JP3516493B2 - Mri用バードケージコイルおよびmri装置 - Google Patents
Mri用バードケージコイルおよびmri装置Info
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Description
esonance Imaging)用バードケージコイルおよびMRI
装置に関し、さらに詳しくは、複数のエレメントを第1
リングと第2リングの間に介設してバードケージ状の構
造とし,MRI用RFパルスの送信コイルまたはNMR
信号の受信コイルとして使用されるMRI用バードケー
ジコイルおよびそのMRI用バードケージコイルを用い
たMRI装置に関する。
のMRI用バードケージコイルの一例を示す構成図であ
る。このMRI用バードケージコイル500は、第1リ
ングR1と第2リングR2の間に多数のエレメントEを
介設し、各エレメントを略中央の1箇所の分割点で第1
リング側エレメント部分と第2リング側エレメント部分
とに2分割し、第1リング側エレメント部分と第2リン
グ側エレメント部分とに跨がってコンデンサCoを接続
すると共に、前記エレメントEと誘導的に結合するピッ
クアップコイル51p,51qを2箇所に設け、それら
ピックアップコイル51p,51qから外部へ伝送路を
導出した構成である。前記ピックアップコイル51p,
51qは、一般に、前記第1リングR1(または前記第
2リングR2)の中心から見た幾何学的位置がπ/2だ
け異なるように離して設置される。また、コンデンサC
oの容量Coは、エレメントEのインダクタンスとの間
の共振周波数がMRI用RFパルスまたはNMR信号の
周波数に略合うように定められる。
を送信コイルとして用いるときは、MRI用RFパルス
が前記ピックアップコイル51p,51qに給電され
る。一方、MRI用バードケージコイル500を受信コ
イルとして用いるときは、NMR信号が前記ピックアッ
プコイル51p,51qから取り出される。
イルの他の一例の構成図である。このMRI用バードケ
ージコイル600は、第1リングR1と第2リングR2
の間に多数のエレメントEを介設し、各エレメントを略
中央の1箇所の分割点で第1リング側エレメント部分と
第2リング側エレメント部分とに2分割し、第1リング
側エレメント部分と第2リング側エレメント部分とに跨
がってコンデンサCoを接続すると共に、所定の2つの
エレメントEp,Eqに介設されたコンデンサCo,C
oにバラン(BALance to UNbalance transformer)11
p,11qをそれぞれ接続し、それらバラン11p,1
1qからそれぞれ同軸ケーブルSP,SQを外部へ導出
した構成である。前記エレメントEp,Eqは、一般
に、前記第1リングR1(または前記第2リングR2)
の中心から見た幾何学的位置がπ/2だけ異なるように
選択される。
メントEのインダクタンスとの間の共振周波数がMRI
用RFパルスまたはNMR信号の周波数に略合うように
定められる。前記バラン11p,11qを介して同軸ケ
ーブルSP,SQを接続する理由は、同軸ケーブルS
P,SQの外部導体が零電位であるのに対し、前記各コ
ンデンサCoの両端が必ずしも零電位にならないからで
ある。
を送信コイルとして用いるときは、MRI用RFパルス
が前記エレメントEp,Eqに給電される。一方、MR
I用バードケージコイル600を受信コイルとして用い
るときは、NMR信号が前記エレメントEp,Eqから
取り出される。
ル600の等価回路図である。L1は第1リング側エレ
メント部分のインダクタンス、L2は第2リング側エレ
メント部分のインダクタンス、Lo/(1−cos{β
m})は第1リングR1または第2リングR2に沿って
一周するときに位相が2mπだけ回転する定在波のモー
ドmに対するリング部のインダクタンスである。エレメ
ントEの本数をNとするとき、βm=2mπ/N,m=
0〜N/2である。この等価回路は、MRI用RFパル
スまたはNMR信号の周波数に共振している。即ち、M
RI用RFパルスまたはNMR信号の角周波数をωとす
るとき、 1/(j・ω・Co)+j・ω・(L1+L2) +2・Lo/(1−cos{βm})=0 …(1) である。
ードケージコイル500では、ピックアップコイル51
p,51qを小さくすると、結合度が低下するため、効
率が低下する問題点がある。一方、ピックアップコイル
51p,51qを大きくすると、結合度が向上し、効率
が向上するが、ピックアップコイル51p,51q自身
が発生する磁場によりMRI用バードケージコイル50
0の磁場均一性が損われる問題点がある。また、ピック
アップコイル51p,51qの相互干渉を防止する必要
があるので、両者の取付位置や取付精度に十分留意しな
ければならず、構成が複雑化し、製造時や保守時の作業
が煩雑となる問題点がある。他方、上記従来のバードケ
ージコイル600では、バラン11p,11qが必要と
なるため、構成が複雑化し、製造時や保守時の作業が煩
雑となる問題点がある。そこで、この発明の目的は、効
率を向上でき、磁場均一性を損わず、構成を簡素化で
き、製造時や保守時の作業性に優れたMRI用バードケ
ージコイルおよびそのMRI用バードケージコイルを用
いたMRI装置を提供することにある。
明は、第1リングと,第2リングと、それらリング間に
介設された複数のエレメントとを有するMRI用バード
ケージコイルにおいて、略中央の2箇所の近接した分割
点で第1リング側エレメント部分と中央エレメント部分
と第2リング側エレメント部分とに3分割された少なく
とも1つの3分割エレメントと、略中央の1箇所の分割
点で第1リング側エレメント部分と第2リング側エレメ
ント部分とに2分割された複数の2分割エレメントと、
前記3分割エレメントの第1リング側エレメント部分と
中央エレメント部分とに跨がって接続された第1コンデ
ンサと、前記3分割エレメントの中央エレメント部分と
第2リング側エレメント部分とに跨がって接続された第
2コンデンサと、前記2分割エレメントの第1リング側
エレメント部分と第2リング側エレメント部分とに跨が
って接続されたか又は形成された第3コンデンサと、前
記3分割エレメントの中央エレメント部分に中心導体が
接続されると共に前記第1リングに導かれて当該リング
に外部導体が接続され且つ当該リングから外部へ導出さ
れた同軸ケーブルとを具備してなることを特徴とするM
RI用バードケージコイルを提供する。
観点のMRI用バードケージコイルにおいて、前記3分
割エレメントを2つ具備し、それら3分割エレメントに
それぞれ接続された同軸ケーブルは、エレメントに沿っ
て前記第1リングへ導かれ、当該リング上で一箇所に集
合し、その集合点から外部へ導出されてなることを特徴
とするMRI用バードケージコイルを提供する。
と,第2リングと、それらリング間に介設された複数の
エレメントとを有するMRI用バードケージコイルにお
いて、誘電体基板の片面に形成され略中央の1箇所の分
割点で第1リング側エレメント部分と第2リング側エレ
メント部分とに2分割された少なくとも1つの外部接続
用エレメントと、略中央の1箇所の分割点で第1リング
側エレメント部分と第2リング側エレメント部分とに2
分割された複数の通常エレメントと、前記外部接続用エ
レメントが形成された誘電体基板の他の片面に形成され
前記外部接続用エレメントの第1リング側エレメント部
分との間に第1コンデンサを構成すると共に前記外部接
続用エレメントの第2リング側エレメント部分との間に
第2コンデンサを構成する容量構成用導体と、前記通常
エレメントの第1リング側エレメント部分と第2リング
側エレメント部分とに跨がって接続されたか又は形成さ
れた第3コンデンサと、前記容量構成用導体から前記第
1リング側エレメント部分に沿って対向しながら前記第
1リングの近傍まで引き出されたマイクロストリップラ
イン(Microstrip Line)と、そのマイクロストリップ
ラインの第1リング近傍端部に中心導体が接続されると
共に第1リングに外部導体が接続され且つ当該リングか
ら外部へ導出された同軸ケーブルとを具備したことを特
徴とするMRI用バードケージコイルを提供する。
イルにおいて、前記マイクロストリップラインのライン
幅は、MRI装置が規定している最大の体重の人体が負
荷されたときのインピーダンスがMRI用RFパルスを
増幅する送信アンプの特性インピーダンスと略一致する
ように選ぶことが好ましい。あるいは、MRI装置で最
もスキャンされる人数が多いと思われる体重(例えば6
0kg)の人体が負荷されたときに、NMR信号を増幅
する受信アンプでの雑音指数が最低となるようなインピ
ーダンスを与えるように選ぶことが好ましい。
観点から上記第3の観点のいずれかのMRI用バードケ
ージコイルと、MRI用スキャンシーケンスを制御する
ためのシーケンス制御回路と、画像再構成処理を行う計
算機と、MRI像を表示する表示装置とを具備したこと
を特徴とするMRI装置を提供する。
では、外部接続機能をもたせるエレメント(3分割エレ
メント)をその略中央の近接した2箇所の分割点で分割
する。すなわち、第1リング側エレメント部分と中央エ
レメント部分と第2リング側エレメント部分とに3分割
する。そして、第1リング側エレメント部分と中央エレ
メント部分とに跨がって第1コンデンサを接続し、中央
エレメント部分と第2リング側エレメント部分とに跨が
って第2コンデンサを接続する。一方、外部接続機能を
もたせないエレメント(2分割エレメント)をその略中
央の1箇所の分割点で2分割する。すなわち、第1リン
グ側エレメント部分と第2リング側エレメント部分とに
2分割する。そして、第1リング側エレメント部分と第
2リング側エレメント部分とに跨がって第3コンデンサ
を接続するか又は形成する。さらに、前記中央エレメン
ト部分に同軸ケーブルの中心導体を接続すると共に前記
第1リングに同軸ケーブルの外部導体を接続し、第1リ
ングから外部へ同軸ケーブルを導出する。上記MRI用
バードケージコイルの第1リングは導体のみからなり、
そのインダクタンスは十分小さいので、第1リングはど
の部分でも零電位となる。そこで、同軸ケーブルの外部
導体を接続してもよい。また、同軸ケーブルの中心導体
は、中央エレメント部分に接続されることで、第1コン
デンサおよび第2コンデンサを介して第1リング側エレ
メント部分と第2リング側エレメント部分とに接続され
ることになる。従って、ピックアップコイルやバランを
用いることなく、同軸ケーブルによりMRI用RFパル
スの給電やNMR信号の取り出しを行える。このため、
効率を向上でき、磁場均一性を損わず、構成を簡素化で
き、製造時や保守時の作業性を向上できる。
イルでは、3分割エレメントを2つ具備し、それら3分
割エレメントにそれぞれ接続した同軸ケーブルをエレメ
ントに沿って第1リングへ導き、当該リング上で一箇所
に集合させ、その集合点から外部へ導出する。上記第1
の観点のMRI用バードケージコイルを用いるため、効
率を向上でき、磁場均一性を損わず、構成を簡素化で
き、製造時や保守時の作業性を向上できる。また、各同
軸ケーブルを一箇所に集合させるため、さらに作業性が
良くなる。
イルでは、外部接続機能をもたせるエレメント(外部接
続用エレメント)を誘電体基板の片面に形成し、略中央
の1箇所の分割点で分割する。すなわち、第1リング側
エレメント部分と第2リング側エレメント部分とに2分
割する。また、前記外部接続用エレメントの第1リング
側エレメント部分との間に第1コンデンサを構成すると
共に前記外部接続用エレメントの第2リング側エレメン
ト部分との間に第2コンデンサを構成する容量構成用導
体を前記誘電体基板の他の片面に形成する。さらに、前
記容量構成用導体から前記第1リング側エレメント部分
に沿って対向しながら前記第1リングの近傍まで引き出
されたマイクロストリップラインを前記誘電体基板の他
の片面に形成する。一方、外部接続機能をもたせないエ
レメント(通常エレメント)をその略中央の1箇所の分
割点で第1リング側エレメント部分と第2リング側エレ
メント部分とに2分割する。そして、第1リング側エレ
メント部分と第2リング側エレメント部分とに跨がって
第3コンデンサを接続するか又は形成する。さらに、前
記マイクロストリップラインの第1リング近傍端部に同
軸ケーブルの中心導体を接続すると共に前記第1リング
に同軸ケーブルの外部導体を接続し、第1リングから外
部へ同軸ケーブルを導出する。上記MRI用バードケー
ジコイルの第1リングは導体のみからなり、そのインダ
クタンスは十分小さいので、第1リングは零電位とな
る。そこで、同軸ケーブルの外部導体を接続できる。ま
た、同軸ケーブルの中心導体は、第1コンデンサおよび
第2コンデンサを介しているので、外部接続用エレメン
トに接続できる。従って、ピックアップコイルやバラン
を用いることなく、同軸ケーブルによりMRI用RFパ
ルスの給電やNMR信号の取り出しを行える。このた
め、効率を向上でき、磁場均一性を損わず、構成を簡素
化でき、製造時や保守時の作業性を向上できる。また、
マイクロストリップラインを用いるので、コイル表面を
滑らか(平面的で,凹凸がないこと)にすることが出来
る。
Fパルスの強度を強くする必要がある。そこで、上記第
3の観点のMRI用バードケージコイルにおいて、マイ
クロストリップラインの幅を、MRI装置が規定してい
る最大の体重の人体が負荷されたときのインピーダンス
がMRI用RFパルスを増幅する送信アンプの特性イン
ピーダンスと略一致するように選ぶと、被検体全般に対
してMRI用RFパルスを十分な強度で印加できる。一
方、マイクロストリップラインの幅を、MRI装置で最
もスキャンされる人数が多いと思われる体重(例えば6
0kg)の人体が負荷されたときに、NMR信号を増幅
する受信アンプでの雑音指数が最低となるようなインピ
ーダンスを与えるように選ぶと、ノイズの少ない良好な
NMR信号を取り出せる確率を最大にすることが出来
る。
の観点から上記第3の観点のいずれかに記載のMRI用
バードケージコイルを具備したものなので、上記第1の
観点から上記第3の観点と同じ作用を奏する。
に詳細に説明する。なお、これによりこの発明が限定さ
れるものではない。
コイル100の構成図である。このMRI用バードケー
ジコイル100は、第1リングR1と第2リングR2の
間に多数のエレメントEを介設し、バードケージ形状と
したものである。外部接続機能をもたせる2つのエレメ
ント(3分割エレメント)Ep,Eqについては、その
略中央の近接した2箇所の分割点で第1リング側エレメ
ント部分と中央エレメント部分と第2リング側エレメン
ト部分とに3分割し、第1リング側エレメント部分と中
央エレメント部分とに跨がって第1コンデンサC1を接
続し、中央エレメント部分と第2リング側エレメント部
分とに跨がって第2コンデンサC2を接続する。これら
3分割エレメントEp,Eqは、一般に、前記第1リン
グR1(または前記第2リングR2)の中心から見た幾
何学的位置がπ/2だけ異なるように選択する。前記3
分割エレメントEp,Eq以外の外部接続機能をもたせ
ない複数のエレメント(2分割エレメント)について
は、その略中央の1箇所の分割点で第1リング側エレメ
ント部分と第2リング側エレメント部分とに2分割し、
第1リング側エレメント部分と第2リング側エレメント
部分とに跨がって第3コンデンサC3を接続する。さら
に、前記3分割エレメントEp,Eqの中央エレメント
部分には、同軸ケーブルSP,SQの中心導体を接続す
る。また、同軸ケーブルSP,SQを第1リング側エレ
メント部分に沿って第1リングR1まで導き、同軸ケー
ブルSP,SQの外部導体を第1リングR1に接続点P
P,PQで接続する。そして、同軸ケーブルSP,SQ
を第1リングR1から外部へ導出する。第1コンデンサ
C1の容量をC1、第2コンデンサC2の容量をC2、
第3コンデンサC3の容量をC3とするとき、 1/C1+1/C2=1/C3=1/Co …(2) である。ここで、CoはエレメントEのインダクタンス
との間の共振周波数がMRI用RFパルスまたはNMR
信号の周波数に略合うように定められる。
00を送信コイルとして用いるときは、MRI用RFパ
ルスが前記3分割エレメントEp,Eqに給電される。
一方、MRI用バードケージコイル100を受信コイル
として用いるときは、NMR信号が前記3分割エレメン
トEp,Eqから取り出される。
100の等価回路図である。L1は第1リング側エレメ
ント部分のインダクタンス、L2は第2リング側エレメ
ント部分のインダクタンス、Lo/(1−cos{β
m})は第1リングR1または第2リングR2に沿って
一周するときに位相が2mπだけ回転する定在波のモー
ドmに対するリング部のインダクタンスである。エレメ
ントEの本数をNとするとき、βm=2mπ/N,m=
0〜N/2である。なお、中央エレメント部分は、十分
短いので無視できる。
はNMR信号の周波数に共振している。即ち、MRI用
RFパルスまたはNMR信号の角周波数をωとすると
き、 1/(j・ω)・(1/C1+1/C2)+j・ω・(L1+L2) +2・Lo/(1−cos{βm})=0 …(3) である。上記(3)式は、前記(2)式を考慮すれば、前記
(1)式に一致する。
イル100によれば、同軸ケーブルSP,SQを第1リ
ングR1から外部へ導出でき、バランやピックアップコ
イルを用いることなく、MRI用RFパルスの給電やN
MR信号の取り出しを行える。このため、効率を向上で
き、磁場均一性を損わず、構成を簡素化でき、製造時や
保守時の作業性を向上できる。
ロック図である。このMRI装置150において、マグ
ネットアセンブリ1は、内部に被検体を挿入するための
空間部分(孔)を有し、この空間部分を取りまくように
して、被検体に一定の静磁場を印加する主磁場コイル1
6と、勾配磁場を発生するための勾配磁場コイル14
と、送信コイルまたは受信コイルとして機能する上記第
1実施例のMRI用バードケージコイル100が配置さ
れている。前記主磁場コイル16は、主磁場電源2に接
続されている。前記勾配磁場コイル14は、勾配磁場電
源3に接続されている。前記MRI用バードケージコイ
ル100は、RF電力増幅器および前置増幅器5に接続
されている。
指令に従い、記憶しているパルスシーケンスに基づいて
勾配磁場電源3を操作し、前記マグネットアセンブリ1
の勾配磁場コイル14から勾配磁場を発生させると共
に、ゲート変調回路9を操作し、RF発振回路10の高
周波出力信号を所定タイミング・所定包絡線のパルス状
信号に変調し、それをMRI用RFパルスとしてRF電
力増幅器4に加え、RF電力増幅器4でパワー増幅した
後、前記マグネットアセンブリ1のMRI用バードケー
ジコイル100に印加し、目的の領域を選択励起する。
のMRI用バードケージコイル100で検出された被検
体からのNMR信号を増幅し、位相検波器12に入力す
る。位相検波器12は、RF発振回路10の出力を参照
信号とし、前置増幅器5からのNMR信号を位相検波し
て、A/D変換器11に与える。A/D変換器11は、
位相検波後のアナログ信号をディジタル信号に変換し
て、計算機7に入力する。計算機7は、A/D変換器1
1からのデジタル信号に対する画像再構成処理を行い、
目的画像(前記目的の領域のNMR画像)を生成する。
この目的画像は、表示装置6にて表示される。また、計
算機7は、操作卓13から入力された情報を受け取るな
どの全体的な制御を受け持つ。上記第2実施例のMRI
装置150は、上記第1実施例のMRI用バードケージ
コイル100を備えたものなので、上記第1実施例と同
じ効果を奏する。
コイル100aの構成図である。このMRI用バードケ
ージコイル100aは、回路構成的には第1実施例のM
RI用バードケージコイル100と同じであるが、第3
コンデンサC3の構成方法が第1実施例とは異なる。す
なわち、円筒状誘電体基板Sの外周面に、第1リングR
1と第2リングR2を形成すると共に,外部接続機能を
持たせないエレメント(通常エレメント)の第1リング
側エレメント部分Eaを形成する。また、前記円筒状誘
電体基板Sの内周面に、外部接続機能を持たせないエレ
メントの第2リング側エレメント部分Ebを形成する。
これにより、前記第1リング側エレメント部分Eaと前
記第2リング側エレメント部分Ebとが基板を挟んで対
向する部分(エレメントの略中央)に容量が構成され、
コンデンサ素子を実装することなくコンデンサC3を構
成できる。
イル100aによれば、コンデンサ素子を用いることな
くコンデンサC3を構成できるので、部品数を低減する
ことが出来る。
イル100bの構成図である。このMRI用バードケー
ジコイル100bは、第1実施例のバードケージコイル
100が2つのエレメントEp,Eqを用いてMRI用
RFパルスを給電したり,NMR信号を取り出したのに
対し、1つのエレメントEpだけを用いてMRI用RF
パルスを給電したり,NMR信号を取り出すようにした
構成である。
イル100bによれば、同軸ケーブルSPを第1リング
R1から外部へ導出でき、バランやピックアップコイル
を用いることなく、MRI用RFパルスの給電やNMR
信号の取り出しを行える。このため、効率を向上でき、
磁場均一性を損わず、構成を簡素化でき、製造時や保守
時の作業性を向上できる。
コイル200の構成図である。このMRI用バードケー
ジコイル200は、第1実施例のMRI用バードケージ
コイル100と基本的に同じ構成であるが、同軸ケーブ
ルSP,SQの外部導体を第1リングR1上の接続点P
P,PQにそれぞれ接続した後、同軸ケーブルSP,S
Qを第1リングR1に沿って集合点PRに集合させ、そ
の集合点PRから外部へ同軸ケーブルSP,SQを導出
した構成である。上記MRI用バードケージコイル20
0の等価回路は図2と同じである。上記第5実施例のM
RI用バードケージコイル200によれば、第1実施例
のMRI用バードケージコイル100と同様に、効率を
向上でき、磁場均一性を損わず、構成を簡素化でき、製
造時や保守時の作業性を向上できる。また、同軸ケーブ
ルSP,SQを第1リングR1の一箇所から外部へ導出
できるため、さらに作業性が良くなる。
コイル300の構成図である。このMRI用バードケー
ジコイル300は、円筒状誘電体基板Sの外周面に第1
リングR1と第2リングR2と多数のエレメントEを形
成し、バードケージ形状としたものである。外部接続機
能をもたせる2つのエレメント(外部接続用エレメン
ト)Ep,Eqについては、その略中央の1箇所の分割
点で第1リング側エレメント部分と第2リング側エレメ
ント部分とに2分割する。これら外部接続用エレメント
Ep,Eqは、一般に、前記第1リングR1(または前
記第2リングR2)の中心から見た幾何学的位置がπ/
2だけ異なるように選択する。前記円筒状誘電体基板S
の内周面には、前記外部接続用エレメントEp,Eqの
第1リング側エレメント部分との間に第1コンデンサC
1を構成すると共に前記第2リング側エレメント部分と
の間に第2コンデンサC2を構成する容量構成用導体3
1p,31qを形成する。また、前記容量構成用導体3
1p,31qから前記第1リング側エレメント部分に沿
って対向しながら前記第1リングR1の近傍までマイク
ロストリップライン32p,32qを形成する。一方、
前記外部接続用エレメントEp,Eq以外の外部接続機
能をもたせない複数のエレメント(通常エレメント)に
ついては、その略中央の1箇所の分割点で第1リング側
エレメント部分と第2リング側エレメント部分とに2分
割し、第1リング側エレメント部分と第2リング側エレ
メント部分とに跨がって第3コンデンサC3を接続する
(上記第3実施例と同様にして第3コンデンサC3を形
成してもよい)。さらに、前記マイクロストリップライ
ン32p,32qの第1リング近傍端部Tp,Tqに同
軸ケーブルSP,SQの中心導体を接続すると共に、第
1リングR1に同軸ケーブルSP,SQの外部導体を接
続し、第1リングR1から外部へ同軸ケーブルSP,S
Qを導出する。第1コンデンサC1の容量をC1、第2
コンデンサC2の容量をC2、第3コンデンサC3の容
量をC3とするとき、 1/C1+1/C2=1/C3=1/Co …(4) である。ここで、CoはエレメントEのインダクタンス
との間の共振周波数がMRI用RFパルスまたはNMR
信号の周波数に略合うように定められる。
00を送信コイルとして用いるときは、MRI用RFパ
ルスが前記外部接続用エレメントEp,Eqに給電され
る。一方、MRI用バードケージコイル100を受信コ
イルとして用いるときは、NMR信号が前記外部接続用
エレメントEp,Eqから取り出される。
からマイクロストリップライン32pの近傍を見たとき
の斜視透視図である。Ep1は第1リング側エレメント
部分、EP2は第2リング側エレメント部分である。
ンピーダンスは同軸ケーブルSPの特性インピーダンス
と略等しく定めることが好ましい。または、前記マイク
ロストリップライン32pの幅は、MRI装置150が
規定している最大の体重の人体が負荷されたときのイン
ピーダンスがMRI用RFパルスを増幅するRF電力増
幅器4の特性インピーダンスと略一致するように選ぶ。
これにより、被検体全般に対してMRI用RFパルスを
十分な強度で印加できる。なお、前記マイクロストリッ
プライン32pqの幅を、MRI装置で最もスキャンさ
れる人数が多いと思われる体重(例えば60kg)の人
体が負荷されたときに、NMR信号を増幅する受信アン
プでの雑音指数が最低となるようなインピーダンスを与
えるように選んでもよい。この場合、多くの被検体のM
RI像の画質を向上できる。
等価回路は図2と同じである。上記第6実施例のMRI
用バードケージコイル300によれば、第1実施例のM
RI用バードケージコイル100と同様に、効率を向上
でき、磁場均一性を損わず、構成を簡素化でき、製造時
や保守時の作業性を向上できる。また、マイクロストリ
ップライン32p,32qを用いるので、エレメントE
に同軸ケーブルSP,SQを沿わせる必要がなく、コイ
ル表面を滑らか(平面的で,凹凸がないこと)にするこ
とが出来る。
およびMRI装置によれば、ピックアップコイルやバラ
ンを用いることなく、同軸ケーブルによりMRI用RF
パルスの給電やNMR信号の取り出しを行えるため、効
率を向上でき、磁場均一性を損わず、構成を簡素化で
き、製造時や保守時の作業性を向上できる。
コイルの構成図である。
図である。
ック図である。
コイルの構成図である。
コイルの構成図である。
コイルの構成図である。
コイルの構成図である。
イクロストリップラインの近傍を円筒状誘電体基板の内
周面から見たときの斜視透視図である。
す構成図である。
例を示す構成図である。
回路図である。
イル 200,300 MRI用バードケージコ
イル 150 MRI装置 4 RF電力増幅器 5 前置増幅器 R1 第1リング R2 第2リング E エレメント Ep,Eq 3分割エレメント又は外
部接続用エレメント Ea,Ep1 第1リング側エレメント
部分 Eb,EP2 第2リング側エレメント
部分 C1 第1コンデンサ C2 第2コンデンサ C3 第3コンデンサ 31p,31q 容量構成用導体 32p,32q マイクロストリップライ
ン S 円筒状誘電体基板
Claims (2)
- 【請求項1】 第1リングと、第2リングと、それらリ
ング間に介設された複数のエレメントとを有するMRI
用バードケージコイルにおいて、 誘電体基板の片面に形成され略中央の1箇所の分割点で
第1リング側エレメント部分と第2リング側エレメント
部分とに2分割された少なくとも1つの外部接続用エレ
メントと、 略中央の1箇所の分割点で第1リング側エレメント部分
と第2リング側エレメント部分とに2分割された複数の
通常エレメントと、 前記外部接続用エレメントが形成された誘電体基板の他
の片面に形成され前記外部接続用エレメントの第1リン
グ側エレメント部分との間に第1コンデンサを構成する
と共に前記外部接続用エレメントの第2リング側エレメ
ント部分との間に第2コンデンサを構成する容量構成用
導体と、 前記通常エレメントの第1リング側エレメント部分と第
2リング側エレメント部分とに跨って接続されたか又は
形成された第3コンデンサと、 前記容量構成用導体から前記第1リング側エレメント部
分に沿って対向しながら前記第1リングの近傍まで引き
出されたマイクロストリップラインと、 そのマイクロストリップラインの第1リング近傍端部に
中心導体が接続されると共に第1リングに外部導体が接
続され且つ当該リングから外部へ導出された同軸ケーブ
ルとを具備したことを特徴とするMRI用バードケージ
コイル。 - 【請求項2】 請求項1に記載のMRI用バードケージ
コイルと、 MRI用スキャンシーケンスを制御するためのシーケン
ス制御回路と、 画像再構成処理を行う計算機と、 MRI像を表示する表示装置とを具備したことを特徴と
するMRI装置。
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---|---|---|---|
JP27000194A JP3516493B2 (ja) | 1994-11-02 | 1994-11-02 | Mri用バードケージコイルおよびmri装置 |
Applications Claiming Priority (1)
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JP27000194A JP3516493B2 (ja) | 1994-11-02 | 1994-11-02 | Mri用バードケージコイルおよびmri装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH08131415A JPH08131415A (ja) | 1996-05-28 |
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ID=17480177
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JP27000194A Expired - Fee Related JP3516493B2 (ja) | 1994-11-02 | 1994-11-02 | Mri用バードケージコイルおよびmri装置 |
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Country | Link |
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JP (1) | JP3516493B2 (ja) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP7085514B2 (ja) | 2013-03-12 | 2022-06-16 | ビューレイ・テクノロジーズ・インコーポレイテッド | Mriによりガイドされる放射線治療のための無線周波数バードケージコイル |
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---|---|---|---|---|
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JP7267816B2 (ja) * | 2018-04-13 | 2023-05-02 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置、rfコイル及び磁気共鳴イメージング方法 |
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-
1994
- 1994-11-02 JP JP27000194A patent/JP3516493B2/ja not_active Expired - Fee Related
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JP7085514B2 (ja) | 2013-03-12 | 2022-06-16 | ビューレイ・テクノロジーズ・インコーポレイテッド | Mriによりガイドされる放射線治療のための無線周波数バードケージコイル |
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