JP3411631B2 - Ｒｆプローブ及び磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Ｒｆプローブ及び磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number
JP3411631B2
JP3411631B2 JP21415193A JP21415193A JP3411631B2 JP 3411631 B2 JP3411631 B2 JP 3411631B2 JP 21415193 A JP21415193 A JP 21415193A JP 21415193 A JP21415193 A JP 21415193A JP 3411631 B2 JP3411631 B2 JP 3411631B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
coil
coils
coupling
magnetic field
probe
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
JP21415193A
Other languages
English (en)
Other versions
JPH0759751A (ja
Inventor
哲彦 高橋
博幸 竹内
良国 松永
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Original Assignee
Hitachi Medical Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Hitachi Medical Corp filed Critical Hitachi Medical Corp
Priority to JP21415193A priority Critical patent/JP3411631B2/ja
Priority to DE4430646A priority patent/DE4430646C2/de
Priority to US08/297,060 priority patent/US5552707A/en
Publication of JPH0759751A publication Critical patent/JPH0759751A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP3411631B2 publication Critical patent/JP3411631B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
    • G01R33/34084—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR implantable coils or coils being geometrically adaptable to the sample, e.g. flexible coils or coils comprising mutually movable parts
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
    • G01R33/34046—Volume type coils, e.g. bird-cage coils; Quadrature bird-cage coils; Circularly polarised coils
    • G01R33/34061—Helmholtz coils
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • G01R33/3642—Mutual coupling or decoupling of multiple coils, e.g. decoupling of a receive coil from a transmission coil, or intentional coupling of RF coils, e.g. for RF magnetic field amplification
    • G01R33/365—Decoupling of multiple RF coils wherein the multiple RF coils have the same function in MR, e.g. decoupling of a receive coil from another receive coil in a receive coil array, decoupling of a transmission coil from another transmission coil in a transmission coil array
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • G01R33/3628—Tuning/matching of the transmit/receive coil

Description

【発明の詳細な説明】
【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
装置用高周波（ＲＦ）プローブに関する。
【０００２】
【従来の技術】核磁気共鳴イメージンング（ＭＲＩ）装
置は、静磁場内に置かれた被検体から高周波磁場を発生
後に生じる一種の高周波磁場であるＮＭＲ信号を高周波
プローブで検出し、この検出信号をフーリエ変換、画像
再構成等の処理をして画像化する装置であり、この高周
波プローブとして被検体（例えば、人）の関心部位を取
り巻く各種の頭部用コイルや腹部用コイル、または局所
用表面コイル等が用いられている。
【０００３】これら高周波プローブのうち表面コイル
は、頭部用コイルや腹部用コイルに比べ高感度であるが
視野が制限される。このため、複数個の表面コイルを各
表面コイルが隣接する表面コイルと磁気的に相互結合し
ないよう適度にオ−バラップさせて配列し、各表面コイ
ルで受信したＮＭＲ信号を合成することにより実質的に
視野を広くする方法、すなわち、マルチプルコイル（フ
ェ−ズドアレイコイルとも呼ぶ）が提案されている。こ
の方法の原理については、例えば特表平2-500175号公
報、特開平2-13432号公報あるいはマグネティック・レ
ゾナンス・イン・メディスン(Ｍagnetic Ｒesonance in
Ｍedicine)16巻192頁〜225頁(1990年)に記載されてい
る。フェ−ズドアレイコイルを腹部用に適用した例はマ
グネティック・レゾナンス・イン・メディスン(Ｍagnetic
Ｒesonance in Ｍedicine)18巻309頁〜319頁(1991年)
に記載されている。
【０００４】図９は、このような従来の腹部用マルチプ
ルコイルの模式図であり、このマルチプルコイルは４つ
の単位コイル１０ａ〜１０ｄからなり、それぞれ２連の
マルチプルコイルである上部コイル１０ａ、１０ｂと下
部コイル１０ｃ、１０ｄとから構成される。人体は脊椎
の向きをｚ方向にして、これら上部コイルと下部コイル
との間に配置される。各コイルは検出する磁気共鳴信号
の周波数で共振するように設計されている。各単位コイ
ルからの信号はそれぞれ増幅器２０で増幅され信号処理
後合成され１枚の画像信号となる。各コイルからの信号
は高Ｓ／Ｎなので合成して作成した画像も高画質であ
る。
【０００５】このようなマルチプルコイルではコイル間
の電磁結合があると各信号のＳ／Ｎが低下し画質も劣化
することが知られており、コイル間の配置を最適にする
ことによりコイル間の電磁結合を最小にしている。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】ところで、腹部用プロ
ーブなどでは様々な人体の形状に対応できるようなフレ
キシブル性が強く望まれている。即ち被検体の年齢や性
別、人種や個体により大きくばらつく腹部形状にプロー
ブを常に最適な状態で密着させるためにコイルの柔構造
が必要である。例えば図９のマルチプルコイルの場合、
被検体が太った人の場合上部下部のコイル間距離は大き
くなり、やせた人の場合小さくなる。しかし、コイル間
隔が大きい場合は、対向するコイル間の高周波電磁結合
は比較的弱いが、小さい場合はコイル間の高周波電磁結
合は強くなる。従ってこの形状のままプローブをフレキ
シブル化すると、変形により、特に対向コイル間距離が
小さくなるように変形した場合、コイル間の高周波結合
の増加によりＳ／Ｎが低下する。ここで高周波結合は主
に磁気結合である。
【０００７】このように従来のマルチプルコイルではそ
の形状をフレキシブル化すると、形状変化に伴いコイル
間の磁気結合が増大し、画質を劣化させる問題があっ
た。本発明はこの課題を解決し、十分なフレキシブル性
があり感度も高いＲＦプローブを提供することを目的と
する。本発明は、複数のコイルを用いたＲＦプローブに
おいて、実質的にコイル間の磁気結合が除去されたＲＦ
プローブを提供することを目的とする。
【０００８】
【課題を解決するための手段】このような目的を達成す
る本発明のＲＦプローブは、静磁場空間内に置かれた被
検体の磁気共鳴信号を検出するＲＦプローブであって、
少なくとも、静磁場空間内に配置された第１のコイル
と、この空間内に前記第１のコイルと所定の距離を隔て
て対向して配置され第１のコイルと高周波結合を有する
第２のコイルを含み、第１のコイルと第２のコイルの相
対距離を変化させる手段と、前記第１のコイルと第２の
コイルの相対距離に応じて変化する高周波結合を除去ま
たは低減する手段とを備えたものである。高周波結合を
除去または低減する手段は、第１のコイル及び第２のコ
イルに直列にそれぞれ接続される２つの補助コイルを有
し、２つの補助コイルの磁気結合或いは第１のコイル及
び第２のコイルと補助コイルとの磁気結合の程度が、コ
イル間の相対距離の変化に応じて変化するものである。
【０００９】第１及び第２のコイルは、典型的には所定
の距離を持って隔てられた互いに平行な平面内に配置す
ることができる。相対距離を変化する手段は、この平面
と直交する方向の距離を変化させる構成にすることがで
きる。
【００１０】コイル間の相対距離は、連続的に変化或い
は離散的（段階的）に選択される。コイル間の相対距離
が離散的に選択される場合、高周波結合を除去または低
減する手段は、離散的に選択された相対距離に対応して
離散的に変化する。第１及び第２のコイルは、円形もし
くは矩形コイルであってもよく、またマルチプルアレイ
コイルであってもよい。また第１及び第２のコイルの出
力は同時に検出されることができる。また、本発明の磁
気共鳴イメージング装置は、被検体の置かれる空間に静
磁場を発生する静磁場発生手段と、この空間に傾斜磁場
を発生する傾斜磁場発生手段と、前記被検体に高周波磁
場を発生する高周波磁場発生手段と、前記被検体から発
生した核磁気共鳴信号を検出する検出手段と、前記検出
信号より画像を再構成する画像処理手段と、再構成され
た画像を表示する画像表示手段とを有する。検出手段
は、ＲＦプローブを含み、該ＲＦプローブは、少なくと
も、前記静磁場空間内に配置された第１のコイルと、前
記空間内に前記第１のコイルと所定の距離を隔てて対向
して配置され前記第１のコイルと高周波結合を有する第
２のコイルと、前記第１のコイルと前記第２のコイルの
相対距離を変化させる手段と、前記第１のコイルと第２
のコイルの相対距離に応じて変化する高周波結合を除去
または低減する手段とを備える。前記高周波結合を除去
または低減する手段は、前記第１のコイル及び前記第２
のコイルにそれぞれ直列に接続され、互いに磁気結合す
る２つの補助コイルを有し、これら補助コイルの磁気結
合の程度は前記相対距離の変化に応じて変化する構成と
する。
【００１１】
【作用】第１のコイルと第２のコイルの相対距離を変化
する手段により、被検体の体形等に合せて両コイル間の
距離を変化させる。両コイル間の距離の変化によって生
じるコイル間の高周波結合の増大は、高周波結合を除去
または低減する手段により抑制されるので特性が常に安
定になる。
【００１２】
【実施例】以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細
に説明する。図２に本発明が適用される核磁気共鳴イメ
ージング（ＭＲＩ）装置の一例の全体構成を示す図で、
この装置はＮＭＲ現象を利用して被検体４１の断層画像
を得るもので、被検体４１の置かれる空間に静磁場を発
生させるための静磁場発生磁石３０と、この空間に傾斜
磁場を発生させるための傾斜磁場発生部３５及び傾斜磁
場コイル３６と、空間に高周波磁場を発生させるための
高周波送信部３２及び送信コイル３４と、被検体４１が
発するＭＲ信号を検出するＲＦプローブである受信コイ
ル３７及び高周波受信部３３と、高周波受信部３３の受
信した信号処理して画像化する信号処理部３８と、画像
を表示する表示部４０と、これらを制御する制御部３１
からなる。
【００１３】静磁場発生磁石３０は、被検体４１の周り
に強く均一な水平もしくは垂直方向の静磁場を発生させ
るもので、典型的には磁場強度０．１Ｔから４．７Ｔの
磁場を発生する。磁石としては超伝導磁石や永久磁石が
使用される。送信コイル３４は高周波送信部３２の出力
により、周波数４ＭＨｚ〜２００ＭＨｚの高周波磁場を
発生する。傾斜磁場コイル３６は、傾斜磁場発生部３５
の出力により、Ｘ、Ｙ、Ｚの３方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇ
ｙ、Ｇｚを発生する。この傾斜磁場の加え方により、被
検体４１に対する断層面を設定することができる。高周
波受信部３３は、受信コイル３７の信号を受信し、その
出力は信号処理部３８でフーリエ変換や画像再構成等の
処理をされ、その後表示部４０で表示される。
【００１４】本発明はこのようなＭＲＩ装置のＲＦプロ
ーブ即ち受信コイル３７に適用される。なお、図２にお
いて受信コイル３７は、被検体４１の周りの空間に配置
されているが、受信コイル３７としては全身プローブの
みならず、表面コイル、アレイコイルなどの局所コイル
であってもよい。本発明に係る受信コイル３７の一実施
例を図１に示す。この実施例において受信コイル３７は
上下２つの主コイル１、２及びこれら主コイル１、２に
直列に接続される補助コイル３、４からなる。主コイル
１、２は通常複数の共振用コンデンサが直列に接続され
ているが、本図では簡単のため、コンデンサは省略さ
れ、コイルは１ターンの矩形コイルとして示してある。
各コイル１、２の出力はそれぞれ増幅器５１、５２で増
幅される。
【００１５】主コイル１、２は人体は脊椎の向きをｚ方
向にするとき、ｘ−ｚ平面内に平行に距離ｈをもって配
置され上部コイルと下部コイルを成している。人体はこ
れらコイル１、２の間に配置される。各コイルは検出す
る磁気共鳴信号の周波数で共振するように設計されてお
り、その周波数は実用的な臨床用装置ではおよそ８ＭＨ
ｚから１００ＭＨｚの範囲である。またこれら主コイル
１、２は、その相対距離ｈを変化させるための手段を備
える。この手段については後述する。
【００１６】補助コイル３、４は、主コイル１、２が形
成される面を（ｘ−ｚ）平面とすると、補助コイル３、
４はこの（ｘ−ｚ）平面に直角に、また（ｘ−ｙ）平面
に垂直な面に形成される。補助コイル３、４は、コイル
１、２間の相対距離ｈの変化に伴い増大する両コイル間
の高周波結合を除去または低減する手段（以下、結合除
去手段という）であり、主コイル１と２の間の磁気結合
と略等しい逆向きの磁気結合を発生させる。これによ
り、増幅器５１と５２の入力端に入るコイル出力におい
て上部コイル１と下部コイル２間に実質的に磁気結合が
ない状態となる。補助コイル同士の結合の強さは補助コ
イル３、４のオーバーラップ部６の面積ｓにほぼ比例す
る。図から主コイル１と２の距離をｈとすると、ｈが小
さくなるとコイル面積ｓは大きくなり、補助コイルの磁
気結合も増加する。従ってｈが減少したときの上部と下
部主コイルの結合増大を補助コイルの結合の増大でキャ
ンセルできる。
【００１７】このような条件（距離ｈの変化に対して磁
気結合を消去するようなオーバーラップ面積でオーバー
ラップするコイルの条件）を満たす補助コイルの望まし
い特性について説明する。まず主コイル１と２はｙ方向
には重なっているものとし、またコイル面積は一定であ
るとすると、主コイル１と２の結合係数は両コイル間距
離ｈの関数ｋ（ｈ）で表すことができる。結合係数ｋ
（ｈ）はｈの減少関数であり実測や計算機シミュレーシ
ョンで特定のコイル形状について計算できる。コイル間
の相互インダクタンスＭは、上部主コイル１と下部主コ
イル２のインダクタンスＬ1、Ｌ2を使って、Ｍ2＝ｋ
（ｈ）2Ｌ1Ｌ2で与えられる。このコイル１、２間の磁
気結合を除去するためには、補助コイル３、４間の相互
インダクタンスＭ'がＭ'＝Ｍになるように調整し、主コ
イルの結合を補助コイルの結合でキャンセルする。
【００１８】補助コイル３、４間の相互インダクタンス
Ｍ’は、上部補助コイル３と下部補助コイル４のインダ
クタンスＬ1'、Ｌ2'とこれらの結合係数ｋ'を使って、
Ｍ2＝ｋ'2Ｌ1'Ｌ2'で与えられる。Ｌ1'とＬ2’は一定で
ある。結合係数ｋ'は補助コイル３と４のオーバーラッ
プ面積ｓに依存し、補助コイル間のｘ方向の間隔が一定
であるならば、ｋ’はｓの関数ｋ'(ｓ)と表すことがで
きる。
【００１９】従って、異なる主コイル間隔ｈに対して常
に結合を除去するには、次の関係を満たせば良い。
【００２０】
【数１】
【００２１】ここで近似的にｋ'(ｓ)はｋ0'・ｓに比例
すると考えてよいので、上式をｈで微分した次の式によ
り、ｓはｈの関数として一義的に決定される。
【００２２】
【数２】
【００２３】（２）式右辺はファントムを使って各コイ
ル間距離ｈについてコイルの周波数−インピーダンス特
性を測定することにより、換算値として得られる。
Ｌ1'、Ｌ2'、Ｌ1、Ｌ2も各コイルの単体の周波数−イン
ピーダンス特性、特に共振特性から換算値として得られ
る。また、２つの補助コイルをオーバーラップして得ら
れる周波数−インピーダンス特性から、ｋ'(ｓ)が得ら
れるのでその結果からｋ0'が得られる。従ってある形状
の主コイル１と２に対して（２）式を満たすオーバーラ
ップ面積ｓを主コイル間距離ｈの関数ｓ(ｈ)として与え
ることができる。従ってｓ(ｈ)を満たす形状の補助コイ
ルを作成し主コイルに直列に挿入すれば、異なるｈに対
して常に磁気結合のないマルチプルコイルが実現でき
る。
【００２４】図３に例えばプロトンを検出するように設
計されるＭＲＩ装置の具体的なＲＦプローブの一例を示
す。このプローブにおいて、主コイル１と主コイル２は
銅板で例えば幅１０ｍｍ、厚さ０．５ｍｍである。典型
的な主コイルの大きさは２５ｃｍ×１５ｃｍ程度であ
る。主コイル１と主コイル２の距離ｈは１５ｃｍから２
５ｃｍ程度である。これらコイル１、２にはそれぞれ共
振用コンデンサ８１と８２が４個直列に挿入されてい
る。また増幅器に入力端に接続される検出ポート７１と
７２は、それぞれインピーダンスマッチング用コンデン
サ９１と９２の両端に接続されている。このプローブは
例えば、１．５Ｔの磁場強度の核磁気共鳴装置でプロト
ンを検出するように設計される。この場合プローブの共
振周波数は６３．８ＭＨｚで、インピーダンスは例えば
５０Ωである。主コイル１、２の形状は必要に応じて円
形、楕円形でも良い。
【００２５】補助コイル３と４は主コイル１と２にそれ
ぞれ直列に接続されている。補助コイルは例えば幅５ｍ
ｍ、厚さ２ｍｍの銅線で形成される。形状は７ｃｍ×７
ｃｍ程度から１５ｃｍ×１５ｃｍ程度の矩形、または円
形や楕円形など、更に望ましくは前述の（２）式の条件
を満たす形状である。コイル１とコイル２の間隔が狭ま
ると、補助コイル３と補助コイル４のオーバーラップ面
積ｓが増大し、主コイル間の磁気結合が強くなるのを補
助コイルの磁気結合でキャンセルする。
【００２６】次に主コイル１、２間の距離を変更する手
段について説明する。図４に示すように主コイル１と補
助コイル３及び主コイル２と補助コイル４はそれぞれ合
成繊維などで作られた防水性フレキシブルカバー１０１
と１０２で覆われ、支持部材１１１及び１１２に確実に
接続されている。支持部材１１１と１１２は接続部１２
で接続され、接続部１２はその全体がアクリルなどで作
られたハードカバー１２１で被われている。
【００２７】図５に示す実施例では、接続部１２は支持
部材１１１と１１２との接続状態を段階的に変化させる
ように構成されている。即ち、支持部材１１２の先端は
３つのくさび１５１、１５２、１５３が形成され、他方
支持部材１１１の先端はくさび１５４が形成され、両支
持部材のくさびが結合することにより接続される。図で
はくさび１５４がくさび１５１と結合している場合を示
しているが、くさび１５４は支持部材１１１を押し込む
強さを強くすれば、くさび１５２や１５３と結合するこ
とができる。ここで、支持部材１１１はバネ１２２で強
く押された押え板１２３で強く抑えられて固定されてお
り、支持部材１１１のくさび１５１がどのくさびと結合
しても結合を安定に保つことができる。支持部材１１１
の押し込みはオペレータがプローブを被検体に装着する
ときに、被検体の大きさを考慮して手動で行なう。この
ように支持部材１１１及び１１２の接続状態を被検体に
対応して選択することにより主コイルの相対距離（ｈ）
を変化させることができる。ここで主コイルの位置は基
本的には支持部材１１１と１１２で決定されるが、コイ
ル周辺部は図３に示すように防水性フレキシブルカバー
１０１と１０２で覆われており、被検体の形状にフレキ
シブルに適合するので、被検体に痛みを与えることなく
コイルを被検体に密着できる。
【００２８】尚、この支持部材の結合部分は、コイルの
幾何学的条件を離散的（段階的）に保持することを目的
としており、電気的結合は行なわない。このような主コ
イルの離散的（段階的）結合に伴って、図１における補
助コイルのオーバーラップも離散的（段階的）に固定さ
れ、主コイル間の結合はどの場合も除去される。図５の
実施例では、離散的にコイル間隔を設定するようにして
いるが連続的に位置を設定してもよいことは言うまでも
ない。この場合、図５のくさび１５１〜１５３を３個か
ら２０個程度に増加し、固定間隔を小さくすれば実質的
に連続的な位置変化が可能となる。最大可変幅が２０ｃ
ｍの場合、離散間隔は２０ｃｍ／２０＝１ｃｍとなる。
くさびの数を更に増加して例えば４０個とすれば、離散
間隔は０．５ｃｍとなり、連続性を高めることができ
る。また、連続的な位置変化はスライド機構と押えネジ
による方法等、他の公知の手法も用いることができる。
【００２９】本発明の主コイルの結合除去手段の他の実
施例について更に説明する。図６に示す実施例において
は、主コイル１、２は図１及び３の主コイルと同様にｘ
−ｚ面に平行に形成され、その一部がｘ−ｚ面と直交す
るように変形している。これら主コイルの磁気結合を除
去する機構である補助コイル３２は、８の字型をしてお
り、その一方の部分は主コイル１の変形部分３１と結合
面積６１を持って磁気結合をしており、他方の部分は主
コイル２の変形部分３２と結合面積６２を持って磁気結
合をしている。この磁気結合の強さは、主コイル間の相
対距離の値に応じて変化する。この補助コイル３２は、
コイル１から誘導された電流（図示していない）を、コ
イル２に逆向きの誘導電流として与え、主コイル間の結
合をキャンセルする作用を持つ。補助コイル３２が主コ
イル１、２と結合する強さは結合面積６１と６２で決ま
るので、図１の実施例と同様に、主コイル間の距離に応
じてこれらの結合面積を変化させることで本発明の目的
が達成される。
【００３０】図７に示す実施例においては、主コイル
１、２はそれぞれ一対のマルチアレイコイル１０ａ、１
０ｂ及び１０ｃ、１０ｄから成る。この場合、上部コイ
ル１或いは下部コイル２となる各一対のコイルは、互い
に磁気的に結合しないよう適度にオ−バラップさせて配
列され、各コイル１０ａ〜１０ｄの出力は増幅器５を介
して同時に検出されＮＭＲ信号として合成される。補助
コイル３ａ、３ｂ、４ａ、４ｂはコイルの形成される面
（ｘ−ｚ面）と直交するようにコイル１０ａ、１０ｂ、
１０ｃ、１０ｄに直列に接続され、補助コイル３ａと４
ａとがオーバーラップし、補助コイル３ｂと４ｂとがオ
ーバーラップして、上部コイル１と下部コイル２との間
の相対距離の変化に伴って生じる高周波（磁気）結合を
相殺するような磁気結合を生じる。
【００３１】図８は本発明の結合除去手段の更に異なる
実施例を示すもので、この実施例において結合除去手段
は、主コイル１、２の間隔を読取る位置センサ７０１
と、Ａ／Ｄ変換器７０３と、主コイル１、２の複数（こ
こでは３つ）の相対位置に対応して３つの結合除去回路
７１１、７１２、７１３と、これら結合除去回路を切り
替えるスイッチ７０４、７０５とを備える。主コイル
１、２の間隔（相対距離）ｈは、例えば図４及び図５に
示すような手段によって段階的に選択できるものとす
る。
【００３２】位置センサ７０１は主コイル１、２の間隔
を読み取り電気信号として出力する。位置センサ７０１
の出力は増幅器７０２で増幅されＡ／Ｄ変換器７０３で
ディジタル信号に変換される。ディジタル信号は、スイ
ッチ７０４と７０５の制御に使われる。スイッチ７０４
はディジタル信号の値により、コイル１とコイル２の出
力を結合除去回路７１１、７１２、７１３の最適な１つ
に接続する。これらの結合除去回路は典型的には５個の
コンデンサからなる公知の回路であり、それぞれの回路
を構成するコンデンサの容量は、回路７１１では主コイ
ル１、２の第１の相対位置に対して最適化されており、
回路７１２では主コイル１、２の第２の相対位置に対し
て最適化され、回路７１３では主コイルの第３の相対位
置に最適化されている。スイッチ７０５はスイッチ７０
４と連動しており、最適な回路を通過した信号をそれぞ
れ増幅器５１と５２に接続する。増幅された信号は高周
波受信部（図２の３３）へ送られる。
【００３３】尚、図７に示す実施例では、定数の異なる
回路７１１〜７１３を並列に用意してスイッチで切換え
る構成を示したが、このような結合除去回路を１つに
し、その回路を構成する各コンデンサを可変コンデンサ
にし、Ａ／Ｄ変換器７０３の出力を使って可変コンデン
サの容量を制御してもよい。この場合、連続的な主コイ
ルの位置変化に対しても連続的な最適な回路定数を選択
できる特徴がある。
【００３４】本発明は以上の実施例に限定されるもので
はなく、本発明の主旨の範囲で変更可能である。
【００３５】
【発明の効果】以上の実施例からも明らかなように本発
明によれば複数のコイルから構成されるＭＲＩ装置のＲ
Ｆプローブにおいて、第１のコイルと第２のコイルの幾
何学的相対距離を変化させる手段を設けると共に、相対
距離の変化に伴うコイル間の高周波結合を除去ないし低
減する手段を設けたので、コイル間隔を被検体にフィッ
トするように変化させることができ、しかもこの時生ず
る高周波結合の増加を主コイルに付随した結合除去／低
減手段により除去／低減できるので、コイルのＳ／Ｎの
低下を効果的に抑制でき、良好な画像を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明の核磁気共鳴装置用のＲＦプローブの
一実施例の構成を示す図。
【図２】 本発明のＲＦプローブが適用されるＭＲＩ装
置の全体構成を示す図。
【図３】 本発明のＲＦプローブの他の実施例を示す構
成図。
【図４】 本発明のＲＦプローブの一実施例の外観図。
【図５】 本発明のＲＦプローブの一実施例の部分断面
図。
【図６】 本発明の他の実施例であるＲＦプローブの構
成図。
【図７】 本発明の他の実施例であるＲＦプローブの構
成図。
【図８】 本発明の他の実施例であるＲＦプローブの構
成図。
【図９】 従来例のＲＦプローブを示す図。
【符号の説明】
１・・・・・・上部コイル（第１のコイル） ２・・・・・・下部コイル（第２のコイル） ３、４、３２・・・・・・補助コイル（結合除去手段） １５１〜１５４・・・・・・くさび（相対距離を変化させる手
段） ７１１〜７１３・・・・・・結合除去回路
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平４−282132（ＪＰ，Ａ) 特開 平６−254071（ＪＰ，Ａ) 特開 平４−180733（ＪＰ，Ａ) 特開 平３−231634（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/055

Claims (2)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】静磁場空間内に置かれた被検体の磁気共鳴
    信号を検出するＲＦプローブであって、少なくとも、前
    記静磁場空間内に配置された第１のコイルと、前記空間
    内に前記第１のコイルと所定の距離を隔てて対向して配
    置され前記第１のコイルと高周波結合を有する第２のコ
    イルとを含み、前記第１のコイルと前記第２のコイルの
    相対距離を変化させる手段と、前記第１のコイルと第２
    のコイルの相対距離に応じて変化する高周波結合を除去
    または低減する手段とを備え、 前記高周波結合を除去または低減する手段は、前記第１
    のコイル及び前記第２のコイルにそれぞれ直列に接続さ
    れ、互いに磁気結合する２つの補助コイルを有し、これ
    ら補助コイルの磁気結合の程度は前記相対距離の変化に
    応じて変化することを特徴とするＲＦプロ−ブ。
  2. 【請求項２】被検体の置かれる空間に静磁場を発生する
    静磁場発生手段と、この空間に傾斜磁場を発生する傾斜
    磁場発生手段と、前記被検体に高周波磁場を発生する高
    周波磁場発生手段と、前記被検体から発生した核磁気共
    鳴信号を検出する検出手段と、前記検出信号より画像を
    再構成する画像処理手段と、再構成された画像を表示す
    る画像表示手段とを有する磁気共鳴イメージング装置に
    おいて、 前記検出手段は、ＲＦプローブを有し、該ＲＦプローブ
    は、少なくとも、前記静磁場空間内に配置された第１の
    コイルと、前記空間内に前記第１のコイルと所定の距離
    を隔てて対向して配置され前記第１のコイルと高周波結
    合を有する第２のコイルと、前記第１のコイルと前記第
    ２のコイルの相対距離を変化させる手段と、前記第１の
    コイルと第２のコイルの相対距離に応じて変化する高周
    波結合を除去または低減する手段とを備え、 前記高周波結合を除去または低減する手段は、前記第１
    のコイル及び前記第２のコイルにそれぞれ直列に接続さ
    れ、互いに磁気結合する２つの補助コイルを有し、これ
    ら補助コイルの磁気結合の程度は前記相対距離の変化に
    応じて変化することを特徴とする磁気共鳴イメージング
    装置。
JP21415193A 1993-08-30 1993-08-30 Ｒｆプローブ及び磁気共鳴イメージング装置 Expired - Fee Related JP3411631B2 (ja)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP21415193A JP3411631B2 (ja) 1993-08-30 1993-08-30 Ｒｆプローブ及び磁気共鳴イメージング装置
DE4430646A DE4430646C2 (de) 1993-08-30 1994-08-29 HF-Sonde und Kernspintomograph mit einer solchen HF-Sonde
US08/297,060 US5552707A (en) 1993-08-30 1994-08-29 RF probe which can vary distance between receiving coils which face each other

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP21415193A JP3411631B2 (ja) 1993-08-30 1993-08-30 Ｒｆプローブ及び磁気共鳴イメージング装置

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPH0759751A JPH0759751A (ja) 1995-03-07
JP3411631B2 true JP3411631B2 (ja) 2003-06-03

Family

ID=16651073

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP21415193A Expired - Fee Related JP3411631B2 (ja) 1993-08-30 1993-08-30 Ｒｆプローブ及び磁気共鳴イメージング装置

Country Status (3)

Country Link
US (1) US5552707A (ja)
JP (1) JP3411631B2 (ja)
DE (1) DE4430646C2 (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN104135921A (zh) * 2012-02-22 2014-11-05 株式会社日立制作所 磁共振摄像装置以及rf线圈

Families Citing this family (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE19535257A1 (de) * 1995-09-22 1997-03-27 Philips Patentverwaltung MR-Anordnung zur Bestimmung der Kernmagnetisierungsverteilung mit einer Oberflächenspulen-Anordnung
DE19616464A1 (de) * 1996-04-25 1997-11-06 Philips Patentverwaltung MR-Gerät mit einer Zylinderspulenanordnung und einer Oberflächenspulenanordnung
KR19980022578A (ko) * 1996-09-23 1998-07-06 김광호 개방형 송신용 고주파 코일 및 이를 이용한 개방형 자기 공명 영상 장치
GB2350682A (en) * 1999-06-04 2000-12-06 Marconi Electronic Syst Ltd Laterally moveable RF coil for MRI
JP4545870B2 (ja) * 2000-03-03 2010-09-15 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置用受信コイル及び磁気共鳴イメージング装置
US6504369B1 (en) * 2000-09-05 2003-01-07 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Decoupling two or more channels on RF coil systems
DE10052192C2 (de) * 2000-10-20 2002-10-24 Siemens Ag Polarisierende Antenne, insbesondere zur Verwendung in einem Magnetresonanzgerät
JP4443079B2 (ja) * 2001-09-13 2010-03-31 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング装置用ｒｆ受信コイル
DE10221644A1 (de) * 2002-05-15 2003-12-11 Siemens Ag Lokalspulenanordnung für eine Magnetresonanzanlage
DE10342014B4 (de) * 2003-09-11 2012-08-30 Siemens Ag Verfahren zum Ansteuern einer Einheit einer technischen Vorrichtung
JP4739915B2 (ja) * 2005-10-31 2011-08-03 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 Ｒｆコイルアセンブリ
DE102006027189A1 (de) * 2006-06-12 2007-12-13 Siemens Ag Kopfspulenanordnung für ein Magnetresonanzgerät
DE102006046044B4 (de) * 2006-09-28 2010-04-08 Siemens Ag Hochfrequenzsendeanordnung einer Magnetresonanzanlage
JP5550212B2 (ja) * 2007-03-22 2014-07-16 株式会社東芝 Ｒｆコイルおよびｍｒｉ装置
US20140103927A1 (en) * 2011-02-01 2014-04-17 Uri Rapoport Low-field magnetic resonance system (lf-mrs) for producing an mri image
DE102015221242A1 (de) * 2015-10-30 2016-12-15 Siemens Healthcare Gmbh Variable Lokalspule mit Entkopplung
CN106814336B (zh) * 2015-11-27 2020-06-26 上海联影医疗科技有限公司 一种用于磁共振成像的射频线圈组件
US11684306B2 (en) 2016-10-28 2023-06-27 THE UNITED STATES OF AMERICA, AS REPRESENTED BY THE SECRETARY, DEPARTMENT OF HEALTH AND HUMAN SERVICES et al. Stable water isotope labeling and magnetic resonance imaging for visualization of the presence of and prediction of the likelihood of occurence of rapidly dividing cells
EP3992656A1 (en) * 2020-10-27 2022-05-04 Koninklijke Philips N.V. Positioning of radiofrequency coils in magnetic resonance imaging devices
CN114879107B (zh) * 2022-05-27 2023-01-03 浙江大学 一种fMRI中射频接收线圈本征时域稳定性参数的测量方法
US20240142551A1 (en) * 2022-10-31 2024-05-02 Fujifilm Healthcare Corporation High-frequency coil device and magnetic resonance imaging apparatus using the same

Family Cites Families (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FI65365C (fi) * 1982-07-07 1984-05-10 Instrumentarium Oy Spolanordning
US4752738A (en) * 1985-08-14 1988-06-21 Picker International, Inc. Three dimensional localized coil for magnetic resonance imaging
DE3628035A1 (de) * 1986-08-19 1988-02-25 Siemens Ag Oberflaechenspulenanordnung fuer die untersuchung der kernmagnetischen resonanz
NL8801018A (nl) * 1988-04-20 1989-11-16 Philips Nv Magnetisch resonantie apparaat met ontkoppelde rf-spoelen.
JPH0693677B2 (ja) * 1987-01-12 1994-11-16 富士通株式会社 識別タイミング制御回路
EP0281787A1 (de) * 1987-02-25 1988-09-14 Siemens Aktiengesellschaft Oberflächenresonator für Kernspin-Resonanzgeräte
JPS63309248A (ja) * 1987-06-11 1988-12-16 Toshiba Corp Ｍｒｉ用表面コイル装置
JPH01213432A (ja) * 1988-02-18 1989-08-28 Kimiko Jinguji 毛皮織込み生地及びその製造方法
DE3905564A1 (de) * 1989-02-23 1990-09-06 Philips Patentverwaltung Anordnung fuer kernspin-resonanz-untersuchungsgeraete
US5280248A (en) * 1992-07-24 1994-01-18 Picker International, Inc. Biplanar RF coil for magnetic resonance imaging systems
US5208534A (en) * 1989-08-09 1993-05-04 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging system
WO1991002261A1 (en) * 1989-08-11 1991-02-21 British Technology Group Plc Resonant cavities for nmr
JP2923576B2 (ja) * 1990-09-06 1999-07-26 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 ボリウムコイルおよびｎｍｒ信号処理装置
US5196796A (en) * 1991-08-06 1993-03-23 Medrad, Inc. Anatomically conformal quadrature mri surface coil
JPH05154126A (ja) * 1991-12-09 1993-06-22 Toshiba Corp 磁気共鳴映像装置用高周波コイル
US5270656A (en) * 1992-04-24 1993-12-14 The Trustees Of The University Of Pennsylvania Biplanar RF coils for magnetic resonance imaging or spectroscopy
GB9209625D0 (en) * 1992-05-05 1992-06-17 Marconi Gec Ltd Magnetic resonance apparatus
JP3399981B2 (ja) * 1992-06-30 2003-04-28 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
DE4225001C1 (de) * 1992-07-29 1993-11-18 Siemens Ag Stereotaktische Zusatzeinrichtung für Kernspintomographen
US5307806A (en) * 1993-08-10 1994-05-03 Board Of Regents Of Univ. Of Nebraska NMR pelvic coil

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN104135921A (zh) * 2012-02-22 2014-11-05 株式会社日立制作所 磁共振摄像装置以及rf线圈
CN104135921B (zh) * 2012-02-22 2016-08-17 株式会社日立制作所 磁共振摄像装置以及rf线圈

Also Published As

Publication number Publication date
US5552707A (en) 1996-09-03
JPH0759751A (ja) 1995-03-07
DE4430646A1 (de) 1995-03-02
DE4430646C2 (de) 1999-08-05

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP3411631B2 (ja) Ｒｆプローブ及び磁気共鳴イメージング装置
US8035382B2 (en) Coil decoupling in magnetic resonance imaging
US7573432B1 (en) MRI antenna
US5951474A (en) Magnetic resonance imaging apparatus for detecting magnetic resonance signals by radio frequency receiving coils
US5473251A (en) Magnetic resonance imaging apparatus
JP3399981B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP3996734B2 (ja) 核磁気共鳴を用いた検査装置
US5280248A (en) Biplanar RF coil for magnetic resonance imaging systems
US5751146A (en) Surface coil for high resolution imaging
US5699802A (en) Mammography antenna arrangement for NMR examinations of a female breast
JPS63111846A (ja) Ｎｍｒ装置
JP3705973B2 (ja) Ｒｆコイルおよび磁気共鳴撮影装置
US20090082662A1 (en) Mri breast image magnet structure
US6097186A (en) Phased-array coil, receive signal processing circuit, and MRI apparatus
US6538441B1 (en) RF coil for reduced electric field exposure for use in very high field magnetic resonance imaging
US5646530A (en) Surface coil for high resolution imaging using a magnetic resonance imaging apparatus
US4866387A (en) NMR detector network
JPH0647020A (ja) 核磁気共鳴装置用プローブ
US5933007A (en) MR device for determining a nuclear magnetization distribution by means of a surface coil system
JP3111045B2 (ja) 磁気共鳴イメージング用ｒｆプローブ
JP4502488B2 (ja) 磁気共鳴撮影装置
JPH04180733A (ja) 核磁気共鳴装置用表面コイル
WO2010101559A1 (en) Mri breast image magnet structure
JP3136631B2 (ja) 核磁気共鳴装置
JPH0576508A (ja) 核磁気共鳴検査装置

Legal Events

Date Code Title Description
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20030212

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees