JPH02109544A - 磁気共鳴映像システム用広幅ｍｒｉ表面コイル - Google Patents
磁気共鳴映像システム用広幅ｍｒｉ表面コイルInfo
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- JPH02109544A JPH02109544A JP1092032A JP9203289A JPH02109544A JP H02109544 A JPH02109544 A JP H02109544A JP 1092032 A JP1092032 A JP 1092032A JP 9203289 A JP9203289 A JP 9203289A JP H02109544 A JPH02109544 A JP H02109544A
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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
- G01R33/341—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
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- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
［産業上の利用分野］
本発明は、核磁気共鳴（ＮＭＲ） （ｎｕｃｌｅａｒ
ｓａｇｎｅｔ＋ｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）現象を利用し
た磁気共鳴映像（ＭＲＩ ） （ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒ
ｅｓｏａ＋ａｎｃｅ ＩＩｌａｇｌｎｇ）技術の分野に
関する。特に、このＭＲＩシステムに用いられるＲＦコ
イルに関する。
ｓａｇｎｅｔ＋ｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）現象を利用し
た磁気共鳴映像（ＭＲＩ ） （ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒ
ｅｓｏａ＋ａｎｃｅ ＩＩｌａｇｌｎｇ）技術の分野に
関する。特に、このＭＲＩシステムに用いられるＲＦコ
イルに関する。
［従来の技術及びその課＠］
現在、各種の磁気共鳴映像システムが市販され、医学界
では医用映像目的に広く用いられている。
では医用映像目的に広く用いられている。
簡単に説明すると、磁気勾配パルス及び特殊な形をした
周期的ＲＦパルスを注意深く制御したシーケンスを用い
ることによって、ラジオ周波数（ｒａｄｉｏ 「ｒｃｑ
ｕｅｎｃｙ ）のＮＭＲ応答が患者の影像体の中から発
せられる。この比較的弱いＲＦ応答を適切に集め且つ十
分に解析することにより、十分な情報が集められ、患者
の影像の所定の“スライス″ （薄片）又はその他の所
望の区域内のＮＭＲ核の立体的分布を表わす断面像が出
来上がり、これが表示される。
周期的ＲＦパルスを注意深く制御したシーケンスを用い
ることによって、ラジオ周波数（ｒａｄｉｏ 「ｒｃｑ
ｕｅｎｃｙ ）のＮＭＲ応答が患者の影像体の中から発
せられる。この比較的弱いＲＦ応答を適切に集め且つ十
分に解析することにより、十分な情報が集められ、患者
の影像の所定の“スライス″ （薄片）又はその他の所
望の区域内のＮＭＲ核の立体的分布を表わす断面像が出
来上がり、これが表示される。
従来から、各種のＲＦコイル構造体が、患者の影像体に
向うＲＦ倍信号、これから来る信号とを効率良く組合わ
せるために用いられている。これらのコイルのあるもの
は、写し出すべき体の部分を囲み、又他のものは、患者
の体に対して接線方向に置かれ、又、所望の内部影像体
の略中心に置かれた、いわゆる“サーフエース” （表
面）コイル（ｓｕｒｆａｃｅ ｃｏｌｌ）である。主に
、これらの表面コイルは、ＲＦ倍信号受信用にのみ用い
られる（その他のＲＦコイルは患者の体内へのＲＦ低伝
送用いられる）。
向うＲＦ倍信号、これから来る信号とを効率良く組合わ
せるために用いられている。これらのコイルのあるもの
は、写し出すべき体の部分を囲み、又他のものは、患者
の体に対して接線方向に置かれ、又、所望の内部影像体
の略中心に置かれた、いわゆる“サーフエース” （表
面）コイル（ｓｕｒｆａｃｅ ｃｏｌｌ）である。主に
、これらの表面コイルは、ＲＦ倍信号受信用にのみ用い
られる（その他のＲＦコイルは患者の体内へのＲＦ低伝
送用いられる）。
従来から、この表面コイルの各種変わったタイプのもの
が提案され、且つ使用されている。例えば、米国特許同
時係属出願第１４５，２７９号、１９８８年１月１９日
、発明者Ｋａｕｆａ＋ａｎ ｅｔ ａ１氏、に、ある環
境に於ける磁気共鳴映像用ＲＦ表面コイルの公知の利点
が各種記載されている。
が提案され、且つ使用されている。例えば、米国特許同
時係属出願第１４５，２７９号、１９８８年１月１９日
、発明者Ｋａｕｆａ＋ａｎ ｅｔ ａ１氏、に、ある環
境に於ける磁気共鳴映像用ＲＦ表面コイルの公知の利点
が各種記載されている。
影像の品質には、受取ったＲＦ倍信号対し達成し得る信
号対雑音比が直接関係するので、当該技術者の関心は常
にこの信号対雑音比の改善に向けられている。これが特
に重要なのは、このコイルで人体の腰椎部分を映像する
ときで、この部分の診断を可能とするためには、更に改
善された影像品質を必要とする。
号対雑音比が直接関係するので、当該技術者の関心は常
にこの信号対雑音比の改善に向けられている。これが特
に重要なのは、このコイルで人体の腰椎部分を映像する
ときで、この部分の診断を可能とするためには、更に改
善された影像品質を必要とする。
［課題を解決するための手段及びその作用］比較的大き
い形状寸法のＭＲｌ、ＲＦコイルの導体要素を作ること
によって、を受け取ったＲＦ倍信号信号対雑音比が効率
良く改善されることを見出した。本発明は、特に、人体
の腰椎の部分の映像を見るために用いられる表面コイル
構造体に有効に利用することが出来る。
い形状寸法のＭＲｌ、ＲＦコイルの導体要素を作ること
によって、を受け取ったＲＦ倍信号信号対雑音比が効率
良く改善されることを見出した。本発明は、特に、人体
の腰椎の部分の映像を見るために用いられる表面コイル
構造体に有効に利用することが出来る。
本発明による好ましい１つの実施例に於いては、この導
体要素が、人体の影像部分に差し向けられる比較的幅の
広い平らな部分とこれに付帯する形状縁部とを持って形
成されており、この縁の部分が、この平らな部分から遠
ざかり且つ患者の影像部分から遠ざかる方向に湾曲して
いる。
体要素が、人体の影像部分に差し向けられる比較的幅の
広い平らな部分とこれに付帯する形状縁部とを持って形
成されており、この縁の部分が、この平らな部分から遠
ざかり且つ患者の影像部分から遠ざかる方向に湾曲して
いる。
この実施例に於いては、導体要素が全体的に浅いＵ字形
をした断面を持っている。実質的に平らな輪の部分が、
比較的小さな曲率半径で湾曲した唇部を持ち、これが、
導体の平らな輪の近位部分の側端部から遠ざかる方向に
９０″湾曲して、両側から突出している。
をした断面を持っている。実質的に平らな輪の部分が、
比較的小さな曲率半径で湾曲した唇部を持ち、これが、
導体の平らな輪の近位部分の側端部から遠ざかる方向に
９０″湾曲して、両側から突出している。
好ましくは、この導体の断面の幅が、表面コイルのルー
プの平均半径の約１／２（又はそれ以下）である。その
結果、このループの中心に比較的小さな穴が出来る。表
面コイルのループの平均半径に比しこの比較的幅の広い
導体と、これから湾曲して遠ざかる形の縁と、により、
信号対雑音比が改善される。
プの平均半径の約１／２（又はそれ以下）である。その
結果、このループの中心に比較的小さな穴が出来る。表
面コイルのループの平均半径に比しこの比較的幅の広い
導体と、これから湾曲して遠ざかる形の縁と、により、
信号対雑音比が改善される。
［実施例］
“相反の定理”により理解し得る如く、表面コイルＲＦ
レシーバ−に対するある位置に於ける信号対雑音比（Ｓ
／Ｎ）は、（ａ）その点に於ける磁場の強さ（Ｂ）と
、（ｂ）送信器として使用されるとき、コイルによって
消費される電力（Ｐ）と、を知ることによって計算され
る。即ち、信号対雑音比に就いては次の式が成立する、
Ｓ／Ｎ−Ｉ Ｂ ｌ ７１丁 （式１）この式
は、又、消費される電力を、電気回路の中のコイルの有
効直列抵抗（Ｒ）と、その中を流れる電流（１）の単位
量当りのコイルにより励起される磁場の強さとによって
書替えることが出来る。即ち、 コノ式に、Ｐ −１２Ｒｓを代入することによって次の
式が得られる、 Ｓ／Ｎ−Ｂ／Ｊ−π−（式２） これらのパラメーターは、全て、ＲＦ送信器としてコイ
ルが使用されたとき測られたものであるが、本件の場合
は、送信器としてではなく、表面コイル・レシーバ−と
して考えられる。しかし、この解析は相反の定理を用い
ているので、コイルにより作られる仮想磁場は、この信
号対雑音比に寄与する量の仮想量を表わすものとして考
え且つ理解することが出来る。
レシーバ−に対するある位置に於ける信号対雑音比（Ｓ
／Ｎ）は、（ａ）その点に於ける磁場の強さ（Ｂ）と
、（ｂ）送信器として使用されるとき、コイルによって
消費される電力（Ｐ）と、を知ることによって計算され
る。即ち、信号対雑音比に就いては次の式が成立する、
Ｓ／Ｎ−Ｉ Ｂ ｌ ７１丁 （式１）この式
は、又、消費される電力を、電気回路の中のコイルの有
効直列抵抗（Ｒ）と、その中を流れる電流（１）の単位
量当りのコイルにより励起される磁場の強さとによって
書替えることが出来る。即ち、 コノ式に、Ｐ −１２Ｒｓを代入することによって次の
式が得られる、 Ｓ／Ｎ−Ｂ／Ｊ−π−（式２） これらのパラメーターは、全て、ＲＦ送信器としてコイ
ルが使用されたとき測られたものであるが、本件の場合
は、送信器としてではなく、表面コイル・レシーバ−と
して考えられる。しかし、この解析は相反の定理を用い
ているので、コイルにより作られる仮想磁場は、この信
号対雑音比に寄与する量の仮想量を表わすものとして考
え且つ理解することが出来る。
普通、表面コイルの電流の通る路は単一のループである
。従ってこれは、単に、導体の線の多数の細い線のルー
プ（円形、正方形、方形等）の並列体として考えること
が出来る。このループの大きさ及び形状は、主に、患者
の影像を求める容積部までの横断距離（即ち深さ）及び
所望の視野の大きさによって決定される。いわゆる“右
螺子の法則”は、コイルの平面に対する患者の影像容積
部の深さに、略等しい半径（又は平均半径）を持ったル
ープ（例えば円形又は正方形）が用いられる場合に成立
する法則である。
。従ってこれは、単に、導体の線の多数の細い線のルー
プ（円形、正方形、方形等）の並列体として考えること
が出来る。このループの大きさ及び形状は、主に、患者
の影像を求める容積部までの横断距離（即ち深さ）及び
所望の視野の大きさによって決定される。いわゆる“右
螺子の法則”は、コイルの平面に対する患者の影像容積
部の深さに、略等しい半径（又は平均半径）を持ったル
ープ（例えば円形又は正方形）が用いられる場合に成立
する法則である。
標準的体格の患者の場合、腰椎は患者の背中の外表面か
ら約８ＣＩの所にある。十分に広い視野を得るために、
表面コイルの実際の半径はこれよりももっと大きい。例
えば、大きな視野を持った表面コイルには、各辺の長さ
が約２０ｃｍの実質的に正方形のループが用いられる。
ら約８ＣＩの所にある。十分に広い視野を得るために、
表面コイルの実際の半径はこれよりももっと大きい。例
えば、大きな視野を持った表面コイルには、各辺の長さ
が約２０ｃｍの実質的に正方形のループが用いられる。
（同時係属出願、第１４５．２７９号参照）。
表面コイルのこのように簡単な形状のループを変形して
、信号対雑音比を改善することは、−見、難しいと思わ
れる。例えば、ある位置に於ける磁場の強さは、表面コ
イルのループの半径に対して（比較的広い区域に亙って
）比較的鈍感なのである。半径Ｒの円形ループの中心か
ら８０Ｉ＋！の所の磁場の強さが第１図に描かれている
。この曲線がら明らかな如く、最大値はＲ＝１１．３ｃ
ｍの所にあるが、そのピークが非常に広い範囲に亙って
いる。
、信号対雑音比を改善することは、−見、難しいと思わ
れる。例えば、ある位置に於ける磁場の強さは、表面コ
イルのループの半径に対して（比較的広い区域に亙って
）比較的鈍感なのである。半径Ｒの円形ループの中心か
ら８０Ｉ＋！の所の磁場の強さが第１図に描かれている
。この曲線がら明らかな如く、最大値はＲ＝１１．３ｃ
ｍの所にあるが、そのピークが非常に広い範囲に亙って
いる。
従って、半径が７．７ｃｍから１７．２ｃｏ＋ｌこ変化
しても、磁場の強さは約１０％しか変化しない。
しても、磁場の強さは約１０％しか変化しない。
かくの如く、コイルの半径を変化させること自体によっ
ては、磁場の強さは明らかな変化を示さないので、上述
の式から、（患者が乗った状態で）コイルによって有効
に吸収される電力を若干でも減らすことが出来るならば
、信号対雑音比及び雑音比を改善させることが出来るこ
とがわかる。コイル自体は本来可能な限り電力の吸収を
小さくするように設計されてはいるが、患者の体の不必
要な部分によって消費される電力量を有効に減らすよう
に、コイルを設計することが出来るならば、更に改善の
余地のあることが分かる。
ては、磁場の強さは明らかな変化を示さないので、上述
の式から、（患者が乗った状態で）コイルによって有効
に吸収される電力を若干でも減らすことが出来るならば
、信号対雑音比及び雑音比を改善させることが出来るこ
とがわかる。コイル自体は本来可能な限り電力の吸収を
小さくするように設計されてはいるが、患者の体の不必
要な部分によって消費される電力量を有効に減らすよう
に、コイルを設計することが出来るならば、更に改善の
余地のあることが分かる。
患者の下側の部分によって消費される電力量は多くの因
子によって決定される。例えば、患者自体の１ｍ体の形
及び大きさと、それ自体の局部的導電性とが、全てそれ
ぞれ影響している。しかし、制御可能なことを見出だし
た１つの因子は、映像する必要のない体の部分に於ける
局部的ＲＦ磁場の強さである。例えば、表面コイルに関
する１つの問題点は、コイルに最も近接するＲＦ磁場が
最も強いことだが、この区域は皮下脂肪の部分なので、
−膜内に、診断上余り意味の無い所なのである。
子によって決定される。例えば、患者自体の１ｍ体の形
及び大きさと、それ自体の局部的導電性とが、全てそれ
ぞれ影響している。しかし、制御可能なことを見出だし
た１つの因子は、映像する必要のない体の部分に於ける
局部的ＲＦ磁場の強さである。例えば、表面コイルに関
する１つの問題点は、コイルに最も近接するＲＦ磁場が
最も強いことだが、この区域は皮下脂肪の部分なので、
−膜内に、診断上余り意味の無い所なのである。
要するに、本発明は信号対雑音比を改善した新しいコイ
ル構造体を提供するものであり、この信号対雑音比の改
善が、次の如きコイル構造によって行われる、即ち、こ
の構造は、コイルに近接した場所でのＲＦ磁場の強さを
有効に減らす一方、コイルから縦方向に若干離れた所（
ＰＩえば人間の腰椎の場合８ｃｒＢ）にある患者の映像
を見る必要のある部分内でのＲＦ磁場を必要な強さに保
つことが出来る。
ル構造体を提供するものであり、この信号対雑音比の改
善が、次の如きコイル構造によって行われる、即ち、こ
の構造は、コイルに近接した場所でのＲＦ磁場の強さを
有効に減らす一方、コイルから縦方向に若干離れた所（
ＰＩえば人間の腰椎の場合８ｃｒＢ）にある患者の映像
を見る必要のある部分内でのＲＦ磁場を必要な強さに保
つことが出来る。
例えば３インチの比較的幅の広い銅の導電体のストリッ
プを用いた表面コイルが既に作られているが（同時係属
出願第１４５，２７９号参照）、従来の代表的ＭＨ１，
ＲＦ表面コイルは幅の狭い導体で作られている（例えば
、１インチ幅の銅ストリップ又は各種の径の鋼管）。
プを用いた表面コイルが既に作られているが（同時係属
出願第１４５，２７９号参照）、従来の代表的ＭＨ１，
ＲＦ表面コイルは幅の狭い導体で作られている（例えば
、１インチ幅の銅ストリップ又は各種の径の鋼管）。
比較的幅の広いストリップに沿って流れる電流は、それ
自体、複雑な形でストリップの中を流れるが、ある電流
分布を仮定すれば、この幅の広いストリップを、多数の
ループの積層体としテ取扱うことによって、その各々が
、上記の仮定した電流分布に基づき、それぞれ異なった
電流を持つものとして、その場合の磁場の強さを計算す
ることが出来る。しかし、第１図に就いて既に説明した
如く、横断深さ８ｃｍの距離の所の磁場を考えた場合、
７．７ｃｍから１７．２ｃｍのループ半径によって、磁
場の強さは約１０％しか変化しないので、どのような電
流分布を仮定しても、ループに対し横断深さ８ｃ■の所
の又は半径１１．３ｃｍの所の磁場の強さは、内径７．
７ｃｍで外径１７．２ｃｍの幅の広いストリップのルー
プと比較して１０％以下の差しか無い。
自体、複雑な形でストリップの中を流れるが、ある電流
分布を仮定すれば、この幅の広いストリップを、多数の
ループの積層体としテ取扱うことによって、その各々が
、上記の仮定した電流分布に基づき、それぞれ異なった
電流を持つものとして、その場合の磁場の強さを計算す
ることが出来る。しかし、第１図に就いて既に説明した
如く、横断深さ８ｃｍの距離の所の磁場を考えた場合、
７．７ｃｍから１７．２ｃｍのループ半径によって、磁
場の強さは約１０％しか変化しないので、どのような電
流分布を仮定しても、ループに対し横断深さ８ｃ■の所
の又は半径１１．３ｃｍの所の磁場の強さは、内径７．
７ｃｍで外径１７．２ｃｍの幅の広いストリップのルー
プと比較して１０％以下の差しか無い。
しかし、導体表面に近い位置での磁場を考えると、この
幅は余り重要な因子ではない。例えば、導体に近接した
位置の平均磁場強さは、アンペールの法則を用いること
によって引き出すことが出来る。幅Ｗの比較的幅の広い
導体の断面が第２図に示されており、この場合、電流は
第２図の面に対して直角の方向に流れている。アンペー
ルの法則により、第２図の破線に沿う磁場の線積分は、
この導体を流れる電流（１）に比例する。又、この磁場
のベクトルは、この破線に対してタンジェント方向を向
いている。この場合得られる磁場の強さは平均値である
。：即ち、 μＯＩ Ｂ ａＶ ” ２ Ｗ （式３）従って
、幅Ｗが大きくなると、コイルの導体表面に近い位置の
磁場の平均強さが小さくなる。
幅は余り重要な因子ではない。例えば、導体に近接した
位置の平均磁場強さは、アンペールの法則を用いること
によって引き出すことが出来る。幅Ｗの比較的幅の広い
導体の断面が第２図に示されており、この場合、電流は
第２図の面に対して直角の方向に流れている。アンペー
ルの法則により、第２図の破線に沿う磁場の線積分は、
この導体を流れる電流（１）に比例する。又、この磁場
のベクトルは、この破線に対してタンジェント方向を向
いている。この場合得られる磁場の強さは平均値である
。：即ち、 μＯＩ Ｂ ａＶ ” ２ Ｗ （式３）従って
、幅Ｗが大きくなると、コイルの導体表面に近い位置の
磁場の平均強さが小さくなる。
この理論を試すために、各種のコイルが作られ、この上
に標準塩水の試料が置かれた。標準回路のパラメーター
（例えばＱインダクタンス及び共鳴周波数）を測定する
ことにより、塩水試料によりコイルに加えられる１連の
有効な抵抗が計算出来る。導体部材として１インチ幅の
銅のストリップを用いた１つのコイルに於いて、塩水試
料によって付加される１連の抵抗値は１．１４オームで
あった。しかし、このストリップの幅を１インチから２
．７５インチに広げ、又、比較的小さな半径を保つこと
により（例えば、９Ｘ９．５インチの外法寸法と、３．
５Ｘ４インチの内法寸法とを持った方形）、同じ塩水試
料によって加えられる１迎の有効な抵抗値は、たった０
、４３オームであった。即ち、平均半径の半分（又はそ
れ以上）程度の幅を持ったループ導体を用いることによ
り、塩水試料によってコイルに有効に加えられる１連の
抵抗が、約１／３に減った。
に標準塩水の試料が置かれた。標準回路のパラメーター
（例えばＱインダクタンス及び共鳴周波数）を測定する
ことにより、塩水試料によりコイルに加えられる１連の
有効な抵抗が計算出来る。導体部材として１インチ幅の
銅のストリップを用いた１つのコイルに於いて、塩水試
料によって付加される１連の抵抗値は１．１４オームで
あった。しかし、このストリップの幅を１インチから２
．７５インチに広げ、又、比較的小さな半径を保つこと
により（例えば、９Ｘ９．５インチの外法寸法と、３．
５Ｘ４インチの内法寸法とを持った方形）、同じ塩水試
料によって加えられる１迎の有効な抵抗値は、たった０
、４３オームであった。即ち、平均半径の半分（又はそ
れ以上）程度の幅を持ったループ導体を用いることによ
り、塩水試料によってコイルに有効に加えられる１連の
抵抗が、約１／３に減った。
導体の幅の広い平らなストリップ上での電流の分布は、
解析的に解（には難しい問題であるが、ある特定の場合
はこれを解くことが出来、これに関する記載が本発明者
による出版物に栽っている（Ｍａｇｎｅｔｌｃ Ｒｅ５
ｏｎａｎｃＩ３ｆｎ Ｍｅｄｌｃｌｎｅ、ＶｏＬ３、ｐ
ｐ７７８〜７９０．１９８Ｂ）。一般的に言って、電流
密度は、幅の広い平らな銅導体の縁近くに集中する。
解析的に解（には難しい問題であるが、ある特定の場合
はこれを解くことが出来、これに関する記載が本発明者
による出版物に栽っている（Ｍａｇｎｅｔｌｃ Ｒｅ５
ｏｎａｎｃＩ３ｆｎ Ｍｅｄｌｃｌｎｅ、ＶｏＬ３、ｐ
ｐ７７８〜７９０．１９８Ｂ）。一般的に言って、電流
密度は、幅の広い平らな銅導体の縁近くに集中する。
このピーク電流密度の区域はＲＦ磁場の強さがピークに
なる区域でもある。従って、このような比較的幅が広く
平らなストリップの縁を患者の影像体から遠のく方向に
適切に湾曲させることによって、信号対雑音比を更に改
善することが出来る。
なる区域でもある。従って、このような比較的幅が広く
平らなストリップの縁を患者の影像体から遠のく方向に
適切に湾曲させることによって、信号対雑音比を更に改
善することが出来る。
本発明による実施例に於いては、ストリップのこの縁が
約１／４インチの深さ及び半径だけ丸まるような形で、
患者の影像部分から遠くへ湾曲している。この結果、こ
のような湾曲した縁が無い設計に対し、信号対雑音比が
約２０％以上更に増加した。
約１／４インチの深さ及び半径だけ丸まるような形で、
患者の影像部分から遠くへ湾曲している。この結果、こ
のような湾曲した縁が無い設計に対し、信号対雑音比が
約２０％以上更に増加した。
上述した実施例が第３〜５図に示されている。
ここでは、導体１０が、単一の方形のループ（その寸法
は第３図に示す）の形をした比較的平らな輪の部分１２
を含み、上記実質的に平らな輪の部分１２に対して全体
的に平行な面の中にある。
は第３図に示す）の形をした比較的平らな輪の部分１２
を含み、上記実質的に平らな輪の部分１２に対して全体
的に平行な面の中にある。
当該技術者には明らかな如く、導電性のループＩＯが一
般的なＲＦマツチング及びチューニング回路１４に繋が
れ、ＲＦ導電線１６を介して、磁気共鳴映像システムの
中の一般的なＭＲｌ、ＲＦレシーバ−回路１８に繋がれ
ている。実際の導体要素１０は、多くの場合、（例えば
、非磁性で絶縁性のポツティング（ｐｏｔｔｌｎｇ ）
をしたコンパウンド、プラスチック等の）ハウジング２
０の中に納められており、腰椎部分の回りにある影像部
分をコイル構造体の略中心に置いて、このハウジングの
形を患者２２が寝易いような外形にすることが出来る。
般的なＲＦマツチング及びチューニング回路１４に繋が
れ、ＲＦ導電線１６を介して、磁気共鳴映像システムの
中の一般的なＭＲｌ、ＲＦレシーバ−回路１８に繋がれ
ている。実際の導体要素１０は、多くの場合、（例えば
、非磁性で絶縁性のポツティング（ｐｏｔｔｌｎｇ ）
をしたコンパウンド、プラスチック等の）ハウジング２
０の中に納められており、腰椎部分の回りにある影像部
分をコイル構造体の略中心に置いて、このハウジングの
形を患者２２が寝易いような外形にすることが出来る。
第３図に示す如く、コイルｌＯの平均半径は導体ＩＯの
幅の約２倍又はそれ以下で、コイルが比較的小さな中心
穴を持つ構造になっている。
幅の約２倍又はそれ以下で、コイルが比較的小さな中心
穴を持つ構造になっている。
又図に示す如く、輪の部分１２の両端の縁部に、湾曲し
た形状部分３０ａ、３０ｂを設け、患者の体２２から遠
く離れた平らな導体の縁部分に、強度の高い電流分布部
分が移動するようになっている。
た形状部分３０ａ、３０ｂを設け、患者の体２２から遠
く離れた平らな導体の縁部分に、強度の高い電流分布部
分が移動するようになっている。
実施例に於いては、コイルからから８ｃｍの距離の横断
深さに於ける信号対雑音比が、一般的に入手可能のコイ
ル構造（例えば上述した如く、半径で比較し比較的幅が
広く湾曲した縁部分を持たない構造）に対し３５％増加
した。１０ｃ＋＊の横断深さに於いては、本実施例の増
加率は約１２％のみであり、１３ｃＩ１１の所では約８
％のみである。但し、この増加率は患者によって異なる
。
深さに於ける信号対雑音比が、一般的に入手可能のコイ
ル構造（例えば上述した如く、半径で比較し比較的幅が
広く湾曲した縁部分を持たない構造）に対し３５％増加
した。１０ｃ＋＊の横断深さに於いては、本実施例の増
加率は約１２％のみであり、１３ｃＩ１１の所では約８
％のみである。但し、この増加率は患者によって異なる
。
第６図は、３種類のコイルで塩水映像した場合の信号の
強さを示す図で、１つ目は、１′の銅ストリップで作ら
れた視野の広い標準コイルで、２つ目は比較的幅の広い
（２，７５’）平らな銅ストリップで作られた表面コイ
ルで、湾曲した縁部を持たない点を除いて、その他の寸
法に就いては次の実施例と同じである、３つ目は第３か
ら５図に示した実施例であり、半径で言って比較的幅の
広い２．７５’幅の導体であるばかりでなく、湾曲した
縁部も持っている。図に示す如く、半径で言って比較的
幅の広い平らな導体を使用した場合は、深さ８ｃ１１の
所で顕著な改善が見られ、その中でも、実施例の如く湾
曲した縁部を持つ場合は、更に大きな改善が見られる。
強さを示す図で、１つ目は、１′の銅ストリップで作ら
れた視野の広い標準コイルで、２つ目は比較的幅の広い
（２，７５’）平らな銅ストリップで作られた表面コイ
ルで、湾曲した縁部を持たない点を除いて、その他の寸
法に就いては次の実施例と同じである、３つ目は第３か
ら５図に示した実施例であり、半径で言って比較的幅の
広い２．７５’幅の導体であるばかりでなく、湾曲した
縁部も持っている。図に示す如く、半径で言って比較的
幅の広い平らな導体を使用した場合は、深さ８ｃ１１の
所で顕著な改善が見られ、その中でも、実施例の如く湾
曲した縁部を持つ場合は、更に大きな改善が見られる。
以上、本発明の１つの実施例に就いてのみ説明したが、
当該技術者にとっては、本発明の特徴利点を保持しつつ
、本発明の実施例に各種の変更をを加えることは容易で
あろう。しかし、これらの変更は全て、本発明の思想及
び特許請求の範囲に含まれるものである。
当該技術者にとっては、本発明の特徴利点を保持しつつ
、本発明の実施例に各種の変更をを加えることは容易で
あろう。しかし、これらの変更は全て、本発明の思想及
び特許請求の範囲に含まれるものである。
第１図は、本発明の説明に用いる、半径Ｒの円形のルー
プの中心から約８ｃＩＩの横断深さに於ける磁場の強さ
を示す概念図、 第２図は、本発明の説明に用いる、幅Ｗを持った幅の広
い導体の断面図、 第３図は、本発明による１つの実施例を示す平面図、 第４図は、第３図の線４−４に沿う部分断面図、第５図
は、第３図の線５−５に沿う断面図、第６図は、本発明
の実施例により得られる信号対雑音比の改善状況を示す
図、である。 出願人代理人 弁理士 鈴江武彦 届、婚ρ球１り（祿Ｉｆ工！”１ｍす
プの中心から約８ｃＩＩの横断深さに於ける磁場の強さ
を示す概念図、 第２図は、本発明の説明に用いる、幅Ｗを持った幅の広
い導体の断面図、 第３図は、本発明による１つの実施例を示す平面図、 第４図は、第３図の線４−４に沿う部分断面図、第５図
は、第３図の線５−５に沿う断面図、第６図は、本発明
の実施例により得られる信号対雑音比の改善状況を示す
図、である。 出願人代理人 弁理士 鈴江武彦 届、婚ρ球１り（祿Ｉｆ工！”１ｍす
Claims (10)
- （１）磁気共鳴映像システム用ＭＲＩ・ＲＦコイルで、
これが、 影像区域に対して近位側面と遠位側面とを持って配列さ
れる導体構成要素を含み、 上記導体構成要素が、上記近位側面上の平らな部分と、
これに繋がる縁部と、を持ち、この縁部が、上記近位側
面から上記遠位側面に向って湾曲して遠ざかっている、
磁気共鳴映像システム用ＭＲＩ・ＲＦコイル。 - （２）全体的にＵ字形の断面を持つ導体構成要素を含む
、請求項１記載の磁気共鳴映像システム用ＭＲＩ・ＲＦ
コイル。 - （３）上記断面が、両側から突出した唇部を持つ実質的
に平らな輪の部分を含む、請求項２記載の磁気共鳴映像
システム用ＭＲＩ・ＲＦコイル。 - （４）上記平らな輪の部分が実質的に１インチ以上の幅
を持ち、上記唇部が実質的に１インチ以下の曲率半径で
形成されており、この場合、上記唇部の端部が上記輪の
部分から９０°湾曲して伸びている、請求項３記載の磁
気共鳴映像システム用ＭＲＩ・ＲＦコイル。 - （５）上記唇部の曲率半径が略０．３１インチで、上記
唇部の端部の間の全体の距離が、上記輪の部分に平行に
測って、約２．７５インチである、請求項４記載の磁気
共鳴映像システム用ＭＲＩ・ＲＦコイル。 - （６）上記導体構成要素の輪の部分が、患者の腰椎の区
域からのＭＲＩ・ＲＦ信号を受け取るための表面コイル
のループを形成し、これにより、実質的に平らな面のみ
を持つ導体要素により形成された類似するＲＦ表面コイ
ルに比し、受取ったＮＭＲ・ＲＦ信号に対する応答の信
号対雑音比が高くなる如くにした、請求項２記載の磁気
共鳴映像システム用ＭＲＩ・ＲＦコイル。 - （７）磁気共鳴映像システム用のＭＲＩ・ＲＦ表面コイ
ルに於いて、幅Ｗの平らな断面部分を持つ導体構成要素
を含み、これが、半径が約２Ｗ又はそれ以下の全体的に
平らなループの回りに、且つ人体からのＭＲＩ・ＲＦ信
号を受取るための上記の平らな部分に対し平行に、延び
ており、これにより、上記ループの半径がこれより小さ
い導体要素で形成された類似するＲＦ表面コイルより、
受取ったＮＭＲ ＲＦ信号に対する応答の信号対雑音比
が大きくなる如くにした、磁気共鳴映像システム用ＭＲ
Ｉ・ＲＦ表面コイル。 - （８）上記導体構成要素が上記平らな部分の両端に湾曲
した唇部を含み、これにより、輪の部分として上記平ら
な部分を持つ浅いＵ字形の断面を形成する如くにした、
請求項７記載の磁気共鳴映像システム用ＭＲＩ・ＲＦ表
面コイル。 - （９）上記湾曲した唇部が、約０．３インチの曲率半径
で約９０°湾曲して伸びている、請求項８記載の磁気共
鳴映像システム用ＭＲＩ・ＲＦ表面コイル。 - （１０）磁気共鳴システム用ＭＲＩ・ＲＦコイルに於い
て、断面寸法Ｗの導体構成要素を含み、これが、２Ｗ又
はそれ以下の平均半径を持つループの回りに延びる如く
にした、磁気共鳴システム用ＭＲＩ・ＲＦコイル。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US257,801 | 1988-10-14 | ||
| US07/257,801 US4878022A (en) | 1988-10-14 | 1988-10-14 | Widened and shaped MRI surface coil having increased signal-to-noise ratio |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02109544A true JPH02109544A (ja) | 1990-04-23 |
| JP2615195B2 JP2615195B2 (ja) | 1997-05-28 |
Family
ID=22977804
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1092032A Expired - Lifetime JP2615195B2 (ja) | 1988-10-14 | 1989-04-13 | 磁気共鳴映像システム用広幅ｍｒｉ表面コイル |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4878022A (ja) |
| EP (1) | EP0364061B1 (ja) |
| JP (1) | JP2615195B2 (ja) |
| AT (1) | ATE119677T1 (ja) |
| DE (1) | DE68921537D1 (ja) |
Families Citing this family (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE4301557C2 (de) * | 1993-01-21 | 1995-07-06 | Siemens Ag | Antennenanordnung mit Abschirmung für ein Kernspintomographiegerät |
| US5329234A (en) * | 1993-01-28 | 1994-07-12 | Burton Edward M | Surface coil holder for magnetic resonance imaging |
| US5490509A (en) * | 1993-03-18 | 1996-02-13 | The Regents Of The University Of California | Method and apparatus for MRI using selectively shaped image volume of homogeneous NMR polarizing field |
| DE4314338C2 (de) * | 1993-04-30 | 1998-07-23 | Siemens Ag | Hochfrequenz-System einer Anlage zur Kernspintomographie mit Abschirmmitteln zu einer E-Feld-Begrenzung |
| DE4320531A1 (de) * | 1993-06-21 | 1994-12-22 | Siemens Ag | Zirkular polarisierende Antenne für ein Magnetresonazgerät |
| EP0990175A4 (en) * | 1995-12-29 | 2000-06-14 | Doty Scient Inc | LOW-INDUCTANCE DIVIDED WIRE REINFORCEMENT COIL IN THE CROSSWAY |
| US6087832A (en) * | 1997-05-06 | 2000-07-11 | Doty Scientific, Inc. | Edge-wound solenoids and strongly coupled ring resonators for NMR and MRI |
| JPH11253418A (ja) | 1998-03-11 | 1999-09-21 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置のｒｆコイル |
| WO2001027647A1 (en) * | 1999-10-11 | 2001-04-19 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Mri rf coils with overlapping regions of sensitivity |
| US6593743B2 (en) * | 2001-10-26 | 2003-07-15 | Varian, Inc. | Rounded-conductor NMR RF resonators |
| WO2004099806A1 (en) * | 2003-05-08 | 2004-11-18 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Rf surface coil for use in mri with reduce sensitivity close to the conductors |
| CN105572612B (zh) * | 2014-12-31 | 2019-05-03 | 中国科学院深圳先进技术研究院 | 一种提高多通道射频线圈性能的方法 |
| JP6657181B2 (ja) * | 2015-03-25 | 2020-03-04 | パイオニア株式会社 | 発光装置 |
| JP7479178B2 (ja) * | 2020-03-31 | 2024-05-08 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 高周波コイル |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS63122443A (ja) * | 1986-10-28 | 1988-05-26 | シーメンス、アクチエンゲゼルシヤフト | 核磁気共鳴断層撮影のための表面共振器 |
Family Cites Families (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| DE3340384A1 (de) * | 1983-11-08 | 1985-05-15 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Hochfrequenz-einrichtung einer kernspinresonanz-apparatur mit einer oberflaechenspule |
| US4672972A (en) * | 1984-08-13 | 1987-06-16 | Berke Howard R | Solid state NMR probe |
| US4620155A (en) * | 1984-08-16 | 1986-10-28 | General Electric Company | Nuclear magnetic resonance imaging antenna subsystem having a plurality of non-orthogonal surface coils |
| US4740751A (en) * | 1984-08-16 | 1988-04-26 | Picker International, Inc. | Whole body MRI resonator |
| US4636730A (en) * | 1984-08-16 | 1987-01-13 | General Electric Company | NMR spectroscopy body probes with at least one surface coil |
| US4649348A (en) * | 1984-08-20 | 1987-03-10 | Technicare Corporation | Radio frequency coils for nuclear magnetic resonance imaging systems |
| US4724389A (en) * | 1985-05-08 | 1988-02-09 | Medical College Of Wisconsin, Inc. | Loop-gap resonator for localized NMR imaging |
| FR2592715B1 (fr) * | 1986-01-07 | 1990-09-21 | Thomson Cgr | Antenne orbite pour appareil d'imagerie par resonance magnetique nucleaire |
| DE3619970A1 (de) * | 1986-06-13 | 1987-12-17 | Philips Patentverwaltung | Oberflaechenspule fuer hochfrequenzmagnetfelder bei kernspinuntersuchungen |
| US4703274A (en) * | 1986-08-29 | 1987-10-27 | The Regents Of The University Of California | Arrangement of RF coils and related method for magnetic resonance imaging of a selected inner-volume |
| US4791371A (en) * | 1986-11-17 | 1988-12-13 | Memorial Hospital For Cancer And Allied Diseases | Apparatus useful in magnetic resonance imaging |
| US4777438A (en) * | 1987-04-27 | 1988-10-11 | Picker International, Inc. | Multiple imaging with improved signal-to-noise ratio |
| US4881034A (en) * | 1988-01-19 | 1989-11-14 | The Regents Of The University Of California | Switchable MRI RF coil array with individual coils having different and overlapping fields of view |
-
1988
- 1988-10-14 US US07/257,801 patent/US4878022A/en not_active Expired - Lifetime
-
1989
- 1989-01-10 AT AT89300167T patent/ATE119677T1/de active
- 1989-01-10 EP EP89300167A patent/EP0364061B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1989-01-10 DE DE68921537T patent/DE68921537D1/de not_active Expired - Lifetime
- 1989-04-13 JP JP1092032A patent/JP2615195B2/ja not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS63122443A (ja) * | 1986-10-28 | 1988-05-26 | シーメンス、アクチエンゲゼルシヤフト | 核磁気共鳴断層撮影のための表面共振器 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0364061A2 (en) | 1990-04-18 |
| US4878022A (en) | 1989-10-31 |
| EP0364061B1 (en) | 1995-03-08 |
| DE68921537D1 (de) | 1995-04-13 |
| JP2615195B2 (ja) | 1997-05-28 |
| ATE119677T1 (de) | 1995-03-15 |
| EP0364061A3 (en) | 1990-12-05 |
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