JP2003024294A - Fr coil device and nuclear magnetic resonance equipment using the same - Google Patents
Fr coil device and nuclear magnetic resonance equipment using the sameInfo
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は核磁気共鳴技術に関
するものであり、より特定的には、核磁気共鳴装置に用
いるＲＦコイル装置とそれを用いた核磁気共鳴（ＭＲ，
ＮＭＲ）装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a nuclear magnetic resonance technique, and more specifically, an RF coil device used in a nuclear magnetic resonance apparatus and a nuclear magnetic resonance (MR,
NMR) device.
【０００２】[0002]
【従来の技術】ＭＲ装置は、共鳴している原子核から核
磁気共鳴信号を受信して、その受信信号を画像化して被
検体の診断、分析などに使用する装置である。すなわ
ち、ＭＲ装置は、静磁場、傾斜磁場および高周波磁場の
各磁場発生手段と、被検体の核磁気共鳴信号を検出する
信号検出用コイルとを備えており、信号検出用コイルで
検出した信号を画像化して表示装置に表示する。2. Description of the Related Art An MR device is a device for receiving a nuclear magnetic resonance signal from a resonating atomic nucleus and imaging the received signal for use in diagnosis and analysis of a subject. That is, the MR device includes magnetic field generating means for a static magnetic field, a gradient magnetic field, and a high-frequency magnetic field, and a signal detection coil for detecting a nuclear magnetic resonance signal of the subject, and outputs a signal detected by the signal detection coil. The image is displayed on the display device.
【０００３】人体のある診断対象部位に装着して核磁気
共鳴信号を検出するための従来の信号検出用コイルは、
診断対象部位の形状に則してあらかじめ定められた形状
をとるように構造的に制約されており、たとえば、診断
対象部位が人体の腹部の場合、腹部に巻くようにして使
用する構造のフレキシブルコイルでは、体の小さな人が
被検体となるとコイルとの間に隙間ができる。その場合
は信号検出用コイルの診断対象部位への充填率(filling
factor ）が低い。なお、充填率ｆｆは、次式で定義さ
れる。ｆｆ≒Ｖｓ／Ｖｃ、ただし、Ｖｓは試料（診断部
位）の容積を示し、Ｖｃはコイルの容積を示す。もしも
被検体の形状にあわせて密着して配設しうるフレキシブ
ルコイルがあれば充填率を高めることができ、撮像の感
度を高めることができる。A conventional signal detecting coil for detecting a nuclear magnetic resonance signal by mounting it on a part of a human body to be diagnosed,
The flexible coil is structurally constrained to have a predetermined shape according to the shape of the diagnosis target part. For example, when the diagnosis target part is the abdomen of the human body, the flexible coil has a structure to be used by winding it around the abdomen. Then, when a person with a small body becomes a subject, a gap is created between the coil and the coil. In that case, the filling rate (filling
factor) is low. The filling rate ff is defined by the following equation. ff≈Vs / Vc, where Vs represents the volume of the sample (diagnosis site) and Vc represents the volume of the coil. If there is a flexible coil that can be closely attached according to the shape of the subject, the filling rate can be increased and the imaging sensitivity can be increased.
【０００４】そこで信号検出用コイルは、診断対処部位
への充填率が最大になるように、被検体の診断対象部位
の形状に応じてコイルの形状を変形可能にすること、お
よび、高周波回路としての同調を行うことが種々試みら
れている。Therefore, the signal detecting coil is configured so that the shape of the coil can be changed in accordance with the shape of the diagnosis target portion of the subject so that the filling rate in the diagnosis target portion is maximized. Various attempts have been made to perform the tuning.
【０００５】特開昭６１−２２０６４１号公報は、その
ような信号検出コイルとして、銅線、銀線、金線、白金
線、アルミニウム線、あるいは網銅線などの柔軟導体材
料とコイルのサイズを保持する部材、たとえば、シリコ
ンラバーから構成することにより被検体の診断対象部位
に合わせてコイルの形状を変形させることを可能にする
信号検出用コイルを開示している。特開昭６１−２２０
６４１号公報はまた電圧を印加することによりキャパシ
タンスの値が変化する可変容量素子のキャパシタンスを
自動的に調整して自動同調を行うことを開示している。Japanese Unexamined Patent Publication No. 61-220641 discloses such a signal detection coil in which the size of a flexible conductor material such as a copper wire, a silver wire, a gold wire, a platinum wire, an aluminum wire, or a mesh copper wire, and the size of the coil. Disclosed is a signal detection coil that is made of a member to be held, for example, silicon rubber, so that the shape of the coil can be deformed in accordance with a diagnosis target site of a subject. JP-A-61-220
Japanese Patent Publication No. 641 also discloses that the capacitance of a variable capacitance element whose capacitance value changes by applying a voltage is automatically adjusted to perform automatic tuning.
【０００６】また特表昭６３−５０１３３６号公報は、
可撓性（フレキシブル）電気絶縁材のシートに装着する
導電箔と、シートを取り外し可能に保持する結び紐帯の
ような保持手段とを備えたコイルを開示している。この
ようにコイルを被検体の種々の診断対象部位に装着する
と充填率が向上できると述べている。Further, Japanese Patent Publication No. 63-501336 discloses
Disclosed is a coil that includes a conductive foil that is attached to a sheet of flexible electrically insulating material and a holding means such as a tie strap that removably holds the sheet. As described above, the filling rate can be improved by mounting the coil on various diagnosis target portions of the subject.
【０００７】[0007]
【発明が解決しようとする課題】特開昭６１−２２０６
４１号公報に開示されている信号検出用コイルは、被検
体の診断対象部位に対する充填率の向上を主目的として
いる。特開昭６１−２２０６４１号公報にも、信号検出
用コイルとしての共振条件を満足させるために可変容量
素子を設け、その可変容量素子の値を自動的に調整する
ようにしているが、もともと信号検出用コイルが共振条
件に近似した特性を示すことを考慮していないので可変
容量素子の共振周波数の調整が複雑になるという問題が
ある。Problems to be Solved by the Invention JP-A-61-2206
The signal detection coil disclosed in Japanese Patent Publication No. 41 is mainly intended to improve the filling rate of the diagnosis target portion of the subject. In Japanese Patent Laid-Open No. 61-220641, a variable capacitance element is provided in order to satisfy the resonance condition of the signal detection coil, and the value of the variable capacitance element is automatically adjusted. Since it is not considered that the detection coil exhibits characteristics similar to the resonance condition, there is a problem that adjustment of the resonance frequency of the variable capacitance element becomes complicated.
【０００８】特表昭６３−５０１３３６号公報に開示さ
れている検出コイルは、特開昭６１−２２０６４１号公
報に開示されている信号検出用コイルよりも可撓性が低
い。したがって、特表昭６３−５０１３３６号公報に開
示されている検出コイルでは被検体の診断対象部位へ充
填率はそれほど高くできない。さらに特表昭６３−５０
１３３６号公報に開示されている検出コイルを用いる
と、信号検出用コイルが共振条件に近似した特性を示す
ことを考慮していないので、特開昭６１−２２０６４１
号公報に開示されている方法と同様に、可変容量素子の
共振周波数の調整が複雑になるという問題がある。The detection coil disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 63-501336 has a lower flexibility than the signal detection coil disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 61-220641. Therefore, with the detection coil disclosed in Japanese Patent Publication No. 63-501336, the filling rate cannot be so high in the diagnosis target portion of the subject. Furthermore, special table Sho 63-50
When the detection coil disclosed in Japanese Patent No. 1336 is used, it is not taken into consideration that the signal detection coil exhibits characteristics close to the resonance condition, and therefore, JP-A-61-220641.
Similar to the method disclosed in the publication, there is a problem that the adjustment of the resonance frequency of the variable capacitance element becomes complicated.
【０００９】本発明の目的は、可撓性に富み、被検体の
診断対象部位に対する充填率を高くすることが可能であ
り、共振条件を満足するＲＦコイル装置およびそれを用
いた核磁気共鳴装置を提供することにある。An object of the present invention is to provide an RF coil device which is highly flexible and can increase the filling rate of the object to be diagnosed in the object to be diagnosed, and which satisfies resonance conditions, and a nuclear magnetic resonance apparatus using the same. To provide.
【００１０】[0010]
【課題を解決するための手段】本発明の第１の観点によ
れば、可撓性の共振素子としての同軸ケーブルと、ＲＦ
コイルへの送信またはＲＦコイルからの受信のための端
子部と、同調用静電容量素子とを有し、前記同軸ケーブ
ルの芯線と外被に同相の電流が流れるように、端子部の
信号線部分が前記同軸ケーブルの一端の芯線に接続さ
れ、前記同軸ケーブルの他端の外被が前記端子部の電流
戻り部分に接続され、前記同調用静電容量素子が前記同
軸ケーブルの他端の芯線と前記同軸ケーブルの一端の外
被に接続されており、前記同軸ケーブルと前記端子部と
前記同調用静電容量素子とが集中定数回路を構成してい
るＲＦコイル装置が提供される。According to a first aspect of the present invention, a coaxial cable as a flexible resonance element and an RF cable are provided.
The terminal has a terminal for transmitting to the coil or receiving from the RF coil, and a tuning capacitance element, and a signal wire of the terminal so that currents of the same phase flow in the core wire of the coaxial cable and the jacket. A part of the coaxial cable is connected to a core wire of one end of the coaxial cable, a jacket of the other end of the coaxial cable is connected to a current return part of the terminal portion, and the tuning capacitance element is a core wire of the other end of the coaxial cable. And an RF coil device in which the coaxial cable, the terminal portion, and the tuning electrostatic capacitance element form a lumped constant circuit, which is connected to an outer cover of one end of the coaxial cable.
【００１１】好ましくは、前記同軸ケーブルと、前記端
子部と、前記同調用静電容量素子とが、下記式Ａ、Ｂで
規定される回路を構成している。Preferably, the coaxial cable, the terminal portion, and the tuning electrostatic capacitance element form a circuit defined by the following formulas A and B.
【００１２】[0012]
【数３】 [Equation 3]
【００１３】[0013]
【数４】 [Equation 4]
【００１４】また好ましくは前記同調用静電容量素子が
前記端子部の近傍に配置されている。Preferably, the tuning capacitance element is arranged near the terminal portion.
【００１５】本発明の第２の観点によれば上記コイルを
用いた核磁気共鳴装置が提供される。According to a second aspect of the present invention, there is provided a nuclear magnetic resonance apparatus using the above coil.
【００１６】本発明のＲＦコイル装置は、診断対象部位
に接触するコイルとして可撓性に富む同軸ケーブルを用
いるので診断対象部位への充填率を高めることができ
る。その結果、撮像領域の自由度が高く、被検体の特定
部位を撮像可能であるとともに、コイルを変形して広い
撮像領域にも対応可能である。さらに本発明のＲＦコイ
ル装置は集中定数回路を構成しているので、共振周波数
の微調整が簡便に、迅速に行える。The RF coil device of the present invention uses a highly flexible coaxial cable as a coil that comes into contact with the site to be diagnosed, so that the filling rate into the site to be diagnosed can be increased. As a result, the degree of freedom of the imaging region is high, a specific portion of the subject can be imaged, and the coil can be deformed to accommodate a wide imaging region. Further, since the RF coil device of the present invention constitutes a lumped constant circuit, fine adjustment of the resonance frequency can be performed easily and quickly.
【００１７】[0017]
【発明の実施の形態】本発明のＲＦコイル装置およびそ
れを用いた核磁気共鳴（ＭＲ）装置の実施の形態につい
て添付図面を参照して述べる。BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION Embodiments of an RF coil device and a nuclear magnetic resonance (MR) device using the same according to the present invention will be described with reference to the accompanying drawings.
【００１８】第１実施の形態
図１は本発明の１実施の形態のＭＲ装置の構成図であ
る。図１に図解したＭＲ装置は、超電導マグネットを用
いた装置であり、被検体１８を載置して支持台２０の上
を移動するベッド１９と、ベッド１９の周囲に配設され
てＺ方向磁場、Ｚ軸方向の磁場と直交する方向の傾斜磁
場を発生するコイル１０、１１、１２と、これらのコイ
ルを駆動する電源１３、１４、１５と、静磁場を発生さ
せるコイル１６と、このコイル１６を駆動する静磁場コ
イル駆動用電源とを有する。主磁界発生コイル２４がベ
ット１９の周囲に配設されている。信号検出用コイル２
５が被検体１８の診断部位に装着されている。信号検出
用コイル２５は本発明のＲＦコイル装置の一部を構成し
ている。制御装置４１が、高周波パルス発生器４２を制
御して高周波パルスを発生させる。発生された高周波パ
ルスは増幅器４３で増幅されて主磁界発生コイル２４に
印加される。核磁気共鳴信号がＲＦコイル装置を構成す
る信号検出用コイル２５で検出されて増幅回路４６に入
力され、検波器４７で検波されて信号処理装置４８で画
像処理されて、図示しない表示装置に出力される。後述
する信号検出コイル２５を含むＲＦコイル装置の同調制
御が同調制御回路４９で行われる。なお、本発明のＲＦ
コイル装置は集中分布定数回路を構成しており、信号検
出コイル２５を含むＲＦコイル装置の同調制御は微調整
であり、その微調整は容易であり、手動で行うことも可
能であるから本発明において同調制御回路４９は必須で
はない。 First Embodiment FIG. 1 is a block diagram of an MR device according to a first embodiment of the present invention. The MR device illustrated in FIG. 1 is a device using a superconducting magnet, and includes a bed 19 on which a subject 18 is placed and which moves on a support 20, and a Z-direction magnetic field which is arranged around the bed 19. , Coils 10, 11, 12 for generating a gradient magnetic field in a direction orthogonal to the magnetic field in the Z-axis direction, power supplies 13, 14, 15 for driving these coils, a coil 16 for generating a static magnetic field, and this coil 16 And a power supply for driving a static magnetic field coil. A main magnetic field generating coil 24 is arranged around the bed 19. Signal detection coil 2
5 is attached to the diagnostic site of the subject 18. The signal detecting coil 25 constitutes a part of the RF coil device of the present invention. The control device 41 controls the high frequency pulse generator 42 to generate a high frequency pulse. The generated high frequency pulse is amplified by the amplifier 43 and applied to the main magnetic field generating coil 24. The nuclear magnetic resonance signal is detected by the signal detection coil 25 constituting the RF coil device, input to the amplification circuit 46, detected by the wave detector 47, image-processed by the signal processing device 48, and output to a display device (not shown). To be done. Tuning control of an RF coil device including a signal detection coil 25 described later is performed by a tuning control circuit 49. The RF of the present invention
Since the coil device constitutes a lumped distributed constant circuit, the tuning control of the RF coil device including the signal detection coil 25 is a fine adjustment, and the fine adjustment is easy and can be performed manually. In, the tuning control circuit 49 is not essential.
【００１９】ＲＦコイル装置の構成
上記信号検出用コイル２５を本発明のＲＦコイル装置の
第１実施の形態について図２を参照して詳細に述べる。
図２は本発明の第１実施の形態の信号検出用コイル２５
を含むＲＦコイル装置１を構成する、信号検出用コイル
２５および共振素子としての同軸ケーブル３と、給電部
５と、同調用静電容量素子７を示す図である。ＲＦコイ
ル装置１は、信号検出用コイル２５として用いられる共
振素子としての同軸ケーブル３と、給電部５と、同調用
静電容量素子７とで構成されている。なお、厳格にいえ
ば、ＲＦコイル装置１は、同軸ケーブル３のみで構成さ
れ、同調用静電容量素子７を付加することができる。 Configuration of RF Coil Device The signal detecting coil 25 will be described in detail with reference to FIG. 2 regarding the first embodiment of the RF coil device of the present invention.
FIG. 2 shows a signal detecting coil 25 according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 3 is a diagram showing a signal detection coil 25, a coaxial cable 3 as a resonance element, a power feeding section 5, and a tuning capacitance element 7 which constitute the RF coil device 1 including the above. The RF coil device 1 includes a coaxial cable 3 as a resonance element used as the signal detection coil 25, a power feeding unit 5, and a tuning capacitance element 7. Strictly speaking, the RF coil device 1 is composed of only the coaxial cable 3, and the tuning capacitance element 7 can be added.
【００２０】同軸ケーブル３は、芯線３１とその外周に
設けられた外被３３からなる。給電部５は、整合用の第
１の静電容量成分のキャパシタンスＣＭ1 と、第２の静
電容量成分のキャパシタンスＣＭ2 とで構成されてい
る。同調用静電容量素子７（ＣT ）、および、整合用の
第１の静電容量成分のキャパシタンスＣＭ1 と第２の静
電容量成分のキャパシタンスＣＭ2 は、共振素子として
の同軸ケーブル３の共振周波数に同調させる同調回路素
子である。同軸ケーブル３の芯線３１の一端は給電部５
における第１の静電容量成分のキャパシタンス（ＣＭ
1 ）部分に接続されており、同軸ケーブル３の芯線３１
の他端は同調用静電容量素子７の他端に接続されてい
る。同軸ケーブル３の一端の外被３３が同調用静電容量
素子７の一端に接続されており、同軸ケーブル３の他端
の外被３３が給電部５における第２の静電容量成分のキ
ャパシタンス（ＣＭ2 ）部分に接続されている。The coaxial cable 3 is composed of a core wire 31 and a jacket 33 provided on the outer circumference thereof. The power supply unit 5 includes a matching capacitance CM 1 having a first capacitance component and a second capacitance component CM 2 having a capacitance CM 2 . Tuning capacitance device 7 (C T), and a capacitance CM 1 of the first capacitance component of a matching capacitance CM 2 of the second capacitance component of the coaxial cable 3 as resonant elements It is a tuning circuit element that is tuned to the resonance frequency. One end of the core wire 31 of the coaxial cable 3 has a power feeding unit 5
Capacitance of the first capacitance component (CM
1 ) is connected to the core wire 31 of the coaxial cable 3
The other end of is connected to the other end of the tuning capacitance element 7. The jacket 33 at one end of the coaxial cable 3 is connected to one end of the tuning capacitance element 7, and the jacket 33 at the other end of the coaxial cable 3 has a capacitance of the second capacitance component ( It is connected to the CM 2 ) part.
【００２１】図２に図解したＲＦコイル装置と給電部５
および同調用静電容量素子７の接続は、芯線３１と外被
３３に流れる電流が同位相になっていることに留意され
たい。The RF coil device and the power supply section 5 illustrated in FIG.
It should be noted that the connection of the tuning capacitance element 7 is such that the currents flowing through the core wire 31 and the jacket 33 are in phase.
【００２２】図２に図解したＲＦコイル装置１の等価回
路を図３に示す。図３において、同軸ケーブル３の芯線
３１のインダクタンス成分をＬW で示し、同軸ケーブル
３の外被３３のインダクタンス成分をＬS で示し、同軸
ケーブル３の芯線３１と外被３３の間の線間静電容量を
ＣC で示した。図３に図解した等価回路においても、同
軸ケーブル３の芯線３１と外被３３とが直列に接続され
ており、給電部５における第１の静電容量成分のキャパ
シタンス（ＣＭ1 ）側から同軸ケーブル３の芯線３１に
印加された電流が線間静電容量ＣC 部分を介して外被３
３に接続されており、芯線３１と外被３３には同相の電
流が流れる。同調用静電容量素子７は線間静電容量ＣC
部分に対して並列に接続されている。An equivalent circuit of the RF coil device 1 illustrated in FIG. 2 is shown in FIG. In FIG. 3, the inductance component of the core wire 31 of the coaxial cable 3 is indicated by L W , the inductance component of the jacket 33 of the coaxial cable 3 is indicated by L S , and the line between the core wire 31 and the jacket 33 of the coaxial cable 3 is indicated. The capacitance is shown by C C. Also in the equivalent circuit illustrated in FIG. 3, the core wire 31 of the coaxial cable 3 and the jacket 33 are connected in series, and the coaxial cable is connected from the capacitance (CM 1 ) side of the first capacitance component in the power feeding unit 5. The current applied to the core wire 31 of No. 3 is applied to the jacket 3 via the line capacitance C C.
3 and the currents of the same phase flow through the core wire 31 and the jacket 33. The tuning capacitance element 7 has a line capacitance C C.
It is connected in parallel to the parts.
【００２３】通常、同軸ケーブルを使用する場合は、振
動電場に対する静電シールド（しゃへい）効果を奏する
ためには、図４に図解したように、外被（シールド、シ
ースなどの呼称を用いる）を一定電圧に保持して振動電
場由来のノイズが芯線に流入することを防止するように
用いている。図２および図３に図解した同軸ケーブル３
の接続は図４に図解した接続とは異なる。Usually, when a coaxial cable is used, in order to exert an electrostatic shield (shielding) effect against an oscillating electric field, as shown in FIG. 4, a jacket (uses names such as shield and sheath) is used. It is used to keep a constant voltage to prevent noise from the oscillating electric field from flowing into the core wire. Coaxial cable 3 illustrated in FIGS. 2 and 3.
Connection is different from the connection illustrated in FIG.
【００２４】同軸ケーブルは、図５に図解したように不
平衡伝送の線路としても用いられるが、その場合は外被
と芯線に逆相の電流を流して巨視的な磁気結合を相殺し
ている。図２および図３に図解した本発明の実施の形態
のＲＦコイル装置１における同軸ケーブル３の接続は図
５に図解した接続とも異なることに留意されたい。The coaxial cable is also used as an unbalanced transmission line as illustrated in FIG. 5, but in that case, currents of opposite phases are passed through the jacket and the core wire to cancel macroscopic magnetic coupling. . It should be noted that the connection of the coaxial cable 3 in the RF coil device 1 according to the embodiment of the present invention illustrated in FIGS. 2 and 3 is different from the connection illustrated in FIG.
【００２５】すなわち、本発明の実施の形態としては、
たとえば、核磁気共鳴装置に用いた好適なＲＦコイル装
置として、そのＲＦコイル装置１を構成する同軸ケーブ
ルの新規な動作原理およびその新たな適用例を述べてい
る。That is, as an embodiment of the present invention,
For example, as a suitable RF coil device used in a nuclear magnetic resonance apparatus, a new operating principle of a coaxial cable that constitutes the RF coil device 1 and a new application example thereof are described.
【００２６】ＲＦコイル装置１の動作
図２および図３に図解した同軸ケーブル３と、給電部５
と、同調用静電容量素子７から構成されるＲＦコイル装
置１の動作について述べる。給電部５における第１の静
電容量成分のキャパシタンス（ＣＭ1 ）部分から電流を
同軸ケーブル３の芯線３１に流すと、電流は芯線３１の
インダクタンス（Ｌ W ）成分を通過して線間容量ＣC 部
分を流れ、給電部５における第２の静電容量成分のキャ
パシタンス（ＣＭ2 ）部分に接続されている同軸ケーブ
ル３の外被３３のインダクタンス（ＬS ）成分を通過し
て給電部５における第１の静電容量成分のキャパシタン
ス（ＣＭ2 ）部分に戻る。このように、同軸ケーブル３
と給電部５と、同調用静電容量素子７との接続は、芯線
３１と外被３３に流れる電流が同位相になるように接続
されている。すなわち、同軸ケーブルの芯線インダクタ
ンス（ＬW ）成分と同軸ケーブルの外被のインダクタン
ス（ＬS ）成分には同位相の電流が流れる。[0026]Operation of RF coil device 1
The coaxial cable 3 illustrated in FIGS. 2 and 3 and the power feeding unit 5
And an RF coil device including a tuning capacitance element 7.
The operation of the device 1 will be described. The first static in the power supply unit 5
Capacitance of capacitance component (CM1 ) From the current
When the current is applied to the core wire 31 of the coaxial cable 3, the current flows through the core wire 31.
Inductance (L W ) Component passes through the line capacitance CC Department
Of the second capacitance component in the power feeding unit 5.
Passitance (CM2 ) Coaxial cable connected to the part
Inductance (LS ) Through the ingredients
Of the first capacitance component in the power feeding unit 5
Su (CM2 ) Return to the part. In this way, the coaxial cable 3
The connection between the power feeding unit 5 and the tuning capacitive element 7 is a core wire.
Connect so that the currents flowing through 31 and jacket 33 have the same phase
Has been done. That is, the core inductor of the coaxial cable
(LW ) Components and inductors of coaxial cable jackets
Su (LS Currents of the same phase flow in the) component.
【００２７】図３に図解した等価回路において、共振周
波数ｆは下記式１で規定される。In the equivalent circuit illustrated in FIG. 3, the resonance frequency f is defined by the following equation 1.
【００２８】[0028]
【数５】 [Equation 5]
【００２９】共振周波数ｆにおいて下記式２が成立して
いると仮定する。It is assumed that the following expression 2 is established at the resonance frequency f.
【００３０】[0030]
【数６】 [Equation 6]
【００３１】式２は本発明の実施の形態の同軸ケーブル
３を用いたＲＦコイル装置１が集中定数回路として扱え
る条件を規定している。式２が成立する場合、ＲＦコイ
ル装置１の同調用静電容量素子７の両端は同軸ケーブル
３の芯線３１および外被３３に接続されるので、図３に
図解したように、同軸ケーブル３の芯線と外被との間の
線間の静電容量（ＣC ）と並列に接続されていると考え
ることができる。Expression 2 defines the conditions under which the RF coil device 1 using the coaxial cable 3 according to the embodiment of the present invention can be handled as a lumped constant circuit. When Expression 2 is satisfied, both ends of the tuning capacitive element 7 of the RF coil device 1 are connected to the core wire 31 and the jacket 33 of the coaxial cable 3, and therefore, as illustrated in FIG. It can be considered to be connected in parallel with the capacitance (C C ) between the wires between the core wire and the jacket.
【００３２】以上のとおり、ＲＦコイル装置１は共振周
波数ｆが満足されている回路であり、正確に核磁気共鳴
信号を検出することができる。As described above, the RF coil device 1 is a circuit satisfying the resonance frequency f and can accurately detect the nuclear magnetic resonance signal.
【００３３】ＲＦコイル装置１の可撓性
ＲＦコイル装置１を構成し、信号検出用コイル２５とし
て使用する同軸ケーブル３は、通常、柔軟なケーブルで
あり、被検体１８の任意の診断対象部位の形状に密着す
るように形状を変形させることができる。したがって、
本実施の形態のＲＦコイル装置１の同軸ケーブル３を信
号検出用コイル２５として使用すると撮像領域の選択の
自由度を増す。The coaxial cable 3 that constitutes the flexible RF coil device 1 of the RF coil device 1 and is used as the signal detection coil 25 is usually a flexible cable, and is a flexible cable, and is used as a diagnostic target part of the subject 18. The shape can be deformed so as to be in close contact with the shape. Therefore,
When the coaxial cable 3 of the RF coil device 1 according to the present embodiment is used as the signal detecting coil 25, the degree of freedom in selecting an imaging region is increased.
【００３４】図６（Ａ）は本発明の実施の形態のＲＦコ
イル装置１の同軸ケーブル３を被検体１８の腹部などの
診断対象部位に装着して使用する場合の形状を示す図で
ある。図６（Ａ）は同軸ケーブル３を人体腹部の皮下組
織なと平面的な広がりを持つ被検体を撮像する場合の使
用状況に適した形状を示している。図６（Ａ）に図解し
たＲＦコイル装置１の同軸ケーブル３を診断対象部位、
たとえば、図６（Ｂ）に図解したように、人体の腹部に
装着するときは、腹部に密着させて同軸ケーブル３を腹
部に装着する（巻き付ける）。このようにすると腹部に
対する同軸ケーブル３の充填率は非常に高い。FIG. 6A is a diagram showing a shape in which the coaxial cable 3 of the RF coil device 1 according to the embodiment of the present invention is attached to a diagnostic target site such as the abdomen of the subject 18 for use. FIG. 6A shows a shape of the coaxial cable 3 which is suitable for use in imaging a subject having a planar spread such as the subcutaneous tissue of the human abdomen. The coaxial cable 3 of the RF coil device 1 illustrated in FIG.
For example, as illustrated in FIG. 6 (B), when the coaxial cable 3 is attached to the abdomen of the human body, the coaxial cable 3 is attached (wrapped) around the abdomen. In this way, the filling rate of the coaxial cable 3 in the abdomen is very high.
【００３５】図７（Ａ）は本発明の実施の形態のＲＦコ
イル装置１の同軸ケーブル３を被検体１８の腕、脚など
の診断に使用する場合の形状を示す図である。すなわ
ち、図７（Ａ）は腕、脚など一方向の広がりを持つ被検
体を撮像する場合に適した同軸ケーブル３の形状を示し
ている。診断対象部位が腕の場合、たとえば、図７
（Ｂ）に図解したように、同軸ケーブル３を腕に巻き付
けて装着する。この場合も腕に対する同軸ケーブル３の
充填率は非常に高くなる。FIG. 7A is a diagram showing the shape of the coaxial cable 3 of the RF coil device 1 according to the embodiment of the present invention when it is used for diagnosis of the arm, leg, etc. of the subject 18. That is, FIG. 7A shows the shape of the coaxial cable 3 that is suitable for imaging a subject having a unidirectional spread such as arms and legs. When the diagnosis target part is an arm, for example, FIG.
As illustrated in (B), the coaxial cable 3 is wrapped around the arm and attached. In this case as well, the filling rate of the coaxial cable 3 in the arm becomes extremely high.
【００３６】このように、本実施の形態のＲＦコイル装
置１の同軸ケーブル３を信号検出用コイル２５として用
いると任意の形状に変形させることが容易であり、被検
体の寝台対象部位の形状に密着させて配設できるから充
填率を高くすることができる。As described above, when the coaxial cable 3 of the RF coil device 1 of the present embodiment is used as the signal detecting coil 25, it can be easily deformed into an arbitrary shape, and the shape of the bed target portion of the subject can be changed. Since they can be arranged in close contact with each other, the filling rate can be increased.
【００３７】本実施の形態の効果を明確にするため本実
施の形態と上述した従来技術とを比較する。特開昭６１
−２２０６４１号公報に開示された信号検出用コイルも
可撓性に富むが、本実施の形態のように共振素子として
の同軸ケーブルを用いたものではないし、同軸ケーブル
３を用いて集中定数回路を構成したものではない。In order to clarify the effect of this embodiment, this embodiment is compared with the above-mentioned conventional technique. JP 61
Although the signal detection coil disclosed in Japanese Laid-Open Patent Publication No. 220641 is also highly flexible, it does not use a coaxial cable as a resonance element as in the present embodiment, and uses a coaxial cable 3 to form a lumped constant circuit. Not configured.
【００３８】特表昭６３−５０１３３６号公報に開示さ
れている信号検出用コイルは、被検体の腹部などに巻き
付けて使用する形態のものであり、コイル断面積は変更
できない。これに対して、本実施の形態のＲＦコイルユ
ニット１は形状を任意にできるので、コイル断面積を変
化させることができる。特表昭６３−５０１３３６号公
報に開示された信号検出用コイルはもちろん、本実施の
形態のように可撓性を発揮させるために共振素子として
の同軸ケーブルを用いたものではないし、同軸ケーブル
を用いて集中定数回路を構成したものではない。The signal detection coil disclosed in Japanese Patent Publication No. 63-501336 is used by being wound around the abdomen of the subject, and the coil cross-sectional area cannot be changed. On the other hand, since the RF coil unit 1 of the present embodiment can have an arbitrary shape, the coil cross-sectional area can be changed. The coil for signal detection disclosed in Japanese Patent Publication No. 63-501336, of course, does not use the coaxial cable as the resonance element to exert the flexibility as in the present embodiment, and the coaxial cable is used. It does not constitute a lumped constant circuit.
【００３９】上記従来技術に対して、本発明のＲＦコイ
ル装置は、診断対象部位に接触するコイルとして可撓性
に富む同軸ケーブルを用いるので診断対象部位への充填
率を高めることができる。その結果、撮像領域の自由度
が高く、被検体の特定部位を撮像可能であるとともに、
コイルを変形して広い撮像領域にも対応可能である。ま
た本発明のＲＦコイル装置は集中定数回路を構成してい
るので、共振周波数の微調整が簡便に、迅速に行える。
さらに本発明の実施の形態の同軸ケーブル３として、可
撓性を有しながらある程度の固さ（剛性）を有するセミ
リジット（半剛性）ケーブルなどの構造の安定したもの
を用いることで、繰り返し撮像領域を再現することが可
能となる。In contrast to the above-mentioned conventional technique, the RF coil device of the present invention uses a highly flexible coaxial cable as a coil in contact with the site to be diagnosed, so that the filling rate in the site to be diagnosed can be increased. As a result, the degree of freedom of the imaging region is high, and it is possible to image a specific part of the subject,
The coil can be deformed to accommodate a wide imaging area. Further, since the RF coil device of the present invention constitutes a lumped constant circuit, fine adjustment of the resonance frequency can be performed easily and quickly.
Further, as the coaxial cable 3 according to the embodiment of the present invention, a stable structure such as a semi-rigid (semi-rigid) cable having flexibility but having a certain degree of rigidity (rigidity) is used, so that the repetitive imaging area is improved. Can be reproduced.
【００４０】さらに本発明の実施の形態のＲＦコイルユ
ニット１は、共振周波数の調整を行う同調用静電容量素
子７が給電部５の近傍に配置されているから、診断対象
部位に形状に合わせて同軸ケーブル３の形状を変形して
も、容易、簡便、迅速に共振周波数の微調整が可能とな
る。すなわち、本発明の実施の形態のＲＦコイル装置１
では、ＲＦコイル装置１の同調用静電容量素子７の静電
容量ＣT を給電部５部分に配置することが可能であり、
多くの場合、被検体への高周波やけどを防止するために
給電部５は被検体に直接接触しない場所に配置される。
すなわち、被検体にＲＦコイル装置１を構成する同軸ケ
ーブル３を装着して撮像可能な状態にあっても、ＲＦコ
イル装置１を構成する同調用静電容量素子７は被検体に
接触しない場所に設置することが可能であり、静電容量
を微調整して共振周波数を最適化することができる。同
調用静電容量素子７としては、共振周波数の微調整を行
うものであるから、可変範囲の狭い静電容量を用いれば
よい。Further, in the RF coil unit 1 according to the embodiment of the present invention, the tuning electrostatic capacitance element 7 for adjusting the resonance frequency is arranged in the vicinity of the power feeding section 5, so that the shape of the RF coil unit 1 can be adjusted to the site to be diagnosed. Even if the shape of the coaxial cable 3 is changed, the resonance frequency can be finely adjusted easily, easily, and quickly. That is, the RF coil device 1 according to the embodiment of the present invention
Then, it is possible to dispose the electrostatic capacitance C T of the tuning electrostatic capacitance element 7 of the RF coil device 1 in the power feeding portion 5,
In many cases, in order to prevent high-frequency burns to the subject, the power supply unit 5 is arranged at a place where it does not come into direct contact with the subject.
That is, even if the coaxial cable 3 forming the RF coil device 1 is attached to the subject and the imaging is possible, the tuning capacitive element 7 forming the RF coil device 1 is placed in a place where the subject does not come into contact with the subject. It can be installed and the resonance frequency can be optimized by finely adjusting the capacitance. As the tuning capacitance element 7, since the resonance frequency is finely adjusted, a capacitance having a narrow variable range may be used.
【００４１】同調用静電容量素子７は、可変キャパシタ
でもよいし、チップキャパシタなどの固定容量のキャパ
シタを複数個組み合わせて合成容量を調整してもよい。
すなわち、同調用静電容量素子７としては、容量を調整
できればよくその形態にはこだわらない。同調用静電容
量素子７の容量ＣT はまた、同調制御回路４９から制御
電圧を印加することによって静電容量の値を可変できる
可変容量ダイオードであってもよい。The tuning capacitance element 7 may be a variable capacitor or a combination of a plurality of fixed capacitance capacitors such as chip capacitors to adjust the combined capacitance.
That is, the tuning electrostatic capacitance element 7 is not limited to the form as long as the capacitance can be adjusted. The capacitance C T of the tuning capacitive element 7 may also be a variable capacitance diode whose capacitance value can be varied by applying a control voltage from the tuning control circuit 49.
【００４２】さらに、本実施の形態のＲＦコイル装置１
の同軸ケーブル３を被検体の診断部位に装着した後、同
調制御回路４９によって可変容量ダイオードの制御電圧
を調整してＲＦコイル装置１の同調周波数を自動的に微
調整してもよいし、ユーザによる手動調整で微調整して
もよい。Furthermore, the RF coil device 1 of the present embodiment
After the coaxial cable 3 is attached to the diagnostic site of the subject, the tuning control circuit 49 may adjust the control voltage of the variable capacitance diode to automatically finely adjust the tuning frequency of the RF coil device 1. Fine adjustment may be performed by manual adjustment with.
【００４３】ＲＦコイル装置１の具体例
図２および図３に図解したＲＦコイル装置１の具体例を
述べる。０．２テスラの永久磁石式のＭＲ装置におい
て、共振周波数は約８．５（ＭＨｚ）である。共振周波
数ｆ＝８．５（ＭＨｚ）における同軸ケーブル３内の波
長短縮率εが０．７である同軸ケーブル３を用いる場合
について述べる。式２の右辺は、λ／４になる長さは、
約６．４４（ｍ）であり、共振素子として１〜２ｍ程度
の長さの同軸ケーブル３を用いてＲＦコイル装置１を構
成すると、集中定数回路として扱うことができる。同軸
ケーブル３の線間容量ＣT は、たとえば、ＪＩＳ Ｃ３
１０２によれば、３Ｄ−２Ｖ規格の同軸ケーブルにおい
て、１００±４（ｎＦ／Ｋｍ）、（１ｋＨｚ）であり、
１〜２ｍ程度の長さの同軸ケーブルを使用すると、同調
用静電容量素子７の同調容量ＣT （線間容量ＣT ）は１
００〜２００ｐＦ程度になる。式１の同軸ケーブルのト
ータルインダクタンス（ＬW ＋ＬS ）が３．５（μＨ）
程度であれば、共振周波数ｆは８．５〜１７ＭＨｚにな
るので、ＲＦコイル装置１の同調容量ＣT として最大１
００（ｐＦ）程度の可変キャパシタを用いて共振周波数
を調整できる。 Specific Example of RF Coil Device 1 A specific example of the RF coil device 1 illustrated in FIGS. 2 and 3 will be described. In the 0.2 Tesla permanent magnet type MR device, the resonance frequency is about 8.5 (MHz). A case will be described in which the coaxial cable 3 having the wavelength shortening rate ε of 0.7 in the coaxial cable 3 at the resonance frequency f = 8.5 (MHz) is used. The right side of Equation 2 has a length of λ / 4,
When the RF coil device 1 is configured using the coaxial cable 3 having a length of about 6.44 (m) and a length of about 1 to 2 m as a resonance element, it can be treated as a lumped constant circuit. The line capacitance C T of the coaxial cable 3 is, for example, JIS C3.
102, 100 ± 4 (nF / Km), (1 kHz) in the 3D-2V standard coaxial cable,
When a coaxial cable having a length of about 1 to 2 m is used, the tuning capacitance C T (line capacitance C T ) of the tuning capacitive element 7 is 1
It becomes about 00 to 200 pF. The total inductance (L W + L S ) of the coaxial cable of Equation 1 is 3.5 (μH)
Since the resonance frequency f is 8.5 to 17 MHz, the tuning capacitance C T of the RF coil device 1 is 1 at maximum.
The resonance frequency can be adjusted by using a variable capacitor of about 00 (pF).
【００４４】第２実施の形態
図８は本発明のＲＦコイル装置の第２実施の形態を図解
する図である。図８に図解したように、本発明の同軸ケ
ーブル３を用いた共振素子を２個並列に用いて８の字コ
イルのＲＦコイル装置１Ａを形成してもよい。このよう
な８の字型のＲＦコイル装置１Ａを複数個組み合わせて
アレー状ＲＦコイル装置を構成してもよい。図８に図解
したアレー状にコイルを配設したＲＦコイル装置１Ａに
おいて、第１の同軸ケーブル３Ａ１、第２の同軸ケーブ
ル３Ａ２のそれぞれの芯線と外被とに、接続用同軸ケー
ブル３Ａ３、３Ａ４を介して、給電部５から同相の電流
が流れるように接続する。第２実施の形態のＲＦコイル
装置１Ａにおいても、式１および式２の条件を満足させ
る。 Second Embodiment FIG. 8 is a diagram illustrating a second embodiment of the RF coil device of the present invention. As illustrated in FIG. 8, two resonant elements using the coaxial cable 3 of the present invention may be used in parallel to form an RF coil device 1A having an 8-shaped coil. An array-shaped RF coil device may be configured by combining a plurality of such 8-shaped RF coil devices 1A. In the RF coil device 1A in which the coils are arranged in the array shape illustrated in FIG. 8, the connecting coaxial cables 3A3 and 3A4 are respectively attached to the core wire and the outer sheath of the first coaxial cable 3A1 and the second coaxial cable 3A2. The power supply unit 5 is connected via the power supply unit 5 via the same. Also in the RF coil device 1A of the second embodiment, the conditions of Expression 1 and Expression 2 are satisfied.
【００４５】第３実施の形態
図９は本発明のＲＦコイル装置１の第３実施の形態を図
解する図である。図９に図解したように、本発明の同軸
ケーブル３を用いた共振素子を２個直列に用いてＲＦコ
イル装置１Ｂを形成してもよい。このようにＲＦコイル
装置１Ｂを複数個組み合わせてアレー状にコイルを配設
したＲＦコイル装置を構成してもよい。図９に図解した
ＲＦコイル装置１Ｂにおいて、第１の同軸ケーブル３Ｂ
１、第２の同軸ケーブル３Ｂ２のそれぞれの芯線と外被
とに、給電部５から同相の電流が流れるように接続す
る。第３実施の形態のＲＦコイル装置１Ｂにおいても、
式１および式２の条件を満足させる。 Third Embodiment FIG. 9 is a diagram illustrating a third embodiment of the RF coil device 1 of the present invention. As illustrated in FIG. 9, two resonant elements using the coaxial cable 3 of the present invention may be used in series to form the RF coil device 1B. As described above, a plurality of RF coil devices 1B may be combined to form an RF coil device in which coils are arranged in an array. In the RF coil device 1B illustrated in FIG. 9, the first coaxial cable 3B
The first and second coaxial cables 3B2 are connected to the respective cores and the outer sheath so that currents of the same phase flow from the power feeding unit 5. Also in the RF coil device 1B of the third embodiment,
The conditions of Expression 1 and Expression 2 are satisfied.
【００４６】第４実施の形態
図１０は本発明のＲＦコイルユニット１の第４実施の形
態を図解する図である。図１０に図解したように、本発
明の同軸ケーブル３を用いた共振素子を３個直列に用い
てＲＦコイル装置１Ｃを形成してもよい。このようにＲ
Ｆコイル装置１Ｃを複数個組み合わせてアレー状ＲＦコ
イル装置を構成してもよい。図１０に図解したＲＦコイ
ル装置１Ｃにおいて、第１〜３の同軸ケーブル３Ｃ１〜
３Ｃ３のそれぞれの芯線と外被とに、給電部５から同相
の電流が流れるように接続する。第４実施の形態のＲＦ
コイル装置１Ｃにおいても、式１および式２の条件を満
足させる。 Fourth Embodiment FIG. 10 is a diagram illustrating a fourth embodiment of the RF coil unit 1 of the present invention. As illustrated in FIG. 10, three resonant elements using the coaxial cable 3 of the present invention may be used in series to form the RF coil device 1C. Thus R
An array type RF coil device may be configured by combining a plurality of F coil devices 1C. In the RF coil device 1C illustrated in FIG. 10, the first to third coaxial cables 3C1 to 3C1
3C3 is connected to the respective core wires and the outer sheath so that currents of the same phase can flow from the power feeding unit 5. RF of the fourth embodiment
The coil device 1C also satisfies the conditions of Expression 1 and Expression 2.
【００４７】第５実施の形態
図１１は本発明のＲＦコイルユニット１の第５実施の形
態を図解する図である。図１１に図解したように、本発
明の同軸ケーブル３を用いた共振素子を４個直列に用い
てＲＦコイル装置１Ｄを形成してもよい。このようにＲ
Ｆコイル装置１Ｄを複数個組み合わせてアレー状ＲＦコ
イル装置を構成してもよい。図１１に図解したＲＦコイ
ル装置１Ｄにおいて、第１〜４の同軸ケーブル３Ｃ１〜
３Ｃ４のそれぞれの芯線と外被とに、給電部５から同相
の電流が流れるように接続する。第５実施の形態のＲＦ
コイル装置１Ｄにおいても、式１および式２の条件を満
足させる。 Fifth Embodiment FIG. 11 is a diagram illustrating a fifth embodiment of the RF coil unit 1 of the present invention. As illustrated in FIG. 11, four resonance elements using the coaxial cable 3 of the present invention may be used in series to form the RF coil device 1D. Thus R
An array type RF coil device may be configured by combining a plurality of F coil devices 1D. In the RF coil device 1D illustrated in FIG. 11, the first to fourth coaxial cables 3C1 to 3C1
3C4 is connected to the respective cores and the jacket so that currents of the same phase can flow from the power feeding unit 5. RF of the fifth embodiment
The coil device 1D also satisfies the conditions of Expression 1 and Expression 2.
【００４８】その他の実施の形態
本発明の実施の形態のＲＦコイル装置を構成する同軸ケ
ーブルは、折り曲げ可能な板の上に配線を固定してもよ
いし、固定せずに自由配線してもよい。 Other Embodiments In the coaxial cable which constitutes the RF coil device according to the embodiment of the present invention, the wiring may be fixed on a bendable plate or may be freely wired without fixing. Good.
【００４９】また、同軸ケーブルの一部にセミリジット
ケーブルなどの構造の安定してものを使用して変形可能
な箇所を限定して形状の再現性を確保してもよい。Further, a part of the coaxial cable having a stable structure such as a semi-rigid cable may be used to limit the deformable portion to ensure the reproducibility of the shape.
【００５０】もちろん、本発明の実施の形態のＲＦコイ
ル装置は単体で用いてもよいし、複数個組み合わせて用
いてもよい。すなわち、本発明の共振素子としての同軸
ケーブルを用いた上述した構成のＲＦコイル装置であれ
ば、単体でもよいし、複数個適宜組み合わせてもよい。
すなわち、本発明のＲＦコイル装置は、図８〜図１１に
例示した構成に分割が限定されるではなく、さらに多数
に分割することもできるし、分割せず単一で用いること
もできる。また、本発明のＲＦコイル装置は、送信用Ｒ
Ｆコイルとしてだけでなく、ＭＲ装置の周知技術を適用
することにより、受信用ＲＦコイル、送受信用ＲＦコイ
ルとしても使用することができる。Of course, the RF coil devices according to the embodiments of the present invention may be used alone or in combination. That is, the RF coil device having the above-described configuration using the coaxial cable as the resonance element of the present invention may be a single unit or a proper combination of a plurality of units.
That is, the RF coil device of the present invention is not limited to the configuration illustrated in FIGS. 8 to 11, and may be further divided into a large number or may be used alone without being divided. In addition, the RF coil device of the present invention is an R coil for transmission.
Not only as an F coil, but also by applying a well-known technique of an MR device, it can be used as a receiving RF coil and a transmitting / receiving RF coil.
【００５１】[0051]
【発明の効果】本発明によれば、可撓性を示すので形状
および断面積を検出対象部位に適合させて変形すること
が容易であり、その結果、検出対象部位への充填率を高
くできるＲＦコイル装置が提供できた。EFFECTS OF THE INVENTION According to the present invention, since it exhibits flexibility, it is easy to adapt its shape and cross-sectional area to the detection target portion and deform it, and as a result, the filling rate to the detection target portion can be increased. An RF coil device could be provided.
【００５２】本発明のＲＦコイル装置においては、共振
素子としての同軸ケーブルと集中分布定数回路を構成す
る回路に構成しているので、検出対象部位の撮像範囲の
調整後に共振周波数を容易に微調整することができ、こ
のＲＦコイル装置を用いた検出結果の精度を高めること
ができる。In the RF coil device of the present invention, since the coaxial cable as the resonance element and the circuit forming the lumped distributed constant circuit are configured, the resonance frequency can be easily fine-tuned after the imaging range of the detection target portion is adjusted. Therefore, the accuracy of the detection result using this RF coil device can be improved.
【００５３】また本発明のＲＦコイル装置の同軸ケーブ
ルを信号検出用コイルとして用いて核磁気共鳴装置に使
用すると、診断対象部位の形状および断面に依存せず充
填率を高く維持でき、微調整も容易で、正確な撮像が可
能な核磁気共鳴装置が提供される。When the coaxial cable of the RF coil device of the present invention is used as a signal detecting coil in a nuclear magnetic resonance device, the filling rate can be maintained high regardless of the shape and cross section of the site to be diagnosed, and fine adjustment is possible. Provided is a nuclear magnetic resonance apparatus capable of easy and accurate imaging.
【図１】図１は核磁気共鳴装置の構成図である。FIG. 1 is a configuration diagram of a nuclear magnetic resonance apparatus.
【図２】図２は本発明の第１実施の形態のＲＦコイル装
置構成する、共振素子としての同軸ケーブルと、給電部
を示す図である。FIG. 2 is a diagram showing a coaxial cable as a resonance element and a power feeding unit which are included in the RF coil device according to the first embodiment of the present invention.
【図３】図３は図２に図解したＲＦコイル装置の等価回
路図である。FIG. 3 is an equivalent circuit diagram of the RF coil device illustrated in FIG.
【図４】図４は従来の同軸ケーブルの利用形態を示す図
である。FIG. 4 is a diagram showing a usage pattern of a conventional coaxial cable.
【図５】図５は従来の同軸ケーブルの他の利用形態を示
す図である。FIG. 5 is a diagram showing another usage form of a conventional coaxial cable.
【図６】図６（Ａ）、（Ｂ）は本発明の実施の形態のＲ
Ｆコイル装置の同軸ケーブルを信号検出用コイルとして
被検体の腹部などの診断に使用する場合の形状を示す図
である。6 (A) and 6 (B) show R of the embodiment of the present invention.
It is a figure which shows the shape at the time of using the coaxial cable of an F coil apparatus as a signal detection coil for the diagnosis of the abdomen of a subject.
【図７】図７（Ａ）、（Ｂ）は本発明の実施の形態のＲ
Ｆコイル装置の同軸ケーブルを信号検出用コイルとして
被検体の腕、脚などの診断に使用する場合の形状を示す
図である。7 (A) and 7 (B) show R of the embodiment of the present invention.
It is a figure which shows the shape at the time of using the coaxial cable of an F coil apparatus as a signal detection coil for the diagnosis of an arm, leg, etc. of a subject.
【図８】図８は本発明の第２実施の形態のＲＦコイル装
置を図解する図である。FIG. 8 is a diagram illustrating an RF coil device according to a second embodiment of the present invention.
【図９】図９は本発明の第３実施の形態のＲＦコイル装
置を図解する図である。FIG. 9 is a diagram illustrating an RF coil device according to a third embodiment of the present invention.
【図１０】図１０は本発明の第４実施の形態のＲＦコイ
ル装置を図解する図である。FIG. 10 is a diagram illustrating an RF coil device according to a fourth embodiment of the present invention.
【図１１】図１１は本発明の第５実施の形態のＲＦコイ
ル装置を図解する図である。FIG. 11 is a diagram illustrating an RF coil device according to a fifth embodiment of the present invention.
１・・ＲＦコイル装置
３・・同軸ケーブル、３１・・芯線、３３・・外被
ＣC ・・同軸ケーブルの芯線と外被との間の線間の静電
容量のキャパシタンス
５・・給電部
ＣＭ1 ・・給電部の第１の静電容量成分のキャパシタン
ス
ＣＭ2 ・・給電部の第２の静電容量成分のキャパシタン
ス
７・・同調用静電容量素子
ＣT ・・同調用静電容量素子のキャパシタンス
１０〜１２、１６・・コイル、１３〜１５、１７・・電
源
１８・・被検体、１９・・ベッド、２０・・支持台
４１・・制御装置、４２・・高周波パルス発生器、４３
・・増幅器
４６・・増幅回路、４７・・検波器、４８・・信号処理
装置
４９・・同調制御回路1 .. RF coil device 3. Coaxial cable, 31 .. Core wire, 33 .. Jacket C C. Capacitance of capacitance between the wire between the core wire of the coaxial cable and the jacket. CM 1 ... feeding portion of the first capacitance component of the capacitance CM 2 · second capacitance component of the capacitance 7 .. tuning capacitance device C T · tuning capacitance of the power supply unit Capacitance of element 10-12, 16 ... Coil, 13-15, 17 ... Power supply 18 ... Subject, 19 ... Bed, 20 ... Support 41, Control device, 42 ... High frequency pulse generator, 43
..Amplifier 46..Amplifying circuit 47..Detector 48. Signal processing device 49..Tuning control circuit
フロントページの続き (72)発明者 田村 充 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 (72)発明者 奈部谷 章 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 Ｆターム(参考） 4C096 AB37 CC01 CC12 CC15 CC17Continued front page (72) Inventor Mitsuru Tamura 127, 4-7 Asahigaoka, Hino City, Tokyo GE Yokogawa Medical System Co., Ltd. Within (72) Inventor Akira Nabeya 127, 4-7 Asahigaoka, Hino City, Tokyo GE Yokogawa Medical System Co., Ltd. Within F-term (reference) 4C096 AB37 CC01 CC12 CC15 CC17
Claims (12)
と、 ＲＦコイルへの送信またはＲＦコイルからの受信のため
の端子部と、 同調用静電容量素子とを有し、 前記同軸ケーブルの芯線と外被に同相の電流が流れるよ
うに、前記端子部の信号線部分が前記同軸ケーブルの一
端の芯線に接続され、前記同軸ケーブルの他端の外被が
前記端子部の電流戻り部分に接続され、 前記同調用静電容量素子が前記同軸ケーブルの他端の芯
線と前記同軸ケーブルの一端の外被に接続されており、 前記同軸ケーブルと、前記端子部と、前記同調用静電容
量素子とが集中定数回路を構成しているＲＦコイル装
置。1. A coaxial cable as a flexible resonance element, a terminal portion for transmitting to or receiving from an RF coil, and a tuning capacitance element, The signal line portion of the terminal portion is connected to the core wire of one end of the coaxial cable so that the same-phase currents flow through the core wire and the outer sheath, and the outer sheath of the other end of the coaxial cable serves as the current return portion of the terminal portion. Connected, the tuning capacitance element is connected to a core wire at the other end of the coaxial cable and to a jacket at one end of the coaxial cable, the coaxial cable, the terminal portion, and the tuning capacitance. An RF coil device in which the element forms a lumped constant circuit.
電容量素子とが下記式Ａ、Ｂで規定される集中分布回路
を構成している請求項１記載のＲＦコイル装置。 【数１】 【数２】 2. The RF coil device according to claim 1, wherein the coaxial cable, the terminal portion, and the tuning electrostatic capacitance element form a concentrated distribution circuit defined by the following formulas A and B. [Equation 1] [Equation 2]
傍に配置されている請求項１または２記載のＲＦコイル
装置。3. The RF coil device according to claim 1, wherein the tuning capacitance element is arranged in the vicinity of the terminal portion.
ある請求項３記載のＲＦコイル装置。4. The RF coil device according to claim 3, wherein the tuning capacitance element is a variable capacitance element.
により静電容量が変化する可変容量素子である請求項４
記載のＲＦコイル装置。5. The tuning capacitance element is a variable capacitance element whose capacitance changes by application of a control voltage.
The described RF coil device.
る請求項１記載のＲＦコイル装置。6. The RF coil device according to claim 1, wherein the terminal portion has a matching capacitance.
に配線されている請求項１記載のＲＦコイル装置。7. The RF coil device according to claim 1, wherein the coaxial cable is wired on a bendable plate.
トケーブルなどの構造の安定したものを使用して変形可
能な箇所を限定して形状の再現性を有する構造をしてい
る請求項１記載のＲＦコイル装置。8. The coaxial cable according to claim 1, wherein a part of the coaxial cable having a stable structure such as a semi-rigid cable is used so that a deformable portion is limited and the shape is reproducible. RF coil device.
ケーブルが直列接続されている請求項２記載のＲＦコイ
ル装置。9. The RF coil device according to claim 2, wherein a plurality of coaxial cables are connected in series so as to satisfy the expressions A and B.
軸ケーブルが並列接続されている請求項２記載のＲＦコ
イル装置。10. The RF coil device according to claim 2, wherein a plurality of coaxial cables are connected in parallel so as to satisfy the expressions A and B.
の端子部と、 同調用静電容量素子とを有し、 前記同軸ケーブルの芯線と外被に同相の電流が流れるよ
うに前記端子部の信号線部分が前記同軸ケーブルの一端
の芯線接続され、前記同軸ケーブルの他端の外被が前記
端子部の電流戻り部分に接続され、前記同調用静電容量
素子が前記同軸ケーブルの他端の芯線と前記同軸ケーブ
ルの一端の外被に接続されており、前記同軸ケーブルと
前記端子部と前記同調用静電容量素子とが集中定数回路
を構成しているＲＦコイル装置を備えたことを特徴とす
る、核磁気共鳴装置。11. A coaxial cable having flexibility, a terminal portion for transmitting to or receiving from an RF coil, and a tuning capacitance element, wherein a core wire and an outer portion of the coaxial cable are provided. The signal line portion of the terminal portion is connected to the core wire of one end of the coaxial cable so that the in-phase current flows to the subject, and the outer sheath of the other end of the coaxial cable is connected to the current return portion of the terminal portion, and the tuning is performed. An electrostatic capacitance element is connected to a core wire at the other end of the coaxial cable and an outer jacket at one end of the coaxial cable, and the coaxial cable, the terminal portion, and the tuning electrostatic capacitance element form a lumped constant circuit. A nuclear magnetic resonance apparatus comprising an RF coil device configured.
近傍に配置されている請求項１１記載の核磁気共鳴装
置。12. The nuclear magnetic resonance apparatus according to claim 11, wherein the tuning capacitance element is arranged in the vicinity of the terminal portion.
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