JPH04246331A - Ｍｒｉ用アンテナコイル - Google Patents
Ｍｒｉ用アンテナコイルInfo
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- JPH04246331A JPH04246331A JP3032364A JP3236491A JPH04246331A JP H04246331 A JPH04246331 A JP H04246331A JP 3032364 A JP3032364 A JP 3032364A JP 3236491 A JP3236491 A JP 3236491A JP H04246331 A JPH04246331 A JP H04246331A
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- coils
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- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 abstract 1
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 10
- 239000000758 substrate Substances 0.000 description 7
- 238000005481 NMR spectroscopy Methods 0.000 description 3
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 3
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 3
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 3
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 3
- 239000007787 solid Substances 0.000 description 3
- 239000004020 conductor Substances 0.000 description 2
- 238000000605 extraction Methods 0.000 description 2
- 210000000629 knee joint Anatomy 0.000 description 2
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 description 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 1
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 1
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- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000010363 phase shift Effects 0.000 description 1
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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
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は、核磁気共鳴（ＮＭＲ
）を利用してイメージングを行うＭＲＩ装置に用いるア
ンテナコイルに関し、とくに直交型ＲＦコイル（クワド
ラチャコイル）に関する。
）を利用してイメージングを行うＭＲＩ装置に用いるア
ンテナコイルに関し、とくに直交型ＲＦコイル（クワド
ラチャコイル）に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来より、ＭＲＩ装置において、より高
いＳ／Ｎ比をえるためクワドラチャコイルが用いられて
いる。このクワドラチャコイルは電気的に独立した２つ
のＲＦコイルからなり、これら２つのコイルを、それら
からの高周波磁界が互いに直交するような位置関係に配
置したものである。このクワドラチャコイルを限定され
た部位を高感度に撮像するための平面コイルに適用した
場合は図１のようになり、円筒形コイルに適用した例と
してＡｌｄｅｒｍａｎ ＆ Ｇｒａｎｔ型などが知られ
ている。これらクワドラチャコイルでは互いに電気的に
独立した２つのＲＦコイルから直交した高周波磁界の送
受を行うため、信号が加算平均されたと等価となり、Ｓ
／Ｎ比が理論上ルート２倍に向上する。
いＳ／Ｎ比をえるためクワドラチャコイルが用いられて
いる。このクワドラチャコイルは電気的に独立した２つ
のＲＦコイルからなり、これら２つのコイルを、それら
からの高周波磁界が互いに直交するような位置関係に配
置したものである。このクワドラチャコイルを限定され
た部位を高感度に撮像するための平面コイルに適用した
場合は図１のようになり、円筒形コイルに適用した例と
してＡｌｄｅｒｍａｎ ＆ Ｇｒａｎｔ型などが知られ
ている。これらクワドラチャコイルでは互いに電気的に
独立した２つのＲＦコイルから直交した高周波磁界の送
受を行うため、信号が加算平均されたと等価となり、Ｓ
／Ｎ比が理論上ルート２倍に向上する。
【０００３】図１に平面コイルとして構成したクワドラ
チャコイルの従来例を示す。垂直磁界発生用コイル１と
、水平磁界発生用コイル２とからなり、前者のコイル１
は通常のループ型に、後者のコイル２は凹字型にそれぞ
れ形成されていて、コイル２の中央部にコイル１が重な
るように配置されている。コイル１、２の各々には適宜
の箇所に結合コンデンサ３が挿入されており、また、給
電あるいは信号取り出しのためケーブル４がそれぞれ接
続されている。
チャコイルの従来例を示す。垂直磁界発生用コイル１と
、水平磁界発生用コイル２とからなり、前者のコイル１
は通常のループ型に、後者のコイル２は凹字型にそれぞ
れ形成されていて、コイル２の中央部にコイル１が重な
るように配置されている。コイル１、２の各々には適宜
の箇所に結合コンデンサ３が挿入されており、また、給
電あるいは信号取り出しのためケーブル４がそれぞれ接
続されている。
【０００４】これらコイル１、２に９０゜位相の異なる
高周波信号を与えると、コイル１、２のそれぞれから発
生する磁界は図１の実線、点線の矢印のようになり、そ
れぞれの磁界の交差する領域で空間的、電気的に直交す
ることになる。この平面コイルは実際には受信専用コイ
ルとして使用されることが主であるため、直交領域で発
生したＮＭＲ信号がコイル１、２のそれぞれに９０゜位
相がずれた信号として受信されることになる。
高周波信号を与えると、コイル１、２のそれぞれから発
生する磁界は図１の実線、点線の矢印のようになり、そ
れぞれの磁界の交差する領域で空間的、電気的に直交す
ることになる。この平面コイルは実際には受信専用コイ
ルとして使用されることが主であるため、直交領域で発
生したＮＭＲ信号がコイル１、２のそれぞれに９０゜位
相がずれた信号として受信されることになる。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来の
クワドラチャコイルでは、２つのコイルの間で互いに干
渉し、良好な特性を得ることが難しいという問題がある
。
クワドラチャコイルでは、２つのコイルの間で互いに干
渉し、良好な特性を得ることが難しいという問題がある
。
【０００６】すなわち、水平磁界を発生させるとき、図
２の実線の矢印で示すようにコイル２に電流を流すこと
になり、コイル１には誘導電流が点線矢印のように流れ
る。この場合、コイル１に発生する誘導電流は１ループ
の間に互いに打ち消す方向となるので、結果的にコイル
１の全体には誘導電流は流れないことになる。これに対
して、垂直磁界を発生させるときは図３の実線の矢印で
示すようにコイル１に電流を流すことになって、コイル
２に点線矢印で示すような誘導電流が発生する。このコ
イル２の流れる誘導電流は図２のコイル１に流れる誘導
電流の場合のように１ループの間に打ち消し合うという
関係にないため、コイル２の全体に誘導電流が流れるこ
とになる。そのため、図３の場合に、両コイル１、２間
の干渉が問題となる。この図３の場合の干渉をなくすた
め、コイル１、２の重なり部の面積比を調整することも
考えられているが、その調整は基本的に非常に困難であ
る。
２の実線の矢印で示すようにコイル２に電流を流すこと
になり、コイル１には誘導電流が点線矢印のように流れ
る。この場合、コイル１に発生する誘導電流は１ループ
の間に互いに打ち消す方向となるので、結果的にコイル
１の全体には誘導電流は流れないことになる。これに対
して、垂直磁界を発生させるときは図３の実線の矢印で
示すようにコイル１に電流を流すことになって、コイル
２に点線矢印で示すような誘導電流が発生する。このコ
イル２の流れる誘導電流は図２のコイル１に流れる誘導
電流の場合のように１ループの間に打ち消し合うという
関係にないため、コイル２の全体に誘導電流が流れるこ
とになる。そのため、図３の場合に、両コイル１、２間
の干渉が問題となる。この図３の場合の干渉をなくすた
め、コイル１、２の重なり部の面積比を調整することも
考えられているが、その調整は基本的に非常に困難であ
る。
【０００７】この発明は、上記に鑑み、クワドラチャコ
イルをなす２つのコイルの間の干渉をなくして、特性を
向上させるようにした、ＭＲＩ用アンテナコイルを提供
することを目的とする。
イルをなす２つのコイルの間の干渉をなくして、特性を
向上させるようにした、ＭＲＩ用アンテナコイルを提供
することを目的とする。
【０００８】
【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
め、この発明によるＭＲＩ用アンテナコイルにおいては
、クワドラチャコイルの一方のコイルをループ型に、他
方のコイルを８字型に形成し、これらを、これらから発
生する磁界方向が直交するような位置関係に配置したこ
とが特徴となっている。一方のコイルに電流を流して垂
直あるいは水平磁界を発生させたとき、いずれの場合で
も、他方のコイルに誘導される電流は、そのコイルのル
ープ内で互いに打ち消し合うようにでき、結果的に誘導
電流が発生しない状態にできる。そのため、２つのコイ
ルの間での干渉がなくなり、相互の独立性が非常に高く
なって、特性を向上させることができる。
め、この発明によるＭＲＩ用アンテナコイルにおいては
、クワドラチャコイルの一方のコイルをループ型に、他
方のコイルを８字型に形成し、これらを、これらから発
生する磁界方向が直交するような位置関係に配置したこ
とが特徴となっている。一方のコイルに電流を流して垂
直あるいは水平磁界を発生させたとき、いずれの場合で
も、他方のコイルに誘導される電流は、そのコイルのル
ープ内で互いに打ち消し合うようにでき、結果的に誘導
電流が発生しない状態にできる。そのため、２つのコイ
ルの間での干渉がなくなり、相互の独立性が非常に高く
なって、特性を向上させることができる。
【０００９】
【実施例】以下、この発明の一実施例について図面を参
照しながら詳細に説明する。図４はこの発明を平面コイ
ルに適用した一実施例を示す。この図に示すように、垂
直磁界発生用コイル５は従来と同様に単なる矩形あるい
は円形のループ型に形成されているが、水平磁界発生用
コイル６は中央で交差する８字型に形成されており、８
字型コイル６の中央部分にコイル５が重ねられるように
して、平面的に配置されている。コイル５、６の各々に
は適宜の箇所に結合コンデンサ３が挿入されており、ま
た、給電あるいは信号取り出しのためケーブル４がそれ
ぞれ接続されている。
照しながら詳細に説明する。図４はこの発明を平面コイ
ルに適用した一実施例を示す。この図に示すように、垂
直磁界発生用コイル５は従来と同様に単なる矩形あるい
は円形のループ型に形成されているが、水平磁界発生用
コイル６は中央で交差する８字型に形成されており、８
字型コイル６の中央部分にコイル５が重ねられるように
して、平面的に配置されている。コイル５、６の各々に
は適宜の箇所に結合コンデンサ３が挿入されており、ま
た、給電あるいは信号取り出しのためケーブル４がそれ
ぞれ接続されている。
【００１０】コイル６に電流を流すと図４の実線矢印の
ように水平磁界が発生する。このとき、コイル６には電
流が図５の実線矢印のように流れ、これによってコイル
５に誘導電流が生じる。このコイル５の誘導電流は図５
の点線矢印のようになり、コイル５のループ全体では互
いに打ち消し合うような方向となる。
ように水平磁界が発生する。このとき、コイル６には電
流が図５の実線矢印のように流れ、これによってコイル
５に誘導電流が生じる。このコイル５の誘導電流は図５
の点線矢印のようになり、コイル５のループ全体では互
いに打ち消し合うような方向となる。
【００１１】また、コイル５に電流を流すと、図４の点
線矢印のように垂直磁界を発生させることができる。こ
のときコイル５には図６の実線矢印で示すように電流が
流れることになる。そこでコイル６には図６の点線矢印
のような電流が誘導される。この誘導電流は８字型コイ
ル６の全体としてみたとき、相互に打ち消すような方向
となる。
線矢印のように垂直磁界を発生させることができる。こ
のときコイル５には図６の実線矢印で示すように電流が
流れることになる。そこでコイル６には図６の点線矢印
のような電流が誘導される。この誘導電流は８字型コイ
ル６の全体としてみたとき、相互に打ち消すような方向
となる。
【００１２】そのため、垂直、水平磁界発生時とも、一
方のコイルに誘導される電流はそのコイル全体では相互
に打ち消し合って１ターンするようなものとはならない
。そこで２つのコイル５、６の間の干渉をなくし、互い
の独立性を高めて特性を向上させることができる。
方のコイルに誘導される電流はそのコイル全体では相互
に打ち消し合って１ターンするようなものとはならない
。そこで２つのコイル５、６の間の干渉をなくし、互い
の独立性を高めて特性を向上させることができる。
【００１３】８字型コイル６は、一般には、インダクタ
ンスが大きくなってより高い周波数で共振させることが
難しくなってくるが、数箇所に結合コンデンサ３を挿入
することにより、高い周波数まで共振させることができ
る。
ンスが大きくなってより高い周波数で共振させることが
難しくなってくるが、数箇所に結合コンデンサ３を挿入
することにより、高い周波数まで共振させることができ
る。
【００１４】図７は図４の平面コイルの変形例を示すも
のである。この図に示すように、８字型に形成された水
平磁界発生用コイル７の交差部は中央でなくて偏った位
置にあってもよい。また、図示しないが、図４や図７の
ようには完全に平面状としないで、人体の形状に合わせ
て湾曲させることもできる。
のである。この図に示すように、８字型に形成された水
平磁界発生用コイル７の交差部は中央でなくて偏った位
置にあってもよい。また、図示しないが、図４や図７の
ようには完全に平面状としないで、人体の形状に合わせ
て湾曲させることもできる。
【００１５】図８はこの発明を円筒形コイルに適用した
ものである。すなわち、図４のようなループ型コイル５
と８字型コイル６とを半円筒形絶縁基板８上に形成した
ものである（図４では平面形であるが、これの全体を半
円筒形に湾曲させたものに等しい）。このような半円筒
形絶縁基板８を２つ結合させて円筒形としている。２つ
の半円筒形絶縁基板８のそれぞれにクワドラチャコイル
が形成されたことになる。２つのループ型コイル５に並
列にケーブル（この図８では省略しているが図４等を参
照）を接続し、２つの８字型コイル６に並列にケーブル
を接続する。これにより、円筒形の内部に、円筒形の軸
に直角な平面内で、互いに直角な磁界を発生させること
ができる。つまり２つのループ型コイル５で図８の縦方
向の磁界を形成し、２つの８字型コイル６で横方向の磁
界を形成する。
ものである。すなわち、図４のようなループ型コイル５
と８字型コイル６とを半円筒形絶縁基板８上に形成した
ものである（図４では平面形であるが、これの全体を半
円筒形に湾曲させたものに等しい）。このような半円筒
形絶縁基板８を２つ結合させて円筒形としている。２つ
の半円筒形絶縁基板８のそれぞれにクワドラチャコイル
が形成されたことになる。２つのループ型コイル５に並
列にケーブル（この図８では省略しているが図４等を参
照）を接続し、２つの８字型コイル６に並列にケーブル
を接続する。これにより、円筒形の内部に、円筒形の軸
に直角な平面内で、互いに直角な磁界を発生させること
ができる。つまり２つのループ型コイル５で図８の縦方
向の磁界を形成し、２つの８字型コイル６で横方向の磁
界を形成する。
【００１６】この図８の場合も、ループ型コイル５と８
字型コイル６との間の干渉を少なくすることができる点
は、図４の場合と同様である。
字型コイル６との間の干渉を少なくすることができる点
は、図４の場合と同様である。
【００１７】図８の円筒形コイルの場合は、２つの半円
筒形絶縁基板８のそれぞれにクワドラチャコイルが形成
され、両者の間で導体の接続箇所がないため、容易に２
つに分けたり、１つに結合させたりすることができる。
筒形絶縁基板８のそれぞれにクワドラチャコイルが形成
され、両者の間で導体の接続箇所がないため、容易に２
つに分けたり、１つに結合させたりすることができる。
【００１８】そのため図９や図１０のように２つの半円
筒形絶縁基板８をヒンジ構造で結合することにより開閉
可能に構成したり、あるいは図示しないが２つの半円筒
形絶縁基板８を着脱自在に切り離すこともできる。その
結果、被検者の撮像部位に装着する際、開いたり、取り
外したりした状態とすることにより、きわめて容易に装
着することができる。分割できない円筒形コイルの場合
には、たとえばひざ関節用円筒形コイルを被検者のひざ
関節部分に装着する際、無理な姿勢を強いることになる
が、このように分割できるようにしたため、自然の姿勢
で装着することができるようになる。
筒形絶縁基板８をヒンジ構造で結合することにより開閉
可能に構成したり、あるいは図示しないが２つの半円筒
形絶縁基板８を着脱自在に切り離すこともできる。その
結果、被検者の撮像部位に装着する際、開いたり、取り
外したりした状態とすることにより、きわめて容易に装
着することができる。分割できない円筒形コイルの場合
には、たとえばひざ関節用円筒形コイルを被検者のひざ
関節部分に装着する際、無理な姿勢を強いることになる
が、このように分割できるようにしたため、自然の姿勢
で装着することができるようになる。
【００１９】従来の円筒形クワドラチャコイルは幾何学
的な４回対称性を持ち、円筒形の側面を一周するように
導体を設ける必要があるので、このように分割するには
いずれかの箇所で電気的接点を設けなければならず、信
頼性に不安が生じることになるが、これが解消される。
的な４回対称性を持ち、円筒形の側面を一周するように
導体を設ける必要があるので、このように分割するには
いずれかの箇所で電気的接点を設けなければならず、信
頼性に不安が生じることになるが、これが解消される。
【００２０】
【発明の効果】以上、実施例について説明したように、
この発明のＭＲＩ用アンテナコイルによれば、クワドラ
チャコイルをなす２つのコイルの間の干渉をなくして、
特性を向上させることができる。
この発明のＭＲＩ用アンテナコイルによれば、クワドラ
チャコイルをなす２つのコイルの間の干渉をなくして、
特性を向上させることができる。
【図１】従来の平面型クワドラチャコイルの模式図。
【図２】従来の平面型クワドラチャコイルにおける誘導
電流を示す図。
電流を示す図。
【図３】従来の平面型クワドラチャコイルにおける誘導
電流を示す図。
電流を示す図。
【図４】この発明の一実施例の模式図。
【図５】同実施例における誘導電流を示す図。
【図６】同実施例における誘導電流を示す図。
【図７】変形例の模式図。
【図８】他の実施例の模式図。
【図９】図８の他の状態の模式図。
【図１０】図８の別の状態の模式図。
Claims (1)
- 【請求項１】 一方がループ型、他方が８字型に形成
された互いに独立した２つのコイルを、それらから発生
する磁界方向が直交するような位置関係に配置したこと
を特徴とするＭＲＩ用アンテナコイル。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3032364A JP2641808B2 (ja) | 1991-01-31 | 1991-01-31 | Ｍｒｉ用アンテナコイル |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3032364A JP2641808B2 (ja) | 1991-01-31 | 1991-01-31 | Ｍｒｉ用アンテナコイル |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04246331A true JPH04246331A (ja) | 1992-09-02 |
| JP2641808B2 JP2641808B2 (ja) | 1997-08-20 |
Family
ID=12356901
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3032364A Expired - Fee Related JP2641808B2 (ja) | 1991-01-31 | 1991-01-31 | Ｍｒｉ用アンテナコイル |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2641808B2 (ja) |
Cited By (9)
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|---|---|---|---|---|
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| JP2008067733A (ja) * | 2006-09-12 | 2008-03-27 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｒｆコイルとそれを用いた磁気共鳴撮像装置 |
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| JPS63143046A (ja) * | 1986-11-27 | 1988-06-15 | フィリップス エレクトロニクス ネムローゼ フェンノートシャップ | 直交コイル系を有する磁気イメージング装置 |
| JPH02136610U (ja) * | 1989-04-17 | 1990-11-14 |
-
1991
- 1991-01-31 JP JP3032364A patent/JP2641808B2/ja not_active Expired - Fee Related
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