JP3372099B2 - Ｒｆプローブ - Google Patents
ＲｆプローブInfo
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は被検体中の水素や燐等か
らの核磁気共鳴（以下、「ＮＭＲ」という）信号を検出
し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する核磁気
共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置に用いられる高周波
（ＲＦ）プローブに関する。
らの核磁気共鳴（以下、「ＮＭＲ」という）信号を検出
し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する核磁気
共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置に用いられる高周波
（ＲＦ）プローブに関する。
【０００２】
【従来の技術】ＭＲＩ装置は、ＮＭＲ現象を使って人体
中のプロトン密度やプロトンのスピンの緩和状態を測定
し人体の断層画像を得るものであり、被検体の周りに強
く均一な静磁場を発生させる静磁場発生磁石と、被検体
に高周波磁場を印加するための高周波コイル（以下、Ｒ
Ｆコイルという）と、被検体の発生するＮＭＲ信号を受
信するためのＲＦコイルとを備えている。
中のプロトン密度やプロトンのスピンの緩和状態を測定
し人体の断層画像を得るものであり、被検体の周りに強
く均一な静磁場を発生させる静磁場発生磁石と、被検体
に高周波磁場を印加するための高周波コイル（以下、Ｒ
Ｆコイルという）と、被検体の発生するＮＭＲ信号を受
信するためのＲＦコイルとを備えている。
【０００３】典型的なＭＲＩ装置の主要部分を図６に示
す。静磁場磁石３０は、通常は０．２Ｔから２Ｔ程度の
磁場強度が使われ、０．５Ｔ以上では静磁場磁石として
図示のような円筒状の超電導コイルを用いる。この磁石
３０が作る磁束の向きは紙面に垂直である。更にＭＲＩ
装置は、ＮＭＲ信号の空間的情報を得るために空間的に
傾斜した磁場を印加する傾斜磁場コイル３１を備え、こ
の傾斜磁場コイル３１は超電導コイルのボア３２内に設
置される。
す。静磁場磁石３０は、通常は０．２Ｔから２Ｔ程度の
磁場強度が使われ、０．５Ｔ以上では静磁場磁石として
図示のような円筒状の超電導コイルを用いる。この磁石
３０が作る磁束の向きは紙面に垂直である。更にＭＲＩ
装置は、ＮＭＲ信号の空間的情報を得るために空間的に
傾斜した磁場を印加する傾斜磁場コイル３１を備え、こ
の傾斜磁場コイル３１は超電導コイルのボア３２内に設
置される。
【０００４】被検体３６に高周波磁場を印加するための
ＲＦコイル３４は、傾斜磁場コイル３１の内側に設置さ
れる。ＲＦコイル３４の内部にはスライド型ベッド３５
がありこの上に被検体（患者）３６を寝かせ検査する。
ＲＦコイル３４は、このように被検体３６に高周波磁場
を送信するのみならず、被検体３６からのＮＭＲ信号を
受信する場合もある。また、ＲＦコイル３４の内側に受
信専用のＲＦコイル（図示せず）を置き、これによりＮ
ＭＲ信号を受信する場合もある。
ＲＦコイル３４は、傾斜磁場コイル３１の内側に設置さ
れる。ＲＦコイル３４の内部にはスライド型ベッド３５
がありこの上に被検体（患者）３６を寝かせ検査する。
ＲＦコイル３４は、このように被検体３６に高周波磁場
を送信するのみならず、被検体３６からのＮＭＲ信号を
受信する場合もある。また、ＲＦコイル３４の内側に受
信専用のＲＦコイル（図示せず）を置き、これによりＮ
ＭＲ信号を受信する場合もある。
【０００５】このようなＲＦコイル３４として、従来例
よりマルチプルエレメントレゾネータ（ＭＥＲ）やスロ
ッテドチューブレゾネータ（ＳＴＲ）などがある。これ
らのコイルは据置型全身用コイルや頭部用コイルとして
使われ、その形状は円柱形状である。また腹部用コイル
や小児用コイルでは、コイルを被検体に近づけフィリン
グファクタを上げコイル感度を向上させるために、コイ
ルを扁平型にすることが提案されている。これら従来の
ＲＦコイルの形状及び特性については、電子情報通信学
会論文誌Ｂ−II、Ｊ７６巻、２号、７９〜８５頁。「Ｒ
Ｆシールドを有するＭＲＩアンテナの特性解析」、特開
昭６０−１３２５４７号、特開昭６１−９５２３４号、
第１１回ソサイアティ オブ マグネチック レゾナン
ス インメディソン予稿集、２７２頁、ビムソン他、
「アン エリプティカル クロスセクション バードケ
ージ ボディコイル」（Proceedings of the 11th Soci
ety of magnetic resonance in medicine, Bimson et a
l. An elliptical cross section birdcage body coi
l）、同予稿集、４００５頁、タカハシ他、「ローテシ
ョナリー アシンメトリック クオドラチャー プロー
ブ フォー ボディーイメジング」（Takahashi et al.
Rotationally asymmetric quadrature probe for body
imaging）、第１２回ソサイアティ オブ マグネチッ
ク レゾナンス イン メディソン予稿集、１３４２
頁、キャセイ他、「セオリティカル カルキュレーショ
ン オブ ザ オプティマム カレント ディストリビ
ューション フォー アン エリプティカル バードケ
ージ ＲＦコイル」に報告されている。
よりマルチプルエレメントレゾネータ（ＭＥＲ）やスロ
ッテドチューブレゾネータ（ＳＴＲ）などがある。これ
らのコイルは据置型全身用コイルや頭部用コイルとして
使われ、その形状は円柱形状である。また腹部用コイル
や小児用コイルでは、コイルを被検体に近づけフィリン
グファクタを上げコイル感度を向上させるために、コイ
ルを扁平型にすることが提案されている。これら従来の
ＲＦコイルの形状及び特性については、電子情報通信学
会論文誌Ｂ−II、Ｊ７６巻、２号、７９〜８５頁。「Ｒ
Ｆシールドを有するＭＲＩアンテナの特性解析」、特開
昭６０−１３２５４７号、特開昭６１−９５２３４号、
第１１回ソサイアティ オブ マグネチック レゾナン
ス インメディソン予稿集、２７２頁、ビムソン他、
「アン エリプティカル クロスセクション バードケ
ージ ボディコイル」（Proceedings of the 11th Soci
ety of magnetic resonance in medicine, Bimson et a
l. An elliptical cross section birdcage body coi
l）、同予稿集、４００５頁、タカハシ他、「ローテシ
ョナリー アシンメトリック クオドラチャー プロー
ブ フォー ボディーイメジング」（Takahashi et al.
Rotationally asymmetric quadrature probe for body
imaging）、第１２回ソサイアティ オブ マグネチッ
ク レゾナンス イン メディソン予稿集、１３４２
頁、キャセイ他、「セオリティカル カルキュレーショ
ン オブ ザ オプティマム カレント ディストリビ
ューション フォー アン エリプティカル バードケ
ージ ＲＦコイル」に報告されている。
【０００６】また傾斜磁場コイル３１とＲＦコイル３４
との間には、外部からのＲＦノイズを遮断し、ＲＦコイ
ル３４が傾斜磁場コイル３１などと高周波結合するのを
除去し、その性能劣化を防ぐ目的で、ＲＦシールド３３
が設置される。ＲＦシールド３３は、円柱状の支持体に
銅箔を張ったものなどが使われる。このＲＦシールド３
３とＲＦコイル３４が接近すると、ＲＦコイル３４が放
射する高周波磁場がＲＦシールド３３上にうず電流を発
生させ、これによりＲＦ磁場が乱れるので、従来ＲＦシ
ールド３３とＲＦコイル３４を十分に離し高周波的な相
互作用を極力小さくして磁場の乱れを防いでいた。
との間には、外部からのＲＦノイズを遮断し、ＲＦコイ
ル３４が傾斜磁場コイル３１などと高周波結合するのを
除去し、その性能劣化を防ぐ目的で、ＲＦシールド３３
が設置される。ＲＦシールド３３は、円柱状の支持体に
銅箔を張ったものなどが使われる。このＲＦシールド３
３とＲＦコイル３４が接近すると、ＲＦコイル３４が放
射する高周波磁場がＲＦシールド３３上にうず電流を発
生させ、これによりＲＦ磁場が乱れるので、従来ＲＦシ
ールド３３とＲＦコイル３４を十分に離し高周波的な相
互作用を極力小さくして磁場の乱れを防いでいた。
【０００７】
【発明が解決しようとする手段】ところで近年、ＭＲＩ
装置の設置条件を緩和しまた価格を下げるために、装置
を小形化することが望まれている。これを実現するため
には、特に静磁場磁石３０を小形化することが効果的で
ある。磁石を小形化するためには磁石３０のボア径を小
さくする必要があるが、患者の不安感を無くしたり、検
査を容易に行うには、装置の内径すなわちＲＦコイル３
４の内径ｄは大きい必要がある。特に患者がベッド３５
に寝た際に肩方向の幅が狭いと心理的に圧迫感が増す。
磁石３０のボア径を小さく且つＲＦコイル３４の内径ｄ
を大きくするためには、傾斜磁場コイル３１とＲＦコイ
ル３４が占有するスペースＳが小さくなる。更に傾斜磁
場コイル３１は磁石ボア面３８でのうず電流を低く押え
るためボア面３８とはある程度の距離が必要である。こ
のような装置の設計上の要請から、ＲＦコイル３４とＲ
Ｆシールド３３との直径の比は、１．２以下であること
が望ましい。
装置の設置条件を緩和しまた価格を下げるために、装置
を小形化することが望まれている。これを実現するため
には、特に静磁場磁石３０を小形化することが効果的で
ある。磁石を小形化するためには磁石３０のボア径を小
さくする必要があるが、患者の不安感を無くしたり、検
査を容易に行うには、装置の内径すなわちＲＦコイル３
４の内径ｄは大きい必要がある。特に患者がベッド３５
に寝た際に肩方向の幅が狭いと心理的に圧迫感が増す。
磁石３０のボア径を小さく且つＲＦコイル３４の内径ｄ
を大きくするためには、傾斜磁場コイル３１とＲＦコイ
ル３４が占有するスペースＳが小さくなる。更に傾斜磁
場コイル３１は磁石ボア面３８でのうず電流を低く押え
るためボア面３８とはある程度の距離が必要である。こ
のような装置の設計上の要請から、ＲＦコイル３４とＲ
Ｆシールド３３との直径の比は、１．２以下であること
が望ましい。
【０００８】しかし、ＲＦコイル３４の内径ｄを大きく
するためにＲＦシールド３３とＲＦコイルが接近する
と、前述したようにＲＦ磁場が乱れ、またその送信効率
が大きく低下する。このため、ＲＦコイル３４に高周波
電力を供給するＲＦ送信器が大容量になり、また、極端
な場合実質的にＲＦコイル３４が動作しないなどの問題
が生じる。この傾向は静磁場強度が高くなるほど顕著に
なる。このようなＲＦコイルの送信効率は、ＲＦコイル
を受信コイルとして用いた場合における受信感度と可逆
的性質があるので、上述の状態では、ＲＦコイルの受信
効率も低下する。
するためにＲＦシールド３３とＲＦコイルが接近する
と、前述したようにＲＦ磁場が乱れ、またその送信効率
が大きく低下する。このため、ＲＦコイル３４に高周波
電力を供給するＲＦ送信器が大容量になり、また、極端
な場合実質的にＲＦコイル３４が動作しないなどの問題
が生じる。この傾向は静磁場強度が高くなるほど顕著に
なる。このようなＲＦコイルの送信効率は、ＲＦコイル
を受信コイルとして用いた場合における受信感度と可逆
的性質があるので、上述の状態では、ＲＦコイルの受信
効率も低下する。
【０００９】従ってＲＦコイルの送信効率及び／又は受
信効率を維持し、しかもＲＦコイル内の患者の居住性を
向上させるためには、ＲＦコイルとＲＦシールドを一体
として考え、実用的な構成を見出す必要が生じた。しか
し従来ＲＦシールドとＲＦコイルの相互作用については
ほとんど検討されておらず、わずかに円柱状コイルと円
柱状シールドについて考察されているだけであった。
信効率を維持し、しかもＲＦコイル内の患者の居住性を
向上させるためには、ＲＦコイルとＲＦシールドを一体
として考え、実用的な構成を見出す必要が生じた。しか
し従来ＲＦシールドとＲＦコイルの相互作用については
ほとんど検討されておらず、わずかに円柱状コイルと円
柱状シールドについて考察されているだけであった。
【００１０】本発明は、ＲＦコイルとその外側に接近し
て設置されるＲＦシールドとを１つのＲＦ共振系とみな
し、この両者からなるＲＦプローブについて送信効率ま
たは受信感度を改善することを目的とする。また本発明
は、ＲＦシールドとＲＦコイルとの距離が装置小形化の
要請を満たす範囲において、ＲＦシールドとＲＦコイル
の形状を最適化し、小形でかつ内径が大きく効率の良い
ＲＦプローブを実現することを目的とする。
て設置されるＲＦシールドとを１つのＲＦ共振系とみな
し、この両者からなるＲＦプローブについて送信効率ま
たは受信感度を改善することを目的とする。また本発明
は、ＲＦシールドとＲＦコイルとの距離が装置小形化の
要請を満たす範囲において、ＲＦシールドとＲＦコイル
の形状を最適化し、小形でかつ内径が大きく効率の良い
ＲＦプローブを実現することを目的とする。
【００１１】
【課題を解決するための手段】上記課題は、円柱状のＲ
Ｆシールドと、ＲＦシールドの内部に接近して配置さ
れ、ＲＦシールドと中心軸を共通とする楕円柱状のＲＦ
コイルからなるＲＦプローブにより達成される。本発明
の好適な態様によれば、ＲＦコイルの軸方向長さは、Ｒ
Ｆシールドの軸方向長さの０．５倍から１．０倍であ
り、ＲＦコイルは、その長径と短径の比が１．０５から
１．３である。
Ｆシールドと、ＲＦシールドの内部に接近して配置さ
れ、ＲＦシールドと中心軸を共通とする楕円柱状のＲＦ
コイルからなるＲＦプローブにより達成される。本発明
の好適な態様によれば、ＲＦコイルの軸方向長さは、Ｒ
Ｆシールドの軸方向長さの０．５倍から１．０倍であ
り、ＲＦコイルは、その長径と短径の比が１．０５から
１．３である。
【００１２】
【作用】ＲＦコイルを楕円形状にすることで、楕円の長
径と等しい直径の円柱に比べ、ＲＦコイルとＲＦシール
ドの結合が小さくなり、送信効率が向上する。また、送
信効率の等しい円柱状ＲＦコイルの直径に比べ、楕円形
状ＲＦコイルの長径は長いため、人体の肩幅に比べより
広い内部空間を確保できる。
径と等しい直径の円柱に比べ、ＲＦコイルとＲＦシール
ドの結合が小さくなり、送信効率が向上する。また、送
信効率の等しい円柱状ＲＦコイルの直径に比べ、楕円形
状ＲＦコイルの長径は長いため、人体の肩幅に比べより
広い内部空間を確保できる。
【００１３】本発明の作用を更に図面により説明する。
図３は、ともに円柱状であるＲＦシールド及びＲＦコイ
ルからなる従来のＲＦプローブのシールド直径／コイル
直径（以下、シールド／コイル比という）と感度との関
係を示すグラフである。この図は、ＲＦコイルとして６
３ＭＨｚで共振するハイパス型マルチプルエレメントレ
ゾネータを用いた場合の静磁場強度１．５ＴのＭＲＩ装
置を想定した、無負荷（被検体が無い状態）におけるシ
ミュレーシュンの結果である。図から明らかなようにシ
ールド／コイル比が１．２以下になると効率（感度）が
急激に低下する。この傾向は被検体がある場合や、０．
５Ｔでの計算結果（ＲＦコイルの共振周波数２１ＭＨ
ｚ）でも同様であった。従って、ＲＦプローブの感度／
効率の観点からは、シールド／コイル比が１．２以上が
望ましいが、既に述べたように、装置の設計上はシール
ド／コイル比が１．２以下の範囲が好適である。
図３は、ともに円柱状であるＲＦシールド及びＲＦコイ
ルからなる従来のＲＦプローブのシールド直径／コイル
直径（以下、シールド／コイル比という）と感度との関
係を示すグラフである。この図は、ＲＦコイルとして６
３ＭＨｚで共振するハイパス型マルチプルエレメントレ
ゾネータを用いた場合の静磁場強度１．５ＴのＭＲＩ装
置を想定した、無負荷（被検体が無い状態）におけるシ
ミュレーシュンの結果である。図から明らかなようにシ
ールド／コイル比が１．２以下になると効率（感度）が
急激に低下する。この傾向は被検体がある場合や、０．
５Ｔでの計算結果（ＲＦコイルの共振周波数２１ＭＨ
ｚ）でも同様であった。従って、ＲＦプローブの感度／
効率の観点からは、シールド／コイル比が１．２以上が
望ましいが、既に述べたように、装置の設計上はシール
ド／コイル比が１．２以下の範囲が好適である。
【００１４】次に、本発明により、このような限定され
た範囲においてＲＦコイルの感度もしくは効率の向上を
図れることを示す。図４は、円柱状ＲＦシールドの直径
と円柱状ＲＦコイルの直径のシールド／コイル比が１．
０７のときに、ＲＦプローブの形状を円柱状から楕円形
状に変更した場合のＲＦコイルの効率（感度）を、長径
／短径の値（以下、アスペクト比という）との関係で示
している。尚、図４は無負荷、静磁場強度０．５Ｔ（２
１ＭＨｚ）で、縦方向及び横方向に受信ポートを有する
ＲＦコイルについてのシミュレーションの結果である。
グラフからわかるようにＲＦコイルの形状を円柱状から
楕円形状に変えることで感度が向上し、特に、アスペク
ト比が１．０５から１．３の範囲で縦方向の受信（縦ポ
ート）と横方向の受信（横ポート）がともに大きくな
る。これは、アスペクト比をあげることでシールドとコ
イルの間隔が総体として広がり実質的に図３におけるシ
ールド／コイル比が向上したのと同様な効果が生まれた
ものと考えられる。
た範囲においてＲＦコイルの感度もしくは効率の向上を
図れることを示す。図４は、円柱状ＲＦシールドの直径
と円柱状ＲＦコイルの直径のシールド／コイル比が１．
０７のときに、ＲＦプローブの形状を円柱状から楕円形
状に変更した場合のＲＦコイルの効率（感度）を、長径
／短径の値（以下、アスペクト比という）との関係で示
している。尚、図４は無負荷、静磁場強度０．５Ｔ（２
１ＭＨｚ）で、縦方向及び横方向に受信ポートを有する
ＲＦコイルについてのシミュレーションの結果である。
グラフからわかるようにＲＦコイルの形状を円柱状から
楕円形状に変えることで感度が向上し、特に、アスペク
ト比が１．０５から１．３の範囲で縦方向の受信（縦ポ
ート）と横方向の受信（横ポート）がともに大きくな
る。これは、アスペクト比をあげることでシールドとコ
イルの間隔が総体として広がり実質的に図３におけるシ
ールド／コイル比が向上したのと同様な効果が生まれた
ものと考えられる。
【００１５】
【実施例】本発明の一実施例を図面を参照して以下説明
する。図１は、ＭＲＩ装置に用いられる据置型全身用プ
ローブ１の全体を示す斜視図で、円柱状のＲＦシールド
１０と、ＲＦシールド１０の内部に固定された楕円柱状
のＲＦコイル２０とから成る。このＲＦプローブ１は、
図２に示すようにＭＲＩ装置の静磁場発生磁石３０のボ
ア内に置かれた傾斜磁場コイル４０の内側に設置され
る。静磁場はＲＦプローブ１の軸方向（図１中、矢印Ａ
方向）に形成されている。
する。図１は、ＭＲＩ装置に用いられる据置型全身用プ
ローブ１の全体を示す斜視図で、円柱状のＲＦシールド
１０と、ＲＦシールド１０の内部に固定された楕円柱状
のＲＦコイル２０とから成る。このＲＦプローブ１は、
図２に示すようにＭＲＩ装置の静磁場発生磁石３０のボ
ア内に置かれた傾斜磁場コイル４０の内側に設置され
る。静磁場はＲＦプローブ１の軸方向（図１中、矢印Ａ
方向）に形成されている。
【００１６】ＲＦシールド１０は、外部からのＲＦノイ
ズを遮断し、ＲＦコイル２０が傾斜磁場コイル４０など
との高周波結合を除去するもので、軸方向に長い円柱状
で、ガラスエポキシ等の絶縁性支持体１１の外側に銅箔
等の導体１２が接着されたものであり、高周波的に接地
されている。一方、ＲＦコイル２０は、断面が楕円形の
柱状のコイル支持体２１の外周に形成され、楕円柱の軸
はＲＦシールド１０の軸と共通である。コイル支持体２
１は例えばガラスエポキシ製でこの内面が装置のボア２
２を形成し、このボア内に軸方向にスライドするベッド
５０（図２）が装備されており、被検体６０をベッド５
０にのせて出入り可能になっている。また必要に応じて
ＲＦコイル２０の内側に受信専用の頭部コイルや頚椎コ
イル、脊椎コイルを設置し、コイル２０を送信のみに使
用し、受信はこれらの受信コイル（図示せず）を用いる
ことができる。
ズを遮断し、ＲＦコイル２０が傾斜磁場コイル４０など
との高周波結合を除去するもので、軸方向に長い円柱状
で、ガラスエポキシ等の絶縁性支持体１１の外側に銅箔
等の導体１２が接着されたものであり、高周波的に接地
されている。一方、ＲＦコイル２０は、断面が楕円形の
柱状のコイル支持体２１の外周に形成され、楕円柱の軸
はＲＦシールド１０の軸と共通である。コイル支持体２
１は例えばガラスエポキシ製でこの内面が装置のボア２
２を形成し、このボア内に軸方向にスライドするベッド
５０（図２）が装備されており、被検体６０をベッド５
０にのせて出入り可能になっている。また必要に応じて
ＲＦコイル２０の内側に受信専用の頭部コイルや頚椎コ
イル、脊椎コイルを設置し、コイル２０を送信のみに使
用し、受信はこれらの受信コイル（図示せず）を用いる
ことができる。
【００１７】このような構成におけるＲＦシールド１０
の形状とＲＦコイル２０と形状との関係について更に説
明する。まずＲＦシールド１０の軸方向の長さｌ0は、
ＲＦシールド１０がＲＦコイル２０と接近している場
合、極力小さいことが望ましいが、傾斜磁場コイルの軸
方向長さよりも大きい必要があり、据置型全身用のＲＦ
プローブの場合、１ｍ程度となる。一方ＲＦコイル２０
は、送信用コイルである場合、人体の胴体のほぼ全体を
覆う必要があるので、その軸方向の長さｌ1は５００ｍ
ｍ程度以上である。従って、本発明が適用されるＲＦコ
イル１０は、送信用コイルの場合、長さが典型的にはＲ
Ｆシールドの軸方向長さｌ0の０．５倍から１．０倍で
ある。例えば図示するような０．５Ｔプロトン検出用Ｍ
ＲＩ装置に好適な据置型全身用ＲＦプローブの場合、銅
箔部分の軸方向の長さｌ0を約９００ｍｍ、ＲＦコイル
（支持体）の長さｌ1を約５００ｍｍとすることができ
る。
の形状とＲＦコイル２０と形状との関係について更に説
明する。まずＲＦシールド１０の軸方向の長さｌ0は、
ＲＦシールド１０がＲＦコイル２０と接近している場
合、極力小さいことが望ましいが、傾斜磁場コイルの軸
方向長さよりも大きい必要があり、据置型全身用のＲＦ
プローブの場合、１ｍ程度となる。一方ＲＦコイル２０
は、送信用コイルである場合、人体の胴体のほぼ全体を
覆う必要があるので、その軸方向の長さｌ1は５００ｍ
ｍ程度以上である。従って、本発明が適用されるＲＦコ
イル１０は、送信用コイルの場合、長さが典型的にはＲ
Ｆシールドの軸方向長さｌ0の０．５倍から１．０倍で
ある。例えば図示するような０．５Ｔプロトン検出用Ｍ
ＲＩ装置に好適な据置型全身用ＲＦプローブの場合、銅
箔部分の軸方向の長さｌ0を約９００ｍｍ、ＲＦコイル
（支持体）の長さｌ1を約５００ｍｍとすることができ
る。
【００１８】次にＲＦコイル２０とＲＦシールド１０と
の間隔、即ちＲＦコイル２０の長径とＲＦシールド１０
の内径との比は、ＲＦコイル２０の効率（感度）のみを
考慮した場合には、図３のグラフからも明らかなように
大きいほどよいが、ＲＦコイル２０の内側に被検体が置
かれる空間を確保し、しかも傾斜磁場コイル４０と静磁
場磁石３０のボア面との間に所定の距離をとるために
は、ＲＦシールド１０の直径ｄ0をＲＦコイルの長径ｄ1
の１．３倍以下、好適には１．０５倍から１．２倍とす
る。
の間隔、即ちＲＦコイル２０の長径とＲＦシールド１０
の内径との比は、ＲＦコイル２０の効率（感度）のみを
考慮した場合には、図３のグラフからも明らかなように
大きいほどよいが、ＲＦコイル２０の内側に被検体が置
かれる空間を確保し、しかも傾斜磁場コイル４０と静磁
場磁石３０のボア面との間に所定の距離をとるために
は、ＲＦシールド１０の直径ｄ0をＲＦコイルの長径ｄ1
の１．３倍以下、好適には１．０５倍から１．２倍とす
る。
【００１９】またＲＦコイル２０のアスペクト比（長径
ｄ1と短径ｄ2の比）は、１より大きく２以下程度とす
る。特に１．０５から１．３の範囲で、楕円形状による
感度の向上の効果が大きい。例えば前掲の０．５Ｔプロ
トン検出用ＭＲＩ装置に好適な据置型全身用ＲＦプロー
ブの場合、長さ（ｌ0）９００ｍｍ、直径（ｄ0）５９０
ｍｍのＲＦシールドに対し、ＲＦコイル支持体の、軸方
向の長さ（ｌ1）５００ｍｍ、長径（ｄ1）５５０ｍｍ、
短径（ｄ2）４７８ｍｍ（アスペクト比１．１５）のも
のを用いることができる。このＲＦコイルでは、ＲＦシ
ールドとのスペースを横方向（Ｓ1）で２０ｍｍ、縦方
向（Ｓ2）で１４４ｍｍとすることができる。
ｄ1と短径ｄ2の比）は、１より大きく２以下程度とす
る。特に１．０５から１．３の範囲で、楕円形状による
感度の向上の効果が大きい。例えば前掲の０．５Ｔプロ
トン検出用ＭＲＩ装置に好適な据置型全身用ＲＦプロー
ブの場合、長さ（ｌ0）９００ｍｍ、直径（ｄ0）５９０
ｍｍのＲＦシールドに対し、ＲＦコイル支持体の、軸方
向の長さ（ｌ1）５００ｍｍ、長径（ｄ1）５５０ｍｍ、
短径（ｄ2）４７８ｍｍ（アスペクト比１．１５）のも
のを用いることができる。このＲＦコイルでは、ＲＦシ
ールドとのスペースを横方向（Ｓ1）で２０ｍｍ、縦方
向（Ｓ2）で１４４ｍｍとすることができる。
【００２０】上述した円柱状のＲＦシールドと組合わせ
て用いられる楕円形状のＲＦコイルとしては、マルチプ
ルエレメントレゾネータ（ＭＥＲ）やスロッテドチュー
ブレゾネータ（ＳＴＲ）が挙げられる。図５に、本発明
が適用されるハイパス型８エレメントのＭＥＲ２００の
一実施例を示す。このレゾネータの導体部分は、例えば
直径３ｍｍの銅パイプである。ラング２０１は８本あ
り、隣接するラングの軸をみこむ角θがすべて４５度に
なるように配置されている。導体のリング部分２０２に
はコンデンサ２０３が各リングごとに８個直列に挿入さ
れている。給電は直交する２つの給電点２０４、２０５
から行う。各給電点からみたレゾネータの共振周波数が
２１ＭＨｚになるように各コンデンサ２０３の値は調節
してある。
て用いられる楕円形状のＲＦコイルとしては、マルチプ
ルエレメントレゾネータ（ＭＥＲ）やスロッテドチュー
ブレゾネータ（ＳＴＲ）が挙げられる。図５に、本発明
が適用されるハイパス型８エレメントのＭＥＲ２００の
一実施例を示す。このレゾネータの導体部分は、例えば
直径３ｍｍの銅パイプである。ラング２０１は８本あ
り、隣接するラングの軸をみこむ角θがすべて４５度に
なるように配置されている。導体のリング部分２０２に
はコンデンサ２０３が各リングごとに８個直列に挿入さ
れている。給電は直交する２つの給電点２０４、２０５
から行う。各給電点からみたレゾネータの共振周波数が
２１ＭＨｚになるように各コンデンサ２０３の値は調節
してある。
【００２１】このレゾネータ２００では、横方向の給電
点２０４に高周波信号を与えると横方向のＲＦ磁場を発
生し、縦方向の給電点２０５に高周波信号を与えると縦
方向の磁場を発生する。従って給電点２０４と２０５に
与える高周波信号の位相を９０度ずらして与えることに
より公知のクォドラチャ送信が行える。尚、送信用のＲ
Ｆコイル２０とは、別個の受信用コイルを備える場合に
は、受信コイルがＭＲ信号を受信する時に、ＲＦコイル
２０と受信コイルの磁気結合を除去するため必要があ
る。このためスイッチによりコイル２０内に存在する高
周波的閉ループを切断するデカップリング手段（図示せ
ず）を併用する。デカップリング手段としては公知のＰ
ＩＮダイオードを使ったアクティブデカップリングやク
ロスダイオードを使ったパッシブデカップリング等を採
用することができる。
点２０４に高周波信号を与えると横方向のＲＦ磁場を発
生し、縦方向の給電点２０５に高周波信号を与えると縦
方向の磁場を発生する。従って給電点２０４と２０５に
与える高周波信号の位相を９０度ずらして与えることに
より公知のクォドラチャ送信が行える。尚、送信用のＲ
Ｆコイル２０とは、別個の受信用コイルを備える場合に
は、受信コイルがＭＲ信号を受信する時に、ＲＦコイル
２０と受信コイルの磁気結合を除去するため必要があ
る。このためスイッチによりコイル２０内に存在する高
周波的閉ループを切断するデカップリング手段（図示せ
ず）を併用する。デカップリング手段としては公知のＰ
ＩＮダイオードを使ったアクティブデカップリングやク
ロスダイオードを使ったパッシブデカップリング等を採
用することができる。
【００２２】上記実施例では全身用ＲＦコイルとしてハ
イパス型ＭＥＲを用いたがローパス型ＭＥＲやＳＴＲな
どその他のコイルを用いることも可能である。
イパス型ＭＥＲを用いたがローパス型ＭＥＲやＳＴＲな
どその他のコイルを用いることも可能である。
【００２３】
【発明の効果】以上の説明からも明らかなように、本発
明のＲＦプローブによれば円柱状のＲＦシールドと楕円
柱状のＲＦコイルを組合わせることにより、装置の小形
化を図り、しかも円柱状のＲＦコイルに比べ内径を拡大
できる。また本発明のＲＦプローブによれば、直径が同
等の円柱状のコイルに比べ、実質的にＲＦシールドとの
間隔を大きくし、その送信効率及び／又は受信感度を向
上することができる。本発明によれば、ＲＦコイルとＲ
Ｆシールドとの高周波結合を効果的に除去できるので、
静磁場強度が大きい、即ち共鳴周波数が４２ＭＨｚ、６
４ＭＨｚ等の高いＭＲＩ測定において、特に有効であ
る。
明のＲＦプローブによれば円柱状のＲＦシールドと楕円
柱状のＲＦコイルを組合わせることにより、装置の小形
化を図り、しかも円柱状のＲＦコイルに比べ内径を拡大
できる。また本発明のＲＦプローブによれば、直径が同
等の円柱状のコイルに比べ、実質的にＲＦシールドとの
間隔を大きくし、その送信効率及び／又は受信感度を向
上することができる。本発明によれば、ＲＦコイルとＲ
Ｆシールドとの高周波結合を効果的に除去できるので、
静磁場強度が大きい、即ち共鳴周波数が４２ＭＨｚ、６
４ＭＨｚ等の高いＭＲＩ測定において、特に有効であ
る。
【図１】本発明の一実施例であるＲＦプローブの構成を
示す図。
示す図。
【図２】図１のＲＦプローブが適用されるＭＲＩ装置の
全体を示す断面図。
全体を示す断面図。
【図３】従来のＲＦプローブにおけるＲＦシールド及び
ＲＦコイルの各直径の比（シールド／コイル比）とＲＦ
コイルの受信感度との関係を示すグラフ。
ＲＦコイルの各直径の比（シールド／コイル比）とＲＦ
コイルの受信感度との関係を示すグラフ。
【図４】本発明の作用を説明するためのグラフで、楕円
ＲＦコイルのアスペクト比とＲＦコイルの受信感度との
関係を示す図。
ＲＦコイルのアスペクト比とＲＦコイルの受信感度との
関係を示す図。
【図５】本発明の一実施例であるプローブの部分図。
【図６】従来のＲＦプローブを用いたＭＲＩ装置の断面
図。
図。
１・・・・・・ＲＦプローブ
１０・・・・・・ＲＦシールド
２０・・・・・・ＲＦコイル
２０４、２０５・・・・・・給電点
５０・・・・・・ベッド
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61B 5/055
ＪＩＣＳＴファイル（ＪＯＩＳ)
Claims (4)
- 【請求項１】円柱状のＲＦシールドと、前記ＲＦシール
ドの内部に接近して配置されたＲＦコイルとからなるＲ
Ｆプローブであって、前記ＲＦコイルは前記ＲＦシール
ドと中心軸を共通とする楕円柱状のマルチプルエレメン
トレゾネータであり、その長径と短径との比が1.05から
1.3であることを特徴とするＲＦプローブ。 - 【請求項２】前記ＲＦシールドの直径が、前記ＲＦコイ
ルの長径の1.05倍から1.2倍であることを特徴とする請
求項１記載のＲＦプローブ。 - 【請求項３】前記ＲＦコイルの軸方向長さが、前記ＲＦ
シールドの軸方向長さの0.5倍から1.0倍であることを特
徴とする請求項１記載のＲＦプローブ。 - 【請求項４】 前記ＲＦコイルは、送信のための給電点を
コイルの長軸上及び短軸上に有し、クオドラチャ送信用
のコイルであることを特徴とする請求項１記載のＲＦプ
ローブ。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP01737694A JP3372099B2 (ja) | 1994-02-14 | 1994-02-14 | Ｒｆプローブ |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP01737694A JP3372099B2 (ja) | 1994-02-14 | 1994-02-14 | Ｒｆプローブ |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07222729A JPH07222729A (ja) | 1995-08-22 |
| JP3372099B2 true JP3372099B2 (ja) | 2003-01-27 |
Family
ID=11942298
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP01737694A Expired - Fee Related JP3372099B2 (ja) | 1994-02-14 | 1994-02-14 | Ｒｆプローブ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3372099B2 (ja) |
Families Citing this family (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE102008006117B4 (de) * | 2008-01-25 | 2013-12-12 | Siemens Aktiengesellschaft | Magnetresonanzanlage, Antennensystem, Verfahren zum Aufbau einer Magnetresonanzanlage und Verfahren zur Erzeugung von Magnetresonanzaufnahmen |
| JP5555081B2 (ja) * | 2010-07-20 | 2014-07-23 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP5248557B2 (ja) | 2010-07-29 | 2013-07-31 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2013543403A (ja) * | 2010-10-05 | 2013-12-05 | サトヤパル ラティ、 | 画像誘導放射線治療システム及びそれに用いる遮蔽された高周波検出コイル |
| JP5507531B2 (ja) * | 2011-11-25 | 2014-05-28 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
-
1994
- 1994-02-14 JP JP01737694A patent/JP3372099B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH07222729A (ja) | 1995-08-22 |
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