JP2751838B2 - Magnetic resonance tomography apparatus - Google Patents

Magnetic resonance tomography apparatus

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JP2751838B2
JP2751838B2 JP21213494A JP21213494A JP2751838B2 JP 2751838 B2 JP2751838 B2 JP 2751838B2 JP 21213494 A JP21213494 A JP 21213494A JP 21213494 A JP21213494 A JP 21213494A JP 2751838 B2 JP2751838 B2 JP 2751838B2
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magnetic resonance
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秀文 山形
浩文 朝子
正治 河野
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株式会社島津製作所
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Description

【発明の詳細な説明】 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【0001】 [0001]

【産業上の利用分野】この発明は、磁気共鳴断層撮影装置(以下、MRI装置という)に係り、特に傾斜磁場コイルとRFコイルとのカップリングを防止するシールド技術に関する。 BACKGROUND OF THE INVENTION This invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter, referred to as MRI apparatus) relates to relates to a shield technology, particularly to prevent the coupling between the gradient coils and RF coils.

【0002】 [0002]

【従来の技術】従来、この種のMRI装置は、静磁場発生用磁石や傾斜磁場コイル及び、RFコイル等を備え、 Conventionally, this type of MRI apparatus includes a static magnetic field generating magnet and gradient coil and includes an RF coil or the like,
開口部が形成されたガントリと、被検体を載置してガントリの開口部に向けて挿入する天板などから構成されている。 A gantry having an opening formed, and a like top plate to be inserted toward the opening of the gantry and supporting a patient.

【0003】被検体の断層画像を撮影する場合、まず、 [0003] When photographing a tomographic image of the subject, first of all,
被検体を載置した天板をガントリの開口部内に挿入した状態で、静磁場発生用磁石で発生させた静磁場に、傾斜磁場コイルで断層画像解析用の位置情報を付与するために傾斜磁場を重畳させる。 While inserting the top board placing the subject within the opening of the gantry, the static magnetic field generated by the static magnetic field generating magnet, gradient to impart positional information of the tomographic image for analysis in the gradient coil to superimpose. そして、高周波パルス発生部で高周波パルスを発生して被検体内に核磁気共鳴を励起し、その後に発生するNMR信号を検出用のRFコイルで受信する。 Then, generating a high frequency pulse in the high frequency pulse generator to excite nuclear magnetic resonance in the subject, it is received at the subsequent RF coil for detecting an NMR signal generated. 受信されたNMR信号は、ホストコンピュータに送られ、演算処理などが行われて被検体の断層画像が作成される。 The received NMR signal is transmitted to the host computer, tomographic images of the object is created, such as arithmetic processing performed by.

【0004】NMR信号を検出するRFコイルには、被検体の撮影部位に応じて種々のものがあり、全身用のR [0004] RF coil for detecting NMR signals, there are various kinds of according to the imaging region of the subject, R for systemic
Fコイルは被検体の全身を覆うために大径に形成されている。 F coil is formed in a large diameter to cover the entire body of the subject. このためRFコイルが傾斜磁場コイルに接近して設計されている。 Thus RF coil is designed in proximity to the gradient coil. 従って、RFコイルと傾斜磁場コイルとの間にカップリングが発生する。 Thus, coupling occurs between the RF coil and the gradient magnetic field coils. そこで、カップリング防止するために、RFコイルと傾斜磁場コイルとの間に、銅箔などのRFシールドが設けられている。 In order to prevent coupling between the RF coil and the gradient magnetic field coils, RF shield such as a copper foil is provided. このR The R
Fシールドは、RFコイルと傾斜磁場コイルとの略円筒状の間隙に巻回された状態で設けられるが、完全にシールドしてしまうと、RFコイルから発生する高周波は完全に遮断され静磁場発生用磁石や傾斜磁場コイルに悪影響を及ぼさない点に関しては良いが、一方、傾斜磁場コイルから発生する低周波も遮断されるため、形成された磁場によってRFシールドに渦電流(エディーカレント)が生じ、その渦電流に起因した磁場により傾斜磁場が不均一になる。 F shield is provided in a state of substantially cylindrically wound in the gap between the RF coil and the gradient magnetic field coils, completely the thus shielded, high frequency generated from the RF coil is completely blocked static magnetic field generation Although better in terms that do not adversely affect the use magnets and gradient coil, while, for the low frequency is also blocked generated from the gradient coil, the eddy currents (eddy current) is generated in the RF shield by being formed magnetic field, by the magnetic field due to the eddy current gradient field becomes uneven.

【0005】そこで、一般的に従来の装置は、図5に示すように、傾斜磁場コイル100とRFコイル101との略円筒状の間隙に、4分割されたRFシールド102 [0005] Therefore, generally the conventional device, as shown in FIG. 5, a substantially cylindrical gap between the gradient coil 100 and the RF coil 101, RF shield 102 is divided into four parts
が設けている。 It is provided.

【0006】 [0006]

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述した従来装置には、次のような問題がある。 [0007] However, the conventional apparatus described above has the following problems. すなわち、R In other words, R
Fシールドは分割されているので、その分割された継ぎ目部で、RFコイルからの高周波が流れることになり、 Since F shield is divided, in its split seam portion will flow the high frequency from the RF coil,
継ぎ目部でシールド効果が低下し、全周にわたって均一なシールド効果が得られない。 The shielding effect is reduced at the joint portion, not uniform shielding effect can be obtained over the entire circumference. そのため、継ぎ目部での弱いシールド部分と継ぎ目部以外での強いシールド部分とが存在することになり、そこに方向性が生じる。 Therefore, results in the presence of a strong shield portions other than the weak shielding portion and joint portion at the joint portion, the directional occurs there. その結果、RFコイルの特性の悪化を招くことがある。 As a result, it may lead to deterioration of the characteristics of the RF coil.

【0007】また、RFシールドの特性は、設計時に決定され、装置を組み上げた時点では調整を行っていないので、製作誤差などによって、RFシールドの特性が変化し、その結果、RFコイルの特性に影響を与えることにもなる。 Further, characteristics of the RF shield is determined at design time, since no adjustments have been made at the time of assembling the device, such as by manufacturing error, the characteristics of the RF shield is changed, as a result, the characteristics of the RF coil impact also will give a.

【0008】この発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、良好なシールド効果を得ることができ、かつ容易に調整ができるシールドを備えた磁気共鳴断層撮影装置を提供することを目的とする。 [0008] This invention was made in view of such circumstances, to provide a magnetic resonance imaging apparatus having a shield which can be able to obtain a good shielding effect, and easily adjusted With the goal.

【0009】 [0009]

【課題を解決するための手段】この発明は、このような目的を達成するため、次のような構成をとる。 SUMMARY OF THE INVENTION The present invention, in order to achieve this object, the following construction. すなわち、静磁場に傾斜磁場コイルで傾斜磁場を重畳させ、高周波パルスを発生して被検体内に核磁気共鳴を励起し、 That is, by superimposing gradient magnetic fields by gradient coils on the static magnetic field, and generates a high-frequency pulses to excite nuclear magnetic resonance in the subject,
その後に発生する核磁気共鳴信号(NMR信号)を検出用のRFコイルで受信することにより、被検体の断層画像を撮影する磁気共鳴断層撮影装置において、前記傾斜磁場コイルと前記RFコイルとの略円筒状の間隙に設けられ、前記傾斜磁場コイルと前記RFコイルとのカップリングを防止するRFシールドを備え、前記RFシールドは、周方向に分割され、分割された隣合う各端部それぞれに浮遊容量を変位させる容量調整手段を設けたものである。 Subsequent to receiving the RF coil for detecting nuclear magnetic resonance signals (NMR signals) generated in the magnetic resonance imaging apparatus for capturing a tomographic image of a subject, generally between the RF coil and the gradient coil provided in a cylindrical gap, provided with a RF shield for preventing coupling between the RF coil and the gradient coil, the RF shield is divided in the circumferential direction, divided adjacent floating in each respective end portions it is provided with a capacitance adjusting means for displacing the capacity.

【0010】 [0010]

【作用】この発明の作用は次のとおりである。 [Action] action of the present invention is as follows. 傾斜磁場コイルとRFコイルとの間で、分割されたRFシールドの隣合う各端部それぞれに容量調整手段を設け、容量調整手段によって分割部での浮遊容量を増加させることにより、継ぎ目部の各端部間の電位差を小さくする。 Between the gradient coil and RF coil, a capacitance adjusting means provided in each of the end portions adjacent the split RF shield, increasing the stray capacitance in the divided portion by volume adjusting means, each of the joint portions to reduce the potential difference between the ends. すなわち、継ぎ目部を容量結合することにより、高周波域では連続性をもち、低周波域では不連続性をもつように調整される。 That is, by capacitively coupling the joint portion, the high frequency range have continuity, in the low frequency range is adjusted to have a discontinuity. これにより、分割部でのRFパルスに対するシールド効果の低下が防止され、全周にわたって均一なシールド効果が得られるとともに、低周波の傾斜磁場による渦電流が抑制される。 Thus, reduction in the shielding effect is prevented with respect to the RF pulse in the divided portion, with uniform shielding effect can be obtained over the entire circumference, eddy current due to low-frequency magnetic field gradient can be suppressed. 従って、傾斜磁場コイルとR Accordingly, the gradient coil and R
Fコイルとの間で発生するカップリングや傾斜磁場の乱れを防止することができる。 Coupling and disturbance of the gradient magnetic field generated between the F coil can be prevented.

【0011】 [0011]

【実施例】以下、図面を参照してこの発明の一実施例を説明する。 EXAMPLES Hereinafter, with reference to the drawings illustrating an embodiment of the present invention. 図1は、この発明に係る磁気共鳴断層撮影装置の一実施例の構成を示したブロック図である。 Figure 1 is a block diagram showing the structure of an embodiment of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention.

【0012】図中、符号1は、その開口部1aに図示しない被検体を挿入して磁気共鳴断層画像を撮影するガントリである。 [0012] In the figure, reference numeral 1 is a gantry to photograph the magnetic resonance image by inserting a subject (not shown) in the opening 1a. このガントリ1の内部に、被検体の周囲に均一な静磁場を発生させる静磁場発生磁石2と、静磁場発生磁石2で発生させた静磁場に傾斜磁場を重畳させる傾斜磁場発生コイル3と、被検体に対して高周波パルス(RFパルス)を発信及びNMR信号の検出を行うRF Inside the gantry 1, the static magnetic field generating magnet 2 for generating a homogeneous static magnetic field around the subject, a gradient magnetic field generating coil 3 to superimpose magnetic field gradients on the static magnetic field generated by the static magnetic field generating magnet 2, RF for detecting an outgoing and NMR signal radio frequency pulses to the subject (RF pulse)
コイル4と、傾斜磁場発生コイル3とRFコイル4とのカップリングを防止するRFシールド5と、が備えられている。 A coil 4, the RF shield 5 for preventing coupling between the gradient magnetic field generating coil 3 and RF coil 4, is provided.

【0013】傾斜磁場発生コイル3は、被検体の撮像断面に3次元位置情報を与えるために、直交3軸(x, [0013] gradient magnetic field generating coil 3, to give the 3-dimensional position information in the imaging section of the specimen, three orthogonal axes (x,
y,z軸)に対応した3つの傾斜磁場コイルを備え、略円筒状に形成されている。 y, with three gradient coils corresponding to the z-axis), is formed in a substantially cylindrical shape. この傾斜磁場発生コイル3には、x,y,z軸の対応した3つの傾斜磁場電源を備えた傾斜磁場電源31が接続されている。 The gradient magnetic field generating coil 3, x, y, a gradient power supply 31 with three gradient magnetic field power supply corresponding to the z-axis is connected. 傾斜磁場電源3 Gradient power supply 3
1は、シーケンスコントローラ6からの指示に基づいて傾斜磁場発生電力を傾斜磁場発生コイル3に供給するものである。 1 is for supplying the gradient magnetic field generating power gradient magnetic field generating coil 3 according to an instruction from the sequence controller 6.

【0014】RFコイル4は、傾斜磁場発生コイル3の内側に接近するように略円筒状に形成され、その内側に被検体を挿入するように構成されている。 [0014] RF coil 4 is formed in a substantially cylindrical shape so as to approach the inside of the gradient magnetic field generating coil 3, it is configured to insert the object therein. このRFコイル4は、被検体に対して高周波パルスを発信して被検体内に核磁気共鳴を励起し、その後発生するNMR信号を受信するものである。 The RF coil 4 is to receive the NMR signal by transmitting radio frequency pulses to the subject to excite nuclear magnetic resonance in the subject, then occurs. RFコイル4にパワーアンプ41 Power amplifier 41 to the RF coil 4
を介してRF送信部42が接続されている。 It is connected with RF transmission unit 42 via the. RF送信部42は、高周波パルス発信器を備え、シーケンスコントローラ6からの指示に基づいて高周波パルスをパワーアンプ41を介してRFコイル4に与える。 RF transmitting section 42 includes a high-frequency pulse generator, providing the RF coil 4 a high frequency pulse through the power amplifier 41 based on an instruction from the sequence controller 6. RFコイル4 RF coil 4
で受信されたNMR信号は、RF受信部43を介してシーケンスコントローラ6に与えられる。 In the received NMR signal is applied to the sequence controller 6 via the RF receiver 43.

【0015】シーケンスコントローラ6は、被検体の撮像断面からのNMR信号を採取するために、高周波パルスや各傾斜磁場を所定のタイミングで発生させるものであり、ホストコンピュータ7からの指示に基づいて、傾斜磁場電源31を制御するとともに、RF送信部42とRF受信部43とをそれぞれ制御する。 The sequence controller 6, for taking NMR signal from the imaging section of the specimen is for generating a high-frequency pulse and gradient magnetic fields at a predetermined timing, based on an instruction from the host computer 7, It controls the gradient power supply 31, to control the RF transmission unit 42 and the RF receiver 43, respectively.

【0016】次に、RFシールド5の構成を図2、図3 Next, FIG. 2 the structure of the RF shield 5, FIG. 3
を参照して説明する。 With reference to the description. 図2は図1におけるA−A矢視断面図であり、図3はRFシールド5の継ぎ目部5aの詳細図である。 Figure 2 is an A-A arrow sectional view in FIG. 1, FIG. 3 is a detailed view of the joint portion 5a of the RF shield 5. なお、図2には静磁場発生磁石2を省略している。 Incidentally, it is omitted static magnetic field generating magnet 2 in Figure 2.

【0017】RFシールド5は、図2に示すように、カップリングを防止するために傾斜磁場発生コイル3とR [0017] RF shield 5, as shown in FIG. 2, the gradient magnetic field generating coil 3 in order to prevent the coupling and R
Fコイル4との間に4分割されて設けられている。 4 is divided is provided between the F coil 4. RF RF
シールド5の各シールド板50a,50b,50c,5 Each shield plate 50a of the shield 5, 50b, 50c, 5
0dは、銅箔などが用いられ、ガラス製エポキシ樹脂などによって固められて支持されている。 0d, such as a copper foil is used, and is supported by hardened, such as by a glass epoxy resin. RFシールド5 RF shield 5
の継ぎ目部5aは、図3に示すように、シールド板50 The seam portion 5a, as shown in FIG. 3, the shield plate 50
aとシールド板50bとの端部が重ね合わされ、この重ね合わさせた部位に可変コンデンサ51が接続されている。 End of the a and the shield plate 50b is superimposed, the variable capacitor 51 is connected to a site that has this superimposed. このようにして、RFシールド5の各継ぎ目部5a In this way, each joint portions 5a of the RF shield 5
は重ね合わされ、隣合うシールド板50b,50c、隣合うシールド板50c,50d、隣合うシールド板50 Is superimposed, the shield plate 50b adjacent, 50c, adjacent the shield plate 50c, 50d, shield plate 50 adjacent
d,50a、それぞれに可変コンデンサ51が接続されている。 d, 50a, the variable capacitor 51 is connected to each.

【0018】この可変コンデンサ51は、この発明の容量調整手段に相当し、各継ぎ目部5aでのコンデンサ容量を調整するものである。 [0018] The variable capacitor 51 corresponds to the volume adjusting means of the present invention is intended to adjust the capacitance at each joint portion 5a. すなわち、カップリングは、 In other words, the coupling,
高周波域においてコイルとコイルとの浮遊容量の変化が大きく影響するので、この浮遊容量の変化を可変コンデンサ51によって均一に調整する。 Since variation in the stray capacitance between the coil and the coil in the high frequency band is greatly influenced, uniformly adjust the change in the stray capacitance by a variable capacitor 51.

【0019】可変コンデンサ51のコンデンサ容量の調整は、傾斜磁場発生コイル3やRFコイル4などを組み立てた後、RFコイル4の特性を見ながら、コンデンサ容量を変化させて行うものである。 [0019] Adjustment of the capacitance of the variable capacitor 51, after assembly and gradient magnetic field generating coil 3 and RF coil 4, while looking at the characteristics of the RF coil 4 to perform by changing the capacitance. すなわち、傾斜磁場発生コイル3とRFコイル4との間には一定の浮遊容量が存在することになるが、RFシールド5を分割することにより、分割したシールド板50a〜50dの各端部で電位差が生じることになるので、次式が成り立つことになる。 That is, potential difference becomes that certain floating capacitance exists, by dividing the RF shield 5, each end of the divided shield plate 50a~50d between the gradient magnetic field generating coil 3 and RF coil 4 it means that occurs, so that the following equation holds. V=Q/C V = Q / C

【0020】上式において、Vは電位差(電圧)、Qは電荷、Cは浮遊容量である。 [0020] In the above equation, V is the potential difference (voltage), Q is charge, C is a stray capacitance. すなわち、浮遊容量Cを増すことにより電位差Vが小さくなり、分割したシールド板50a〜50dを電気的に接続する。 That is, the potential difference V is decreased by increasing the stray capacitance C, and electrically connecting the divided shield plate 50 a to 50 d. このようにして分割した隣合うシールド板同士を容量結合することにより、高周波域では分割していない一枚のシールド板と同じことになり、RFコイル4からの高周波が完全に遮断される。 By thus capacitively coupled to the shield plate between adjacent divided by, is equivalent to one of the shield plates is not divided in the high frequency range, the high frequency from the RF coil 4 is completely shut off. また、傾斜磁場発生コイル3からの低周波(傾斜磁場)にもとづく渦電流は各継ぎ部5aのみから流れることになり、RFシールド5に発生する渦電流が抑制される。 Further, eddy current based on the low frequency (gradient) from the gradient magnetic field generating coil 3 will flow only from the joints 5a, eddy current generated in the RF shield 5 is suppressed. その結果、傾斜磁場発生コイル3とRFコイル4との全周にわたって均一なシールド効果を得ることができるとともに、傾斜磁場等の乱れをなくすことができる。 As a result, it is possible to obtain a uniform shielding effect over the whole periphery of the gradient magnetic field generating coil 3 and RF coil 4, it can be eliminated disturbance such as gradient.

【0021】さらに、傾斜磁場発生コイル3やRFコイル4などを組み立てた後に可変コンデンサ51によりR Furthermore, the variable capacitor 51 after assembly and gradient magnetic field generating coil 3 and RF coil 4 R
Fシールド5の特性を調整するので、各部を組み込む際に生じる誤差などによるRFシールド5の特性が変化しても、容易に対応することができ、確実にカップリングを防止することができる。 Since adjusting the characteristics of the F shield 5, also vary the characteristics of the RF shield 5 according to an error occurring when incorporating the respective parts, it is possible to easily correspond, it is possible to prevent reliably coupling.

【0022】なお、上記実施例では、RFシールド5を4分割にしたが、この発明はこれに限らず、何分割でも良く、例えば、RFシールド5を2分割やあるいは8分割して、分割した各継ぎ目部に可変コンデンサを設けてもよい。 [0022] In the above embodiment, although the RF shield 5 to 4 split, the invention is not limited thereto, it may be what division, for example, an RF shield 5 2 split and or in 8 divided, divided it may be provided with a variable capacitor in each joint portion.

【0023】また、上記実施例では、RFシールド5の各継ぎ目部5aに可変コンデンサ51を接続して浮遊容量Cを調整するように構成していたが、この発明はこれに限定されるものではなく、例えば、図4に示すように、一方のシールド板50aの端部に別の幅の細い複数個のシールド材52を隣設し、これらを接続することにより、浮遊容量Cを調整するように構成してもよい。 Further, the above embodiment is not configured to adjust the stray capacitance C by connecting a variable capacitor 51 in the joint portion 5a of the RF shield 5, but the invention is not limited to this without, for example, as shown in FIG. 4, and provided adjacent a plurality of the shielding member 52 narrow end of another width end of one of the shield plates 50a, by connecting them to adjust the stray capacitance C it may be configured to. すなわち、予めシールド板50aの端部に複数個のシールド材52を設けておき、装置を組み上げた時点で、RF In other words, it leaves a plurality of shielding material 52 provided at the end of the advance shield plate 50a, at the time of assembling the apparatus, RF
コイル4の特性を見ながらシールド板50aとシールド材52とを接続することにより、重なり部の面積Sを増やして継ぎ目部5aの浮遊容量Cを調整する。 By connecting the shield plate 50a and the shielding member 52 while looking at the characteristics of the coil 4, to adjust the stray capacitance C of the joint portion 5a to increase the area S of the overlapping portion. 従って、 Therefore,
可変コンデンサ51と同様に、傾斜磁場発生コイル3とRFコイル4との全周にわたって均一なシールド効果を得ることができ、確実にカップリングを防止することができる。 Like the variable capacitor 51, it is possible to obtain a uniform shielding effect over the whole periphery of the gradient magnetic field generating coil 3 and RF coil 4, can be prevented reliably coupling. また、シールド材52は、シールド板50bの端部に設けてシールド板50bとシールド材52とを接続するようにしてもよい。 The shield member 52 may be connected to the shield plate 50b and the shielding member 52 is provided at an end portion of the shield plate 50b.

【0024】 [0024]

【発明の効果】以上の説明から明らかなように、この発明の磁気共鳴断層撮影装置によれば、次のような効果がある。 As apparent from the foregoing description, according to the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention, the following effects. 容量調整手段によって、RFシールドの各分割部の浮遊容量が調整され、分割された隣合う各端部が容量結合されるので、RFコイルの高周波は遮断され、傾斜磁場発生コイルの低周波は開放されて渦電流の発生が低減される。 The capacity adjusting means, adjusts the stray capacitance of each of the divided portions of the RF shield, each end adjacent divided is capacitively coupled high frequency of the RF coil is cut off, the low-frequency magnetic field gradient generating coils open by generation of eddy current is reduced. 従って、RFシールドの各分割部でのシールド効果を向上させることができ、全周にわたって均一なシールド効果を得ることができる。 Therefore, it is possible to improve the shielding effect at each of the divided portions of the RF shield, it is possible to obtain a uniform shielding effect over the entire circumference. その結果、RFコイルと傾斜磁場発生コイルとのカップリングを確実に防止することができる。 As a result, it is possible to reliably prevent the coupling between the RF coil and the gradient magnetic field generating coil. また、渦電流に起因した傾斜磁場や静磁場の乱れを極力少なくすることができる。 Further, it is possible to minimize the disturbance of the gradient and the static magnetic field due to eddy currents.

【0025】また、製作の際に生じる製作誤差などでR [0025] In addition, in such as manufacturing error that occurs at the time of manufacture R
Fシールドの特性が変動しても、容量調整手段により、 The characteristics of the F shield is varied, by volume adjusting means,
装置を組み立てた後に分割部の浮遊容量を調整して、R Adjust the stray capacitance of the divided portions after assembling the device, R
Fシールドの特性を容易に調整することができる。 The characteristics of the F shield can be easily adjusted.

【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS

【図1】この発明に係る磁気共鳴断層撮影装置の一実施例の構成を示したブロック図である。 1 is a block diagram showing the structure of an embodiment of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention.

【図2】図1におけるA−A矢視断面図である。 2 is an A-A arrow sectional view in FIG.

【図3】RFシールドの継ぎ目部の詳細図である。 3 is a detailed view of the joint portion of the RF shield.

【図4】その他の実施例を示した断面図である。 4 is a sectional view showing other examples.

【図5】従来装置の要部を示した断面図である。 5 is a sectional view showing a main part of the conventional apparatus.

【符号の説明】 DESCRIPTION OF SYMBOLS

1 … ガントリ 2 … 静磁場発生磁石 3 … 傾斜磁場発生コイル 4 … RFコイル 5 … RFシールド 50a,50b,50c,50d … シールド板 51 … 可変コンデンサ 1 ... Gantry 2 ... static magnetic field generating magnet 3 ... gradient magnetic field generating coil 4 ... RF coil 5 ... RF shield 50a, 50b, 50c, 50d ... shield plate 51 ... variable capacitor

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭63−82646(JP,A) 特開 平2−95347(JP,A) 特開 平5−285122(JP,A) (58)調査した分野(Int.Cl. 6 ,DB名) A61B 5/055 ────────────────────────────────────────────────── ─── front page of the continuation (56) reference Patent Sho 63-82646 (JP, a) JP flat 2-95347 (JP, a) JP flat 5-285122 (JP, a) (58) were investigated field (Int.Cl. 6, DB name) A61B 5/055

Claims (1)

    (57)【特許請求の範囲】 (57) [the claims]
  1. 【請求項1】 静磁場に傾斜磁場コイルで傾斜磁場を重畳させ、高周波パルスを発生して被検体内に核磁気共鳴を励起し、その後に発生する核磁気共鳴信号(NMR信号)を検出用のRFコイルで受信することにより、被検体の断層画像を撮影する磁気共鳴断層撮影装置において、前記傾斜磁場コイルと前記RFコイルとの略円筒状の間隙に設けられ、前記傾斜磁場コイルと前記RFコイルとのカップリングを防止するRFシールドを備え、前記RFシールドは、周方向に分割され、分割された隣合う各端部それぞれに浮遊容量を変位させる容量調整手段を設けたことを特徴とする磁気共鳴断層撮影装置。 1. A superimposes gradient fields in gradient coils in the static magnetic field, for detection by generating a high frequency pulse to excite nuclear magnetic resonance in the subject, the nuclear magnetic resonance signal generated subsequently (NMR signal) by receiving at the RF coil, in the magnetic resonance imaging apparatus for capturing a tomographic image of the subject, provided substantially cylindrical gap between the RF coil and the gradient coil, wherein said gradient coil RF comprising an RF shield to prevent coupling between the coil, the RF shield is divided in the circumferential direction, characterized in that a capacitance adjusting means for displacing the stray capacitance to each respective end portions adjacent divided magnetic resonance tomography apparatus.
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Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102012207722B3 (en) 2012-05-09 2013-08-22 Siemens Aktiengesellschaft Whole-body coil for MRI apparatus e.g. functional MRI apparatus used for performing investigation of patient, has radio frequency antenna whose capacitance is changed by changing distance of RF-screen

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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS6382646A (en) * 1986-09-27 1988-04-13 Toshiba Corp Magnetic resonance ultrasonic apparatus
JPH0295347A (en) * 1988-09-30 1990-04-06 Toshiba Corp Magnetic resonance imaging device
JP3233974B2 (en) * 1992-04-09 2001-12-04 株式会社東芝 Mri high-frequency magnetic field shield

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