JPH05245125A - High frequency receiving coil of magnetic resonance imaging device - Google Patents
High frequency receiving coil of magnetic resonance imaging deviceInfo
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- JPH05245125A JPH05245125A JP4080331A JP8033192A JPH05245125A JP H05245125 A JPH05245125 A JP H05245125A JP 4080331 A JP4080331 A JP 4080331A JP 8033192 A JP8033192 A JP 8033192A JP H05245125 A JPH05245125 A JP H05245125A
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、核磁気共鳴（以下「Ｎ
ＭＲ」と略記する）現象を利用して被検体(人体）の所
望部位の断層像を得る磁気共鳴イメージング装置の受信
系に用いられ、ボビン上に二つの導電ループをその感度
方向を互いに直交させて一組に形成して成る高周波受信
コイルに関し、特に被検体に装着して変形したり静磁場
内で位置が偏って周囲の高周波シールドに接近した場合
でも、上記二つの導電ループの共振周波数を略同一とす
ることができる磁気共鳴イメージング装置の高周波受信
コイルに関する。The present invention relates to nuclear magnetic resonance (hereinafter referred to as "N
(Abbreviated as “MR”) phenomenon is used in a reception system of a magnetic resonance imaging apparatus for obtaining a tomographic image of a desired portion of a subject (human body), and two conductive loops are arranged on a bobbin so that their sensitivity directions are orthogonal to each other. For a high-frequency receiving coil formed as a set, the resonant frequency of the above two conductive loops can be reduced even when the subject is deformed by being attached to the subject or when the position is biased in the static magnetic field and approaches the surrounding high-frequency shield. The present invention relates to a high frequency receiving coil of a magnetic resonance imaging apparatus that can be made substantially the same.
【０００２】[0002]
【従来の技術】磁気共鳴イメージング装置は、被検体の
体軸方向と垂直な方向に静磁場及び傾斜磁場を与える磁
場発生手段と、上記被検体の生体組織を構成する原子の
原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波信号を照
射する送信系と、上記傾斜磁場発生手段又は外部環境が
測定空間に与える電磁的悪影響を遮へいする高周波シー
ルドと、上記の核磁気共鳴により放出される高周波信号
を検出する受信系と、この受信系で検出した高周波信号
を用いて画像再構成演算を行う信号処理系とを備えて構
成されている。そして、静磁場発生手段により被検体に
均一な静磁場を与えながら、核磁気共鳴を励起させる周
波数の高周波信号を送信系の高周波コイルで印加し、こ
れにより被検体から放出される核磁気共鳴信号を受信系
の高周波コイルで検出するようになっている。このと
き、上記被検体からの核磁気共鳴信号の放出位置を特定
するために、さらに傾斜磁場発生手段で傾斜磁場を与え
ることによりイメージングを行っている。2. Description of the Related Art A magnetic resonance imaging apparatus includes a magnetic field generating means for applying a static magnetic field and a gradient magnetic field in a direction perpendicular to a body axis direction of a subject, and a nuclear magnetic resonance for atomic nuclei of atoms constituting the biological tissue of the subject. Transmission system for irradiating a high-frequency signal in order to cause a radio frequency signal, a high-frequency shield for shielding the electromagnetic adverse effect of the gradient magnetic field generating means or the external environment on the measurement space, and a high-frequency signal emitted by the nuclear magnetic resonance. And a signal processing system that performs image reconstruction calculation using the high frequency signal detected by this receiving system. Then, while applying a uniform static magnetic field to the subject by the static magnetic field generating means, a high-frequency signal having a frequency for exciting nuclear magnetic resonance is applied by a high-frequency coil of the transmission system, whereby the nuclear magnetic resonance signal emitted from the subject. Is detected by the high frequency coil of the receiving system. At this time, in order to specify the emission position of the nuclear magnetic resonance signal from the subject, imaging is performed by further applying a gradient magnetic field by the gradient magnetic field generating means.
【０００３】このような磁気共鳴イメージング装置にお
ける高周波コイルとしては、従来は、一つの導電ルー
プ、例えばソレノイドコイルまたは鞍形コイルを使用
し、一方向の核磁気共鳴信号を受信するものがあった。
これに対して、Ｓ／Ｎ比の向上を狙って、二つの導電ル
ープを互いに感度方向を直交させて一組に形成し、二方
向の核磁気共鳴信号を受信するものがある。後者の二つ
の導電ループを組み合わせて成る高周波コイルを直交受
信コイル（Ｑuardrature Ｄetection Ｃoils：以下「Ｑ
Ｄコイル」と略称する）というが、従来のＱＤコイル
は、例えば水平磁場方式のものとして鞍形コイルと鞍形
コイルとを組み合わせたものが、垂直磁場方式のものと
してソレノイドコイルと鞍形コイルとを組み合わせたも
のが提案されている。そして、これらのＱＤコイルは、
樹脂製のリジッドなボビン上に二つの導電ループを巻い
て形成されていた。As a high frequency coil in such a magnetic resonance imaging apparatus, conventionally, one conductive loop, for example, a solenoid coil or a saddle type coil has been used to receive a unidirectional nuclear magnetic resonance signal.
On the other hand, in order to improve the S / N ratio, there is a method in which two conductive loops are formed in a set with their sensitivity directions orthogonal to each other and a two-direction nuclear magnetic resonance signal is received. A high-frequency coil formed by combining the latter two conductive loops is a quadrature detection coil (hereinafter referred to as “Q”).
In the conventional QD coil, for example, a combination of a saddle coil and a saddle coil as a horizontal magnetic field type is used as a conventional QD coil, but a solenoid coil and a saddle coil are used as a vertical magnetic field type. A combination of is proposed. And these QD coils are
It was formed by winding two conductive loops on a rigid bobbin made of resin.
【０００４】このように、リジッドなボビン上に二つの
導電ループを巻いて形成したＱＤコイルにおいては、一
つの導電ループを使用したものに比べてＳ／Ｎ比を向上
することができるが、装着する被検体の体形の大小に対
して融通がきかず、被検体との間に空間ができてＳ／Ｎ
比を十分に向上することができないことがあった。そこ
で、ＱＤコイルのボビンをフレキシブルなシート状のも
ので形成し、ＱＤコイルの全体にフレキシブル性を与
え、被検体の体形の大小に対して融通を持たせ、被検体
に巻き付けるように装着してコイルの密着性を良くした
ものが本発明者らによって提案されている。As described above, in the QD coil formed by winding the two conductive loops on the rigid bobbin, the S / N ratio can be improved as compared with the one using one conductive loop. The body shape of the subject is not flexible and there is a space between the subject and the S / N ratio.
In some cases, the ratio could not be improved sufficiently. Therefore, the bobbin of the QD coil is formed of a flexible sheet to give flexibility to the entire QD coil, to give flexibility to the size of the body shape of the subject, and to attach it so as to wind around the subject. The present inventors have proposed a coil having improved adhesion.
【０００５】[0005]
【発明が解決しようとする課題】しかし、このようにフ
レキシブル性を与えたＱＤコイルにおいては、コイル長
の異なるものを用意しておき、被検体の体形に応じて使
用するコイル長を選択する。長さの短いものは本発明者
らが既に提案しているものでよいが、長いものすなわち
被検体の体形が特に大きいときは、受信コイルとしての
ＱＤコイルが、前述の傾斜磁場発生手段（傾斜磁場コイ
ル）と高周波信号照射手段（送信コイル）との間に設け
られた高周波シールドに接近することがあり、その高周
波シールドの影響を受けることがあった。However, QD coils having such flexibility are prepared in different coil lengths, and the coil length to be used is selected according to the body shape of the subject. The one having a short length may be one already proposed by the present inventors. However, when the length is long, that is, when the body shape of the subject is particularly large, the QD coil as the receiving coil has the above-mentioned gradient magnetic field generating means (gradient). The high frequency shield provided between the magnetic field coil) and the high frequency signal irradiation means (transmission coil) may come close to the high frequency shield, and the high frequency shield may affect the high frequency shield.
【０００６】また、上記のフレキシブル性を与えたＱＤ
コイルは、主として被検体の胴部の周りに装着して胴体
内を撮影するのに用いるものであるが、例えば肩、腕又
は足などの小局部を撮影する場合は、特にフレキシブル
性を与えることなく、小径のリジッドなボビン上に二つ
の導電ループを巻いて形成した従来からのＱＤコイルを
用いていた。そして、このリジッドなＱＤコイルを、被
検体の肩、腕又は足などの局部に装着してＮＭＲ信号を
検出していた。この場合は、上記ＱＤコイルは、静磁場
空間の中心から側方へ偏った位置となり、やはり上記と
同様に高周波シールドに接近することがあり、その高周
波シールドの影響を受けることがあった。A QD having the above-mentioned flexibility
The coil is mainly used around the torso of the subject and is used to image the inside of the torso. However, when photographing a small local area such as a shoulder, an arm or a foot, it is necessary to provide flexibility. Instead, a conventional QD coil formed by winding two conductive loops on a rigid bobbin having a small diameter is used. Then, this rigid QD coil was attached to a local area such as the shoulder, arm or leg of the subject to detect the NMR signal. In this case, the QD coil is located at a position deviated laterally from the center of the static magnetic field space, and may approach the high frequency shield as in the above case, and may be affected by the high frequency shield.
【０００７】ここで、上記高周波シールドの影響として
は、ＱＤコイルを構成する二つの導電ループの共振周波
数が互いに異なった値となってしまうことが上げられ
る。いま、導電ループのインダクタンスをＬとし、キャ
パシタンスをＣとすると、一般的にコイルの共振周波数
ｆは、 で表すことができる。この場合、上記ＱＤコイルの導電
ループが前記高周波シールドに接近すると、式（１）に
おけるインダクタンスＬが減少するため、共振周波数ｆ
が高くなる。しかるに、上記高周波シールドの影響は二
つの導電ループで異なる場合が多く、その二つの導電ル
ープの共振周波数が互いに異なった値となってしまう。
このように、二つの導電ループの共振周波数が異なって
くることから、全体としてＱＤコイルの感度低下を来す
ものであった。従って、磁気共鳴イメージング装置にお
いて、Ｓ／Ｎ比を十分に向上できず、良好な診断画像を
得られないことがあった。Here, as an influence of the high frequency shield, the resonance frequencies of the two conductive loops forming the QD coil may be different from each other. Now, assuming that the inductance of the conductive loop is L and the capacitance is C, the resonance frequency f of the coil is generally Can be expressed as In this case, when the conductive loop of the QD coil approaches the high frequency shield, the inductance L in the equation (1) decreases, so that the resonance frequency f
Becomes higher. However, the influence of the high frequency shield is often different between the two conductive loops, and the resonance frequencies of the two conductive loops have different values.
As described above, the resonance frequencies of the two conductive loops are different from each other, so that the sensitivity of the QD coil is lowered as a whole. Therefore, in the magnetic resonance imaging apparatus, the S / N ratio cannot be sufficiently improved, and a good diagnostic image may not be obtained.
【０００８】そこで、本発明は、このような問題点に対
処し、被検体に装着して変形したり静磁場内で位置が偏
って周囲の高周波シールドに接近した場合でも、二つの
導電ループの共振周波数を略同一とすることができる磁
気共鳴イメージング装置の高周波受信コイルを提供する
ことを目的とする。Therefore, the present invention addresses such a problem and eliminates the problem of the two conductive loops even when they are attached to an object to be deformed or the position is biased in a static magnetic field to approach the surrounding high frequency shield. It is an object of the present invention to provide a high frequency receiving coil of a magnetic resonance imaging apparatus capable of making resonance frequencies substantially the same.
【０００９】[0009]
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明による高周波受信コイルは、被検体に静磁場
及び傾斜磁場を与える磁場発生手段と、上記被検体の生
体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせ
るために高周波信号を照射する送信系と、上記傾斜磁場
発生手段又は外部環境が測定空間に与える電磁的悪影響
を遮へいする高周波シールドと、上記の核磁気共鳴によ
り放出される高周波信号を検出する受信系と、この受信
系で検出した高周波信号を用いて画像再構成演算を行う
信号処理系とを備えて成る磁気共鳴イメージング装置の
上記受信系内に設けられ、ボビン上に二つの導電ループ
がその感度方向を互いに直交させて一組に形成され、且
つ上記被検体から放出される高周波信号を検出する感度
方向が静磁場に対し直交して配置される高周波受信コイ
ルにおいて、上記各導電ループの外表面にて上記高周波
シールドに接近する部位には、導電性部材を各導電ルー
プと絶縁して設置したものである。In order to achieve the above object, a high frequency receiving coil according to the present invention comprises a magnetic field generating means for applying a static magnetic field and a gradient magnetic field to an object, and atoms constituting the biological tissue of the object. A transmission system that irradiates a high-frequency signal to cause nuclear magnetic resonance in the nuclei of the above, a high-frequency shield that shields electromagnetic adverse effects on the measurement space by the gradient magnetic field generating means or the external environment, and emission by the above-mentioned nuclear magnetic resonance. Provided in the above-mentioned receiving system of the magnetic resonance imaging apparatus, which comprises a receiving system for detecting a high-frequency signal to be generated, and a signal processing system for performing an image reconstruction operation using the high-frequency signal detected by this receiving system. Two conductive loops are formed in a set with their sensitivity directions orthogonal to each other, and the sensitivity direction for detecting the high-frequency signal emitted from the subject is opposed to the static magnetic field. In high-frequency receiving coil disposed orthogonally, at a site close to the high frequency shield at the outer surface of the respective conductive loops, the conductive member is obtained by installing and insulated from each conductive loop.
【００１０】また、上記ボビンはフレキシブルなシート
状部材で形成されたものとしてもよい。Further, the bobbin may be formed of a flexible sheet-like member.
【００１１】あるいは、上記ボビンはリジッドな円筒状
部材で形成されたものであってもよい。Alternatively, the bobbin may be formed of a rigid cylindrical member.
【００１２】[0012]
【作用】このように構成された高周波受信コイルは、ボ
ビン上にそれらの感度方向を互いに直交させて一組に形
成された二つの導電ループのそれぞれの外表面にて高周
波シールドに接近する部位には、導電性部材を上記各導
電ループと絶縁して設置したことにより、静磁場空間内
で被検体に装着した際の上記高周波シールドの影響を遮
断するように動作する。これにより、被検体に装着して
変形したり静磁場内で位置が偏って周囲の高周波シール
ドに接近した場合でも、上記高周波受信コイルの二つの
導電ループの共振周波数を略同一とすることができる。The high-frequency receiving coil configured as described above is provided on the bobbin at a portion approaching the high-frequency shield on the outer surface of each of the two conductive loops formed in a set with their sensitivity directions orthogonal to each other. Has a conductive member that is insulated from each of the conductive loops, and thus operates so as to block the influence of the high-frequency shield when the conductive member is attached to the subject in the static magnetic field space. As a result, even when it is attached to the subject and deformed, or even when the position is biased in the static magnetic field and approaches the surrounding high frequency shield, the resonance frequencies of the two conductive loops of the high frequency receiving coil can be made substantially the same. ..
【００１３】[0013]
【実施例】以下、本発明の実施例を添付図面に基づいて
詳細に説明する。図１は本発明による磁気共鳴イメージ
ング装置の高周波受信コイルの実施例を示す斜視説明図
であり、図２はその高周波受信コイルの原理及び接続を
示す回路図であり、図３は上記高周波受信コイルが適用
される磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示すブロ
ック図である。Embodiments of the present invention will now be described in detail with reference to the accompanying drawings. FIG. 1 is a perspective explanatory view showing an embodiment of a high frequency receiving coil of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention, FIG. 2 is a circuit diagram showing the principle and connection of the high frequency receiving coil, and FIG. 3 is the above high frequency receiving coil. 1 is a block diagram showing the overall configuration of a magnetic resonance imaging apparatus to which is applied.
【００１４】上記磁気共鳴イメージング装置は、核磁気
共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体の断層像を得るも
ので、図３に示すように、静磁場発生磁石２と、磁場勾
配発生系３と、送信系４と、高周波シールド２１と、受
信系５と、信号処理系６と、シーケンサ７と、中央処理
装置（ＣＰＵ）８とを備えて成る。The above-mentioned magnetic resonance imaging apparatus obtains a tomographic image of a subject by utilizing a nuclear magnetic resonance (NMR) phenomenon. As shown in FIG. 3, the static magnetic field generating magnet 2 and the magnetic field gradient generating system 3 are used. 1, a transmission system 4, a high frequency shield 21, a reception system 5, a signal processing system 6, a sequencer 7, and a central processing unit (CPU) 8.
【００１５】上記静磁場発生磁石２は、被検体１の周り
にその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁
場を発生させるもので、上記被検体１の周りのある広が
りをもった空間に永久磁石方式または常電導方式あるい
は超電導方式の磁場発生手段が配置されている。磁場勾
配発生系３は、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向に巻かれた傾斜磁
場コイル９と、それぞれのコイルを駆動する傾斜磁場電
源１０とから成り、上記シーケンサ７からの命令に従っ
てそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１０を駆動すること
により、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向の傾斜磁場Ｇx，Ｇy，Ｇ
zを被検体１に印加するようになっている。この傾斜磁
場の加え方により、被検体１に対するスライス面を設定
することができる。The static magnetic field generating magnet 2 generates a uniform static magnetic field around the subject 1 in the body axis direction or in a direction orthogonal to the body axis, and has a certain spread around the subject 1. A magnetic field generating means of permanent magnet type, normal conducting type or superconducting type is arranged in the space. The magnetic field gradient generation system 3 is composed of a gradient magnetic field coil 9 wound in three axial directions of X, Y, and Z, and a gradient magnetic field power source 10 for driving each coil, and each coil according to a command from the sequencer 7 By driving the gradient magnetic field power supply 10 of X, Y, Z, the gradient magnetic fields Gx, Gy, G
z is applied to the subject 1. The slice plane for the subject 1 can be set by the method of applying the gradient magnetic field.
【００１６】送信系４は、被検体１の生体組織を構成す
る原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波
信号（電磁波）を照射するもので、高周波発振器１１と
変調器１２と高周波増幅器１３と高周波送信コイル１４
ａとから成る。そして、上記高周波発振器１１から出力
された高周波パルスをシーケンサ７の命令に従って変調
器１２で振幅変調し、この振幅変調された高周波パルス
を高周波増幅器１３で増幅した後に被検体１に近接して
配置された高周波送信コイル１４ａに供給することによ
り、電磁波が上記被検体１に照射されるようになってい
る。The transmission system 4 irradiates a high frequency signal (electromagnetic wave) in order to cause nuclear magnetic resonance in atomic nuclei of the body tissue of the subject 1, and includes a high frequency oscillator 11, a modulator 12 and a high frequency amplifier. 13 and high frequency transmitting coil 14
It consists of a and. Then, the high-frequency pulse output from the high-frequency oscillator 11 is amplitude-modulated by the modulator 12 in accordance with the instruction of the sequencer 7, and the amplitude-modulated high-frequency pulse is amplified by the high-frequency amplifier 13 and then arranged in the vicinity of the subject 1. By supplying the high frequency transmitting coil 14a, the electromagnetic wave is irradiated to the subject 1.
【００１７】高周波シールド２１は、上記傾斜磁場コイ
ル９又は外部環境が測定空間に与える電磁的悪影響を遮
へいするもので、静磁場発生磁石２の磁場空間内にて傾
斜磁場コイル９と高周波送信コイル１４ａとの間に設け
られている。この高周波シールド２１により、上記傾斜
磁場コイル９で発生する高周波のノイズを高周波送信コ
イル１４ａの内方に入れないようにすることができる
が、そのためには、上記高周波シールド２１は高い導電
率を有するものでなければならない。また、静磁場の均
一度を乱すことのないように、透磁率は低くなければな
らない。これらの条件を満たす材料として、銅又はアル
ミニウム等の金属箔シートを用いればよい。The high frequency shield 21 shields the electromagnetic adverse effect of the gradient magnetic field coil 9 or the external environment on the measurement space, and in the magnetic field space of the static magnetic field generating magnet 2, the high frequency shield coil 9 and the high frequency transmission coil 14a. It is provided between and. The high-frequency shield 21 can prevent high-frequency noise generated in the gradient magnetic field coil 9 from entering inside the high-frequency transmission coil 14a. For that purpose, the high-frequency shield 21 has high conductivity. Must be one. Also, the magnetic permeability must be low so as not to disturb the homogeneity of the static magnetic field. As a material satisfying these conditions, a metal foil sheet such as copper or aluminum may be used.
【００１８】受信系５は、被検体１の生体組織の原子核
の核磁気共鳴により放出される高周波信号（ＮＭＲ信
号）を検出するもので、高周波受信コイル１４ｂと増幅
器１５と直交位相検波器１６とＡ／Ｄ変換器１７とを有
している。そして、上記高周波送信コイル１４ａから照
射された電磁波による被検体１の応答の高周波信号（Ｎ
ＭＲ信号）は被検体１に近接して配置された高周波受信
コイル１４ｂで検出され、増幅器１５及び直交位相検波
器１６を介してＡ／Ｄ変換器１７に入力してディジタル
量に変換され、さらにシーケンサ７からの命令によるタ
イミングで直交位相検波器１６によりサンプリングされ
た二系列の収集データとされ、その信号が信号処理系６
に送られるようになっている。なお、この高周波受信コ
イル１４ｂと前記高周波送信コイル１４ａは、上記高周
波シールド２１の空間内に配置されている。The receiving system 5 detects a high frequency signal (NMR signal) emitted by nuclear magnetic resonance of atomic nuclei of the living tissue of the subject 1, and includes a high frequency receiving coil 14b, an amplifier 15 and a quadrature detector 16. It has an A / D converter 17. Then, the high-frequency signal (N of the response of the subject 1 due to the electromagnetic wave emitted from the high-frequency transmission coil 14a) (N
The MR signal) is detected by the high frequency receiving coil 14b arranged close to the subject 1, is input to the A / D converter 17 via the amplifier 15 and the quadrature detector 16, and is converted into a digital amount. Two series of collected data are sampled by the quadrature phase detector 16 at the timing according to the instruction from the sequencer 7, and the signals are the signal processing system 6
To be sent to. The high frequency receiving coil 14b and the high frequency transmitting coil 14a are arranged in the space of the high frequency shield 21.
【００１９】この信号処理系６は、ＣＰＵ８と、磁気デ
ィスク１８及び磁気テープ１９等の記録装置と、ＣＲＴ
等のディスプレイ２０とから成り、上記ＣＰＵ８でフー
リエ変換、補正係数計算、画像再構成等の処理を行い、
任意断面の信号強度分布あるいは複数の信号に適当な演
算を行って得られた分布を画像化してディスプレイ２０
に断層像として表示するようになっている。The signal processing system 6 includes a CPU 8, a recording device such as a magnetic disk 18 and a magnetic tape 19, and a CRT.
And the like, and the CPU 20 performs processing such as Fourier transform, correction coefficient calculation, and image reconstruction,
The signal intensity distribution of an arbitrary section or the distribution obtained by performing an appropriate calculation on a plurality of signals is imaged and displayed on the display 20.
It is designed to be displayed as a tomographic image.
【００２０】また、シーケンサ７は、ＣＰＵ８の制御で
動作し、被検体１の断層像のデータ収集に必要な種々の
命令を送信系４及び磁場勾配発生系３並びに受信系５に
送り、上記ＮＭＲ信号を計測するシーケンスを発生する
手段となるものである。なお、図３において、送信系内
の高周波送信コイル１４ａ及び受信系内の高周波受信コ
イル１４ｂ並びに傾斜磁場コイル９，９は、被検体１の
周りの空間に配置された静磁場発生磁石２の磁場空間内
に配置されている。The sequencer 7 operates under the control of the CPU 8 and sends various commands necessary for data acquisition of a tomographic image of the subject 1 to the transmission system 4, the magnetic field gradient generation system 3 and the reception system 5, and the above-mentioned NMR. It is a means for generating a sequence for measuring a signal. In FIG. 3, the high-frequency transmission coil 14 a in the transmission system, the high-frequency reception coil 14 b in the reception system, and the gradient magnetic field coils 9 and 9 are magnetic fields of the static magnetic field generating magnet 2 arranged in the space around the subject 1. It is located in space.
【００２１】ここで、本発明においては、上記受信系５
内に設けられた高周波受信コイル１４ｂは、シート状の
柔軟性材料から成るフレキシブルなボビン上に二つの導
電ループがその感度方向を互いに直交させて一組に形成
されると共に、被検体１から核磁気共鳴により放出され
る高周波信号を検出する受信方向が静磁場発生磁石２に
よる静磁場に対し直交して配置され、且つ上記各導電ル
ープの外表面にて前記高周波シールド２１に接近する部
位には、導電性部材が各導電ループと絶縁して設置され
ている。Here, in the present invention, the receiving system 5 is used.
The high-frequency receiving coil 14b provided therein has two conductive loops formed in a set on a flexible bobbin made of a sheet-shaped flexible material, with their sensitivity directions orthogonal to each other. A receiving direction for detecting a high-frequency signal emitted by magnetic resonance is arranged orthogonal to the static magnetic field generated by the static magnetic field generating magnet 2, and a portion approaching the high-frequency shield 21 on the outer surface of each conductive loop is provided. A conductive member is installed so as to be insulated from each conductive loop.
【００２２】すなわち、例えば垂直磁場方式のＱＤコイ
ルの場合、図１に示すように、0.5mm程度の板厚の柔軟
性材料から成る細長状のシートでフレキシブルに形成さ
れたボビンＢの外表面に、銅板から成る一方の導電ルー
プとしてソレノイドコイル２２が接着されると共に、同
じく銅板から成る他方の導電ループとして鞍形コイル２
３が接着されている。このとき、上記ソレノイドコイル
２２は、ボビンＢを例えば被検体の胴体の周りを囲むよ
うに円筒状に丸めたときに円周方向になるように配置さ
れ、他方の鞍形コイル２３は、その受信方向を上記ソレ
ノイドコイル２２の受信方向と直交させて配置されてお
り、各コイル２２，２３はそれぞれコンデンサ２４で分
割されて動作電圧を下げるように構成されている。ま
た、上記ソレノイドコイル２２と鞍形コイル２３との交
差部分２５は、両コイル間の容量性結合を緩和するため
に、例えば約６mm程度の隙間があけられている。That is, for example, in the case of a vertical magnetic field type QD coil, as shown in FIG. 1, on the outer surface of a bobbin B formed flexibly by an elongated sheet made of a flexible material having a thickness of about 0.5 mm. , The solenoid coil 22 is bonded as one conductive loop made of a copper plate, and the saddle-shaped coil 2 is also used as the other conductive loop made of a copper plate.
3 is glued. At this time, the solenoid coil 22 is arranged so as to be in the circumferential direction when the bobbin B is rolled into a cylindrical shape so as to surround the body of the subject, and the other saddle-shaped coil 23 receives it. The coils 22 and 23 are arranged so that their directions are orthogonal to the reception direction of the solenoid coil 22, and the coils 22 and 23 are each divided by a capacitor 24 to lower the operating voltage. The intersection 25 between the solenoid coil 22 and the saddle-shaped coil 23 is provided with a gap of, for example, about 6 mm in order to reduce the capacitive coupling between the coils.
【００２３】そして、図１の実施例においては、上記細
長状のシートで形成されたボビンＢの両端部に、上記各
コイル２２，２３をループ状に結合するため一方のコネ
クタ２６ａ，２６ｂ，２６ｃ，２６ｄ及び他方のコネク
タ２７ａ，２７ｂ，２７ｃ，２７ｄが取り付けられてい
る。従って、上記ボビンＢを被検体の例えば胴体の周り
に回して、上記各コネクタ２６ａ〜２６ｄ及び２７ａ〜
２７ｄをそれぞれ結合すると、図１に示すように円筒を
形成してループ状になり、それぞれソレノイドコイル２
２及び鞍形コイル２３ができ上がる。Further, in the embodiment of FIG. 1, one connector 26a, 26b, 26c for connecting the coils 22, 23 in a loop shape to both ends of the bobbin B formed of the elongated sheet. , 26d and the other connectors 27a, 27b, 27c, 27d are attached. Therefore, by rotating the bobbin B around the body of the subject, for example, the connectors 26a to 26d and 27a to
When 27d are respectively coupled, a cylinder is formed into a loop shape as shown in FIG.
2 and saddle coil 23 are completed.
【００２４】さらに、上記ボビンＢの一端部及び中間部
においてソレノイドコイル２２と鞍形コイル２３とが交
差する部分２５のシート裏面側には、例えば硬質材料か
ら成る矩形状の底板２８が接着されており、この部位の
シート表面側には、上記交差部分２５を覆うカバー２９
が被されている。そして、この底板２８とカバー２９と
でボビンＢのリジッド部３０を形成している。このよう
にリジッド部３０を形成したのは、柔軟性材料から成る
細長状のシートだけでは、ボビンＢが自由に変形し過ぎ
てソレノイドコイル２２と鞍形コイル２３との直交性が
悪化するのを防止するためである。Further, a rectangular bottom plate 28 made of, for example, a hard material is adhered to the seat back side of the portion 25 where the solenoid coil 22 and the saddle coil 23 intersect at one end and the middle of the bobbin B. A cover 29 for covering the intersection 25 is provided on the seat surface side of this portion.
Is covered. The bottom plate 28 and the cover 29 form a rigid portion 30 of the bobbin B. The rigid portion 30 is formed in this manner only when the elongated sheet made of a flexible material is used, the bobbin B is excessively deformed, and the orthogonality between the solenoid coil 22 and the saddle-shaped coil 23 is deteriorated. This is to prevent it.
【００２５】また、図１に示すように、例えばソレノイ
ドコイル２２の途中にインダクタ３５が直列に接続され
ている。このインダクタ３５は、上記ソレノイドコイル
２２全体のインダクタンスを増加させるためのもので、
適宜の固定インダクタンスを有している。この場合、上
記インダクタ３５をソレノイドコイル２２と鞍形コイル
２３のどちらに挿入するかは、被検体の周りに高周波受
信コイル１４ｂを装着した際の変形による各コイル２
２，２３のインダクタンスの変化を調べ、このインダク
タンス変化の大きい方のコイルに接続すればよい。な
お、上記インダクタ３５の高周波抵抗は、例えばソレノ
イドコイル２２のＱ値を低下させる要因となるので、で
きるだけ線材の断面積の大きいものを使用するのがよ
い。また、図１において、符号３１はソレノイドコイル
２２の給電点、符号３２は同じくソレノイドコイル２２
の接地点を示し、符号３３は鞍形コイル２３の給電点、
符号３４は同じく鞍形コイル２３の接地点を示してい
る。Further, as shown in FIG. 1, an inductor 35 is connected in series in the middle of the solenoid coil 22, for example. The inductor 35 is for increasing the inductance of the solenoid coil 22 as a whole.
It has an appropriate fixed inductance. In this case, which of the solenoid coil 22 and the saddle-shaped coil 23 to insert the inductor 35 into is determined by the deformation of the high frequency receiving coil 14b when the high frequency receiving coil 14b is mounted around the subject.
The change in the inductance of Nos. 2 and 23 may be examined and the coil having the larger change in the inductance may be connected. Since the high-frequency resistance of the inductor 35 causes a reduction in the Q value of the solenoid coil 22, for example, it is preferable to use a wire having a cross-sectional area as large as possible. Further, in FIG. 1, reference numeral 31 is a feeding point of the solenoid coil 22, and reference numeral 32 is the solenoid coil 22.
Of the saddle type coil 23,
Reference numeral 34 also indicates a grounding point of the saddle type coil 23.
【００２６】そして、本発明においては、図１に示すよ
うに、上記ソレノイドコイル２２及び鞍形コイル２３を
構成する各導電ループの外表面にて前記高周波シールド
２１に近接する部位には、絶縁板３６を介して導電性部
材３７が設置されている。この導電性部材３７は、図３
に示すように、静磁場発生磁石２の磁場空間内で高周波
送信コイル１４ａの外側を例えば角筒状に覆う高周波シ
ールド２１の影響を遮断するためのもので、例えば銅箔
から成る。上記導電性部材３７を設置する部位は、例え
ば断面横長の角筒状の高周波シールド２１の内部にて、
図１に示すように円筒状となって被検体１の胴部に装着
される高周波受信コイル１４ｂにおいては、上方部位と
下方部位ということとなる。あるいは、断面角筒状の高
周波シールド２１の縦横比の比率によっては、両側方部
位に設置したり、上方部位と下方部位及び両側方部位に
設置したりすることとなる。なお、上記導電性部材３７
の面積が大きくなると、ＮＭＲ信号検出のＳ／Ｎ比が低
下することとなるので、その面積はできるだけ小さくす
ることが望ましい。図１においては、リジッド部３０の
位置と、その両側方の部位とに分割すると共に、適宜の
切り込み等を入れた形状としている。In the present invention, as shown in FIG. 1, an insulating plate is provided on the outer surface of each conductive loop forming the solenoid coil 22 and the saddle-shaped coil 23 in the vicinity of the high frequency shield 21. A conductive member 37 is installed via 36. This conductive member 37 is shown in FIG.
As shown in FIG. 5, the effect of a high-frequency shield 21 that covers the outside of the high-frequency transmission coil 14a in the magnetic field space of the static magnetic field generating magnet 2 is covered with, for example, a rectangular tube shape, and is made of, for example, a copper foil. The site where the conductive member 37 is installed is, for example, inside the rectangular high-frequency shield 21 having a horizontally long cross section.
As shown in FIG. 1, the high-frequency receiving coil 14b, which has a cylindrical shape and is attached to the body of the subject 1, is an upper part and a lower part. Alternatively, depending on the aspect ratio of the high-frequency shield 21 having a square tubular cross section, the high-frequency shield 21 may be installed at both side parts, or at upper and lower parts and both side parts. The conductive member 37
If the area is increased, the S / N ratio of the NMR signal detection is decreased, so it is desirable to make the area as small as possible. In FIG. 1, the rigid portion 30 is divided into a position and parts on both sides of the rigid portion 30, and an appropriate cut is made.
【００２７】このように、上記各導電ループの外表面に
絶縁板３６を介して導電性部材３７を設置することによ
り、被検体１の胴部に装着された高周波受信コイル１４
ｂが該被検体１の体形に応じて変形し、前記高周波シー
ルド２１に接近したとしても、上記導電性部材３７の存
在により電磁的に遮断することができる。従って、前述
の式（１）におけるソレノイドコイル２２と鞍形コイル
２３のインダクタンスＬの変化の違いを略同一にでき、
ソレノイドコイル２２及び鞍形コイル２３の共振周波数
を略同一のままとすることができる。As described above, by placing the conductive member 37 on the outer surface of each conductive loop via the insulating plate 36, the high-frequency receiving coil 14 mounted on the body of the subject 1 is examined.
Even if b is deformed according to the body shape of the subject 1 and approaches the high-frequency shield 21, it can be electromagnetically shielded by the presence of the conductive member 37. Therefore, the difference in the change in the inductance L of the solenoid coil 22 and the saddle-shaped coil 23 in the above equation (1) can be made substantially the same,
The resonance frequencies of the solenoid coil 22 and the saddle coil 23 can be kept substantially the same.
【００２８】図２は上記のように構成された高周波受信
コイル１４ｂの原理及び接続を示す回路図である。図に
おいては、説明の簡略化のためにコイルのチューニング
回路等は省略している。図上、静磁場方向は矢印Ｓで示
され、一つの平面で回転している磁化ベクトルは、高周
波受信コイル１４ｂを構成するソレノイドコイル２２と
鞍形コイル２３に90度の位相差を伴った同一信号を誘起
する。ここで、ソレノイドコイル２２と鞍形コイル２３
とは軸方向が直交して配置されているので、互いに独立
なランダムノイズを伴って高周波信号（ＮＭＲ信号）が
検出される。このノイズ源となり得るものは、各コイル
２２，２３の抵抗並びにこれらのコイル２２，２３の磁
気的結合及び電気的結合などに起因する被検体１からの
等価抵抗である。FIG. 2 is a circuit diagram showing the principle and connection of the high frequency receiving coil 14b constructed as described above. In the figure, a coil tuning circuit and the like are omitted for simplification of description. In the figure, the static magnetic field direction is indicated by an arrow S, and the magnetization vector rotating in one plane is the same in the solenoid coil 22 and the saddle-shaped coil 23 that form the high-frequency receiver coil 14b with a phase difference of 90 degrees. Induces a signal. Here, the solenoid coil 22 and the saddle-shaped coil 23
Since they are arranged so that their axial directions are orthogonal to each other, a high frequency signal (NMR signal) is detected with random noises independent of each other. The potential sources of this noise are the resistance of the coils 22 and 23 and the equivalent resistance from the subject 1 due to the magnetic coupling and electrical coupling of the coils 22 and 23.
【００２９】上記ソレノイドコイル２２及び鞍形コイル
２３からの信号は、増幅器１５内の第一のアンプ１５ａ
または第二のアンプ１５ｂでそれぞれ増幅された後、シ
フター３８へ入力される。このシフター３８は、フェイ
ズシフタ３９とアッテネータ４０と加算器４１とで構成
されている。そして、ソレノイドコイル２２からの信号
の位相を上記フェイズシフタ３９で90度ずらし、鞍形コ
イル２３からの信号と位相を合わせる。一方、鞍形コイ
ル２３とソレノイドコイル２２とでは感度が等しくな
く、例えば前者の感度を“１”としたとき後者のそれは
“1.4”となっている。従って、この場合は、加算器４
１での信号の加算比率を変えなければ高いＳ／Ｎ比を得
ることができない。このときの最適な加算比率は、１2
÷1.42＝0.51となる。そこで、鞍形コイル２３からの信
号経路の途中にアッテネータ４０を挿入し、上記ソレノ
イドコイル２２からの信号を“１”としたときに、鞍形
コイル２３からの信号が“0.51”となるように調整して
いる。このようにして、上記両コイル２２，２３からの
信号強度を合わせた後に、加算器４１で両信号を加算
し、シフター３８から出力される。そして、このシフタ
ー３８からの出力信号は、図３に示す直交位相検波器１
６へ送出される。The signals from the solenoid coil 22 and the saddle coil 23 are sent to the first amplifier 15a in the amplifier 15.
Alternatively, the signals are amplified by the second amplifier 15b and then input to the shifter 38. The shifter 38 is composed of a phase shifter 39, an attenuator 40, and an adder 41. Then, the phase of the signal from the solenoid coil 22 is shifted by 90 degrees by the phase shifter 39 to match the phase with the signal from the saddle coil 23. On the other hand, the sensitivities of the saddle coil 23 and the solenoid coil 22 are not equal. For example, when the sensitivity of the former is "1", that of the latter is "1.4". Therefore, in this case, the adder 4
A high S / N ratio cannot be obtained unless the addition ratio of signals at 1 is changed. The optimum addition ratio at this time is 1 2
÷ 1.4 2 = 0.51. Therefore, when the attenuator 40 is inserted in the middle of the signal path from the saddle coil 23 and the signal from the solenoid coil 22 is set to "1", the signal from the saddle coil 23 becomes "0.51". I am adjusting. In this way, after the signal intensities from the coils 22 and 23 are matched, the adder 41 adds the two signals and outputs the result from the shifter 38. The output signal from the shifter 38 is the quadrature detector 1 shown in FIG.
6 is sent.
【００３０】このように、上記両コイル２２，２３から
の信号の位相をフェイズシフタ３９で合わせ、加算器４
１で加算すると、ノイズも多少大きくなるが検出信号は
かなり大きくなり、結果としてＳ／Ｎ比が大きくなる。
例えば、一方のコイル２２と他方のコイル２３の寸法、
形状が等しく、さらに前述の被検体１からの等価抵抗も
等しい場合には、検出信号は２倍に、ノイズは√２倍と
なり、結果としてＳ／Ｎ比は√２倍に向上する。In this way, the phases of the signals from the coils 22 and 23 are matched by the phase shifter 39, and the adder 4
If 1 is added, the noise also increases somewhat, but the detection signal increases considerably, and as a result, the S / N ratio increases.
For example, the dimensions of one coil 22 and the other coil 23,
When the shapes are the same and the equivalent resistance from the subject 1 is also the same, the detection signal is doubled and the noise is √2 times, and as a result, the S / N ratio is improved to √2 times.
【００３１】なお、以上の説明においては、高周波受信
コイル１４ｂに用いる垂直磁場方式のＱＤコイルとして
ソレノイドコイル２２と鞍形コイル２３とを組み合わせ
たものについて説明したが、本発明はこれに限らず、水
平磁場方式のＱＤコイルとして鞍形コイル２３と他の鞍
形コイル２３とを組み合わせたもの、或いはその他種々
の形式のコイルを組み合わせたものについても同様に適
用することができる。In the above description, the vertical magnetic field type QD coil used for the high frequency receiving coil 14b is a combination of the solenoid coil 22 and the saddle type coil 23, but the present invention is not limited to this. The same can be applied to a horizontal magnetic field type QD coil in which a saddle-shaped coil 23 is combined with another saddle-shaped coil 23 or a coil in which various types of coils are combined.
【００３２】図４は図１に示す高周波受信コイル１４ｂ
の変形例を示す斜視説明図である。この変形例は、ソレ
ノイドコイル２２及び鞍形コイル２３を構成する各導電
ループの外表面に、絶縁板３６を介して設置する導電性
部材３７を、リジッド部３０の位置とその両側方の部位
とにおいて、上記ソレノイドコイル２２及び鞍形コイル
２３を横断するように連続状に形成したものである。こ
のとき、絶縁板３６も同様に連続状に形成されている。
このようにすると、導電性部材３７の面積は多少大きく
なって不利な面もあるが、その形状が単純となって製作
容易とすることができる。FIG. 4 shows the high frequency receiving coil 14b shown in FIG.
It is a perspective explanatory view showing a modified example of. In this modified example, a conductive member 37 installed via an insulating plate 36 is provided on the outer surface of each conductive loop that constitutes the solenoid coil 22 and the saddle-shaped coil 23. In the above, the solenoid coil 22 and the saddle-shaped coil 23 are continuously formed so as to cross. At this time, the insulating plate 36 is also continuously formed.
In this way, the area of the conductive member 37 is somewhat increased and there is a disadvantage, but the shape is simple and the manufacture can be facilitated.
【００３３】なお、図１及び図４の実施例においては、
導電性部材３７を、円筒状となったときの高周波受信コ
イル１４ｂの上方部位と下方部位とに設置したものとし
て示したが、上記高周波受信コイル１４ｂが被検体１の
胴部に装着される場合はベッド上に位置するため、該高
周波受信コイル１４ｂの下方部位とその周囲に設置され
た高周波シールド２１の下面との距離は一定に保たれる
こととなるので、被検体１の体形によってコイルが変形
し高周波シールド２１との距離が変化する上方部位のみ
に設置してもよい。また、図１においては、ソレノイド
コイル２２及び鞍形コイル２３ともコンデンサ２４でそ
れぞれ分割したものとしたが、両コイル２２，２３は必
ずしもコンデンサ２４で分割しなくてもよい。さらに、
図１では柔軟性材料から成るシートでできたフレキシブ
ルなボビンＢの一端部と中間部とにリジッド部３０を形
成した例を示したが、本発明はこれに限らず、リジッド
部３０は設けなくてもよい。In the embodiment shown in FIGS. 1 and 4,
Although the conductive member 37 is shown as being installed in the upper part and the lower part of the high frequency receiving coil 14b when it becomes a cylindrical shape, when the high frequency receiving coil 14b is attached to the body of the subject 1. Is located on the bed, the distance between the lower part of the high-frequency receiving coil 14b and the lower surface of the high-frequency shield 21 installed around it is kept constant. It may be installed only in the upper part where it is deformed and the distance to the high frequency shield 21 changes. Further, in FIG. 1, both the solenoid coil 22 and the saddle-shaped coil 23 are divided by the capacitor 24, but both coils 22 and 23 do not necessarily have to be divided by the capacitor 24. further,
FIG. 1 shows an example in which the rigid portion 30 is formed at one end portion and the middle portion of the flexible bobbin B made of a sheet made of a flexible material, but the present invention is not limited to this, and the rigid portion 30 is not provided. May be.
【００３４】図５は本発明の第二の実施例を示す斜視説
明図である。この実施例は、ボビンＢ′を硬質性材料か
ら成るリジッドな円筒状部材で形成したもので、主とし
て肩、腕又は足などの小局部を撮影するのに用いる高周
波受信コイル１４ｂ′に適用したものである。この実施
例でも、ソレノイドコイル２２及び鞍形コイル２３は図
１に示すと同様にＱＤコイルを構成するように組み合わ
されているが、肩、腕又は足などの局部に装着するた
め、ボビンＢ′は小径の円筒状に形成されている。この
場合、導電性部材３７を設置する部位は、例えば断面横
長の角筒状の高周波シールド２１の内部にて、上記高周
波受信コイル１４ｂ′は被検体１の肩、腕又は足などに
装着されていずれか一方の側方へ偏った状態となるの
で、図５に示すように両側方部位ということとなる。従
って、上記高周波受信コイル１４ｂ′を肩、腕又は足な
どの局部に装着し、静磁場空間の中心から側方へ偏って
周囲の高周波シールド２１に接近したとしても、上記両
側方部位の導電性部材３７の存在により電磁的に遮断す
ることができる。FIG. 5 is a perspective view showing a second embodiment of the present invention. In this embodiment, the bobbin B'is formed of a rigid cylindrical member made of a hard material, and is applied to a high frequency receiving coil 14b 'mainly used for photographing a small local area such as a shoulder, an arm or a foot. Is. Also in this embodiment, the solenoid coil 22 and the saddle-shaped coil 23 are combined so as to form a QD coil in the same manner as shown in FIG. 1, but the bobbin B ′ is mounted on the shoulder, arm or leg locally. Is formed in a small-diameter cylindrical shape. In this case, the site where the conductive member 37 is installed is, for example, inside the rectangular tubular high-frequency shield 21 having a laterally long cross section, and the high-frequency receiving coil 14b ′ is attached to the shoulder, arm, or leg of the subject 1. Since it is biased to one of the sides, it is a side portion as shown in FIG. Therefore, even if the high-frequency receiving coil 14b 'is attached to a local area such as a shoulder, an arm, or a foot, and is biased laterally from the center of the static magnetic field space to approach the surrounding high-frequency shield 21, the conductivity of both side parts is reduced. The presence of the member 37 enables electromagnetic interruption.
【００３５】[0035]
【発明の効果】本発明は以上のように構成されたので、
ボビン上にそれらの感度方向を互いに直交させて一組に
形成された二つの導電ループのそれぞれの外表面にて高
周波シールドに接近する部位には、導電性部材を上記各
導電ループと絶縁して設置したことにより、静磁場空間
内で被検体に装着した際の上記高周波シールドの影響を
遮断することができる。これにより、被検体に装着して
変形したり静磁場内で位置が偏って周囲の高周波シール
ドに接近した場合でも、上記高周波受信コイルの二つの
導電ループの共振周波数を略同一とすることができる。
従って、全体として高周波受信コイルの感度低下を防止
して、磁気共鳴イメージング装置におけるＳ／Ｎ比を向
上することができ、良好な診断画像を得ることができ
る。Since the present invention is constructed as described above,
On the outer surface of each of the two conductive loops formed in a set with their sensitivity directions orthogonal to each other on the bobbin, close to the high-frequency shield, a conductive member is insulated from each of the conductive loops. By installing it, it is possible to block the influence of the high frequency shield when it is attached to the subject in the static magnetic field space. As a result, even when it is attached to the subject and deformed, or even when the position is biased in the static magnetic field and approaches the surrounding high frequency shield, the resonance frequencies of the two conductive loops of the high frequency receiving coil can be made substantially the same. ..
Therefore, it is possible to prevent the sensitivity of the high-frequency receiving coil from being lowered as a whole, improve the S / N ratio in the magnetic resonance imaging apparatus, and obtain a good diagnostic image.
【図１】 本発明による磁気共鳴イメージング装置の高
周波受信コイルの実施例を示す斜視説明図、FIG. 1 is a perspective explanatory view showing an embodiment of a high frequency receiving coil of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention,
【図２】 上記高周波受信コイルの原理及び接続を示す
回路図、FIG. 2 is a circuit diagram showing the principle and connection of the high frequency receiving coil,
【図３】 本発明の高周波受信コイルが適用される磁気
共鳴イメージング装置の全体構成を示すブロック図、FIG. 3 is a block diagram showing the overall configuration of a magnetic resonance imaging apparatus to which the high frequency receiving coil of the present invention is applied,
【図４】 図１に示す高周波受信コイルの変形例を示す
斜視説明図、FIG. 4 is a perspective explanatory view showing a modification of the high frequency receiving coil shown in FIG.
【図５】 本発明の第二の実施例を示す斜視説明図。FIG. 5 is an explanatory perspective view showing a second embodiment of the present invention.
１…被検体、 ２…静磁場発生磁石、 ３…磁場勾配発
生系、 ４…送信系、 ５…受信系、 ６…信号処理
系、 ７…シーケンサ、 ８…ＣＰＵ、 １４ａ…高周
波送信コイル、 １４ｂ，１４ｂ′…高周波受信コイ
ル、 ２１…高周波シールド、 ２２…ソレノイドコイ
ル、 ２３…鞍形コイル、 ２６ａ〜２６ｄ…一方のコ
ネクタ、 ２７ａ〜２７ｄ…他方のコネクタ、 ３６…
絶縁板、３７…導電性部材、 Ｂ，Ｂ′…ボビン。DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Subject, 2 ... Static magnetic field generation magnet, 3 ... Magnetic field gradient generation system, 4 ... Transmission system, 5 ... Reception system, 6 ... Signal processing system, 7 ... Sequencer, 8 ... CPU, 14a ... High frequency transmission coil, 14b. , 14b '... High-frequency receiving coil, 21 ... High-frequency shield, 22 ... Solenoid coil, 23 ... Saddle coil, 26a-26d ... One connector, 27a-27d ... Other connector, 36 ...
Insulating plate, 37 ... Conductive member, B, B '... Bobbin.
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 8203−2Ｇ Ｇ０１Ｒ 33/22 Ｔ ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (51) Int.Cl. 5 Identification code Internal reference number FI technical display part 8203-2G G01R 33/22 T
Claims (3)
場発生手段と、上記被検体の生体組織を構成する原子の
原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波信号を照
射する送信系と、上記傾斜磁場発生手段又は外部環境が
測定空間に与える電磁的悪影響を遮へいする高周波シー
ルドと、上記の核磁気共鳴により放出される高周波信号
を検出する受信系と、この受信系で検出した高周波信号
を用いて画像再構成演算を行う信号処理系とを備えて成
る磁気共鳴イメージング装置の上記受信系内に設けら
れ、ボビン上に二つの導電ループがその感度方向を互い
に直交させて一組に形成され、且つ上記被検体から放出
される高周波信号を検出する感度方向が静磁場に対し直
交して配置される高周波受信コイルにおいて、上記各導
電ループの外表面にて上記高周波シールドに接近する部
位には、導電性部材を各導電ループと絶縁して設置した
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置の高周波受
信コイル。1. A magnetic field generating means for applying a static magnetic field and a gradient magnetic field to a subject, and a transmission system for irradiating a high frequency signal to cause nuclear magnetic resonance in atomic nuclei of atoms constituting the biological tissue of the subject. A high-frequency shield that shields the electromagnetic adverse effect of the gradient magnetic field generating means or the external environment on the measurement space, a receiving system that detects the high-frequency signal emitted by the nuclear magnetic resonance, and a high-frequency signal detected by the receiving system. It is provided in the above-mentioned receiving system of the magnetic resonance imaging apparatus comprising a signal processing system for performing image reconstruction calculation using, and two conductive loops are formed on the bobbin as a set with their sensitivity directions orthogonal to each other. In the high-frequency receiving coil in which the sensitivity direction for detecting the high-frequency signal emitted from the subject is arranged orthogonal to the static magnetic field, on the outer surface of each conductive loop. A high-frequency receiving coil of a magnetic resonance imaging apparatus, wherein a conductive member is installed so as to be insulated from each of the conductive loops at a portion approaching the high-frequency shield.
材で形成されたものである請求項１記載の磁気共鳴イメ
ージング装置の高周波受信コイル。2. The high frequency receiving coil of the magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the bobbin is formed of a flexible sheet-shaped member.
成されたものである請求項１記載の磁気共鳴イメージン
グ装置の高周波受信コイル。3. The high frequency receiving coil of the magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the bobbin is formed of a rigid cylindrical member.
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|---|---|---|---|
| JP08033192A JP3213819B2 (en) | 1992-03-03 | 1992-03-03 | High frequency receiving coil for magnetic resonance imaging equipment |
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| JP08033192A JP3213819B2 (en) | 1992-03-03 | 1992-03-03 | High frequency receiving coil for magnetic resonance imaging equipment |
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Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2010038668A (en) * | 2008-08-04 | 2010-02-18 | Hitachi Ltd | Test tube for nmr device, and nmr device using the same |
| CN106725477A (en) * | 2016-12-05 | 2017-05-31 | 苏州众志医疗科技有限公司 | Vertical magnetic resonance body portion intervention special-purpose radio-frequency coil |
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1992
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| CN106725477A (en) * | 2016-12-05 | 2017-05-31 | 苏州众志医疗科技有限公司 | Vertical magnetic resonance body portion intervention special-purpose radio-frequency coil |
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