间彼此部分重叠。线圈组114A、114B、114C、114D的配设方向为沿着顶板104A的长轴方向即被检体P的体轴方向。
为了防止线圈间的耦合(coupling)而使相对于线圈组114A、114B、114C、114D的配设方向倾斜地邻接的环形线圈之间彼此重叠是很难的。因此，如图26所示，在满足这样关系的2个环形线圈之间设有解耦电路114E。然而在图26中，仅图示出线圈组114A的环形线圈107B和线圈组114B的环形线圈107A之间的解耦电路114E，但是在同样的另外2个环形线圈之间也分别设有解耦电路。
解耦电路114E可以具有图8或图13的例子那样的结构。高频线圈组件115的结构和高频线圈组件107的相同。
图27为表示通过图24所示的磁共振成像装置对被检体P的脊椎及腹部进行成像时的被检体P和高频线圈组件114、115的位置关系的轴断面图。
这样，根据第3实施例，通过采用高频线圈组件114，可以对脊椎在体轴方向上很广的范围内以良好的SN比进行成像。另外，通过采用高频线圈组件115，可以以良好的SN比对腹部进行成像。
另外，根据第3实施例，在体轴方向及与对轴方向正交的方向上也能够对应于并行成像。
以上的实施例可以进行下列种种变形而实施。
环形线圈宽度越窄，其宽度方向的灵敏度越提高，但其宽度方向的灵敏度范围越窄。因此，即使环面的面积不满足上述条件，也可以得到和上述第2实施例相同的效果。但是，优选采用第2实施例，因其能够以更好的SN比进行成像。
如图28及29所示，高频线圈组件107、114、115可以以沿着曲面的状态配设各环形线圈。如果这样的话，如图28及29所示，可以沿着被检体P配置高频线圈组件107、114、115，各环形线圈可进一步与被检体P近接。
可以分别将环形线圈107A、107B、107C、107D的输出信号送至接收部108。而且可以根据需要在接收部108中进行同相合成、反相合成或QD合成。或者可以将各输出信号分别导向计算机110，并根据这些信号独立地进行再构成处理之后，通过求得由此而得到的4个图像的2乘和平方根，得到1个图像。
环形线圈107A、107B、107C、107D可以不用重叠，而采用例如图8或图13所示的解耦电路。
在配设用于高频线圈组件114的多个线圈组时，所具有的线圈组的数量可以是任意的。
图22所示的电路还可适用于具有4个相同的环形线圈的高频线圈组件中。
环形线圈可以设置5个或以上。
在由2个或3个环形线圈构成高频线圈组件时，如果邻接的2个环形线圈的其中一个对于上述环形线圈配设方向的宽度及环面的面积与另一个相比小，则可以得到与上述实施例相同的效果。
另外，本发明并不限于上述实施例的形式，可以在实施阶段在不脱离其宗旨的范围内对其构成要素作出具体化变形。另外，通过对上述实施例所公开的多个构成要素进行适当的组合可以形成多种发明。例如，在实施例所示的全部构成要素中也可以去掉某几个构成要素。进一步，还可以对不同实施例中的构成要素进行适当组合。
权利要求
1.一种高频线圈组件，具有从被检体接收第1磁共振信号的第1高频线圈；从上述被检体接收上述第1磁共振信号及第2磁共振信号的至少一方的第2高频线圈；从上述被检体接收上述第1磁共振信号、上述第2磁共振信号及第3磁共振信号的至少一方，且为了在成像区域中提高局部灵敏度而具有与上述第1高频线圈及上述第2高频线圈的至少一方不同的形状的第3高频线圈。
2.一种高频线圈组件，接收与按规定顺序对置于静磁场的被检者所施加的倾斜磁场脉冲及高频磁场脉冲对应地在该被检者中产生的高频磁共振信号，其中，至少具有多个沿着第1方向邻接配设的第1高频线圈；构造上与该多个第1高频线圈的各个解耦的第2高频线圈。
3.如权利要求2所述的高频线圈组件，其中，上述第2高频线圈沿着上述第1方向被配置，使得覆盖与上述多个第1高频线圈所承担的成像区域实质相等的成像区域。
4.如权利要求3所述的高频线圈组件，其中，上述第2高频线圈是具有相对于上述第1高频线圈的个数N至少N次地在上述第1方向上交叉的形状的一个交叉线圈。
5.如权利要求3所述的高频线圈组件，其中，上述多个第1高频线圈是沿着上述第1方向配置而互相磁解耦的多个环形线圈。
6.如权利要求5所述的高频线圈组件，其中，上述第2高频线圈是具有相对于上述第1高频线圈的个数N至少N次地在上述第1方向上交叉的形状的一个交叉线圈。
7.如权利要求6所述的高频线圈组件，其中，多个上述第1高频线圈和上述第2高频线圈沿着与上述第1方向正交并且与上述被检者横躺的顶板的长轴方向一致的第2方向配置多个。
8.如权利要求7所述的高频线圈组件，其中，将在上述第2方向上相互邻接的上述交叉线圈中的至少2个交叉线圈配置成彼此只有部分重叠。
9.一种高频线圈组件，具有与置于静磁场中的被检者相对配置的上部线圈组件和下部线圈组件，且在该上部线圈组件和下部线圈组件中，能够接收与按规定顺序对该被检者所施加的倾斜磁场脉冲及高频磁场脉冲对应地在被检者中产生的高频磁共振信号，其中，上述下部线圈组件至少具有沿着第1方向邻接配设的多个第1高频线圈；在构造上与该多个第1高频线圈的各个解耦的第2高频线圈。
10.如权利要求9所述的高频线圈组件，其中，上述第2高频线圈是具有相对于上述第1高频线圈的个数N至少N次地在上述第1方向上交叉的形状的一个交叉线圈。
11.一种高频线圈组件，具有与置于静磁场中的被检者相对配置的上部线圈组件和下部线圈组件，且在该上部线圈组件和下部线圈组件中，能够接收与按规定顺序对该被检者所施加的倾斜磁场脉冲及高频磁场脉冲对应地在被检者中产生的高频磁共振信号，其中，上述上部线圈组件至少具有沿着第1方向邻接配设的多个第1高频线圈；在构造上与该多个第1高频线圈的各个解耦的第2高频线圈。
12.如权利要求11所述的高频线圈组件，其中，上述第2高频线圈是具有相对于上述第1高频线圈的个数N至少N次地在上述第1方向上交叉的形状的一个交叉线圈。
13.一种高频线圈组件，接收与按规定顺序对置于静磁场中的被检者所施加的倾斜磁场脉冲及高频磁场脉冲对应地在该被检者中产生的高频磁共振信号，其中，具有沿着规定方向邻接配设的多个环形线圈；与该多个环形线圈中的至少一个环形线圈重叠配置并且具有以等于或大于上述多个环形线圈个数的次数地交叉的形状的交叉线圈。
14.一种高频线圈组件，接收与按规定顺序对置于静磁场中的被检者所施加的倾斜磁场脉冲及高频磁场脉冲对应地在该被检者产生的高频磁共振信号，其中，具有沿着规定方向配设的多个环形线圈；与该多个环形线圈中的至少一个环形线圈重叠配置并且具有交叉3次或以上的形状的交叉线圈。
15.如权利要求14所述的高频线圈组件，其中，上述交叉线圈具有交叉奇数次的形状。
16.一种高频线圈组件，具有2个内侧环形线圈；夹着上述2个内侧环形线圈而配设的2个外侧环形线圈，其中，上述2个内侧环形线圈各自在含有上述2个内侧环形线圈及2个上述外侧环形线圈的至少4个环形线圈的配设方向上的宽度及环面面积比上述2个外侧环形线圈小。
17.如权利要求16所述的高频线圈组件，2个上述内侧环形线圈的形状彼此基本相同。
18.如权利要求16所述的高频线圈组件，2个上述外侧环形线圈的形状彼此基本相同。
19.如权利要求16所述的高频线圈组件，还具有同相合成2个所述内侧环形线圈各自的输出信号的第1合成单元；反相合成2个所述外侧环形线圈各自的输出信号的第2合成单元；将上述第1和第2合成单元各自的输出信号向任一方相移90度之后相互合成的单元。
20.如权利要求16所述的高频线圈组件，在与上述配设方向交叉的方向上配设有多个由上述至少4个环形线圈所组成的线圈组。
21.如权利要求20所述的高频线圈组件，上述交叉的方向为体轴方向。
22.如权利要求20所述的高频线圈组件，上述交叉的方向为身体厚度方向。
23.如权利要求20所述的高频线圈组件，上述多个线圈组配置于同一层基板上。
24.一种高频线圈组件，具有外侧2个环形线圈位于夹着内侧2个环形线圈的位置而配设的至少4个环形线圈；同相合成内侧2个所述环形线圈各自的输出信号的第1合成单元；反相合成外侧2个所述环形线圈各自的输出信号的第2合成单元；将上述第1和第2合成单元各自的输出信号向任一方相移90度之后相互合成的单元。
25.一种高频线圈组件，具有2个内侧环形线圈；夹着上述2个内侧环形线圈而配设的2个外侧环形线圈，其中上述2个内侧环形线圈分别在含有上述2个内侧环形线圈及上述2个外侧环形线圈的至少4个环形线圈的配设方向上的宽度比上述2个外侧环形线圈小。
26.一种高频线圈组件，具有第1环形线圈；与上述第1环形线圈邻接配设的第2环形线圈，其中上述第1环形线圈和第2环形线圈的其中一个在上述第1环形线圈和第2环形线圈的配设方向上的宽度及环面面积比另一个小。
27.具有如权利要求1所述的高频线圈组件的磁共振成像装置。
28.具有如权利要求2所述的高频线圈组件的磁共振成像装置。
29.具有如权利要求9所述的高频线圈组件的磁共振成像装置。
30.具有如权利要求11所述的高频线圈组件的磁共振成像装置。
31.如权利要求28所述的磁共振成装置，具有可选择是否使用上述第1高频线圈及上述第2高频线圈的任一个收集到的上述磁共振信号的选择单元。
32.如权利要求29所述磁共振成像装置，具有可选择是否使用上述第1高频线圈及上述第2高频线圈的任一个收集到的上述磁共振信号的选择单元。
33.如权利要求30所述磁共振成像装置，具有可选择是否使用上述第1高频线圈及上述第2高频线圈的任一个收集到的上述磁共振信号的选择单元。
34.一种磁共振成像装置，根据从被检体发出的磁共振信号对上述被检体进行成像，具有如权利要求16所述的高频线圈组件，以接收上述磁共振信号。
35.一种磁共振成像装置，根据从被检体发出的磁共振信号对上述被检体进行成像，具有2组如权利要求16所述的高频线圈组件，以从夹着上述被检体的2个方向接收上述磁共振信号。
36.一种磁共振成像装置，根据从被检体发出的磁共振信号对上述被检体进行成像，具有如权利要求24所述的高频线圈组件，以接收上述磁共振信号。
37.一种磁共振成像装置，根据从被检体发出的磁共振信号对上述被检体进行成像，具有如权利要求25所述的高频线圈组件，以接收上述磁共振信号。
38.一种磁共振成像装置，根据从被检体发出的磁共振信号对上述被检体进行成像，具有2组如权利要求25所述的高频线圈组件，以从夹着上述被检体的2个方向接收上述磁共振信号。
39.一种磁共振成像装置，根据从被检体发出的磁共振信号对上述被检体进行成像，具有如权利要求26所述的高频线圈组件，以接收上述磁共振信号。
40.一种磁共振成像装置，根据从被检体发出的磁共振信号对上述被检体进行成像，具有2组如权利要求26所述的高频线圈组件，以从夹着上述被检体的2个方向接收上述磁共振信号。
41.如权利要求34所述的磁共振成像装置，将上述高频线圈组件配置于上述被检体的脊背侧的位置。
42.如权利要求34所述的磁共振成像装置，进一步具有用于载置上述被检体的顶板，且将上述高频线圈组件安装于上述顶板上。
43.如权利要求36所述的磁共振成像装置，将上述高频线圈组件配置于上述被检体的脊背侧的位置。
44.如权利要求36所述的磁共振成像装置，进一步具有用于载置上述被检体的顶板，且将上述高频线圈组件安装于上述顶板上。
45.如权利要求37所述的磁共振成像装置，将上述高频线圈组件配置于上述被检体的脊背侧的位置。
46.如权利要求37所述的磁共振成像装置，进一步具有用于载置上述被检体的顶板，且将上述高频线圈组件安装于上述顶板上。
47.如权利要求39所述的磁共振成像装置，将上述高频线圈组件配置于上述被检体的脊背侧的位置。
48.如权利要求39所述的磁共振成像装置，进一步具有用于载置上述被检体的顶板，且将上述高频线圈组件安装于上述顶板上。
全文摘要
本发明的高频线圈组件具有第1高频线圈、第2高频线圈及第3高频线圈。第1高频线圈接收来自被检体的第1磁共振信号。第2高频线圈接收来自被检体的第1磁共振信号及第2磁共振信号的至少一个。第3高频线圈接收来自被检体的第1磁共振信号、第2磁共振信号及第3磁共振信号的至少一个。且，第3高频线圈具有与第1高频线圈及第2高频线圈的至少一个不同的形状，使得提高成像区域局部灵敏度。
文档编号G01R33/32GK1817304SQ20051012167
公开日2006年8月16日 申请日期2005年11月16日 优先权日2004年11月16日
发明者冈本和也, 光井信二, 石井学 申请人:株式会社东芝, 东芝医疗系统株式会社