JPH0528137B2 - - Google Patents
Info
- Publication number
- JPH0528137B2 JPH0528137B2 JP62269707A JP26970787A JPH0528137B2 JP H0528137 B2 JPH0528137 B2 JP H0528137B2 JP 62269707 A JP62269707 A JP 62269707A JP 26970787 A JP26970787 A JP 26970787A JP H0528137 B2 JPH0528137 B2 JP H0528137B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- coil
- saddle
- frequency
- turn
- coils
- 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 - Lifetime
Links
- 239000004020 conductor Substances 0.000 claims description 24
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 4
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 3
- 238000000034 method Methods 0.000 description 3
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 3
- 238000005481 NMR spectroscopy Methods 0.000 description 2
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 2
- 230000004907 flux Effects 0.000 description 2
- BGPVFRJUHWVFKM-UHFFFAOYSA-N N1=C2C=CC=CC2=[N+]([O-])C1(CC1)CCC21N=C1C=CC=CC1=[N+]2[O-] Chemical compound N1=C2C=CC=CC2=[N+]([O-])C1(CC1)CCC21N=C1C=CC=CC1=[N+]2[O-] BGPVFRJUHWVFKM-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000005452 bending Methods 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 description 1
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 1
- 238000003325 tomography Methods 0.000 description 1
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
この発明は核磁気共鳴型コンピユータ断層像撮
影装置（以下MRIと称する）において、被検体
に高周波電磁波を照射して原子核を共鳴させ、か
つその共鳴信号を受信するためのアンテナとして
の高周波コイルに関する。
影装置（以下MRIと称する）において、被検体
に高周波電磁波を照射して原子核を共鳴させ、か
つその共鳴信号を受信するためのアンテナとして
の高周波コイルに関する。
MRIにおいて、被検体に数ＭHzないし数十Ｍ
Hzの高周波電磁波を照射して被検体の原子核を共
鳴させ、その共鳴信号を受信するためのアンテナ
としての高周波コイルの性能が画像の位置の歪み
や鮮明度などの質に大きく影響するので高周波コ
イルの形状や構造には大きな注意が払われてい
る。
Hzの高周波電磁波を照射して被検体の原子核を共
鳴させ、その共鳴信号を受信するためのアンテナ
としての高周波コイルの性能が画像の位置の歪み
や鮮明度などの質に大きく影響するので高周波コ
イルの形状や構造には大きな注意が払われてい
る。
特に高周波コイルの重要な性能として撮像空間
内に均一度の高い高周波磁界を生成させねばなら
ないという点がある。
内に均一度の高い高周波磁界を生成させねばなら
ないという点がある。
共鳴周波数に一致した高周波電磁波を精磁界の
方向と直角の方向に照射すると、核磁気共鳴現象
により核磁気共鳴子の磁気モーメントは静磁場の
方向に対して次式による角度α（rad）傾いた歳
差運動をする。
方向と直角の方向に照射すると、核磁気共鳴現象
により核磁気共鳴子の磁気モーメントは静磁場の
方向に対して次式による角度α（rad）傾いた歳
差運動をする。
α＝γ・BRF・ｔ ……(1)
ここで、
γ；定数｛＝2.6752×108（rad／sec・Ｔ）｝
BRF；高周波磁束密度(T)
ｔ；高周波電磁波照射時間（sec）
したがつて、高周波磁界の均一度が悪く撮像空
間内でこの高周波磁束密度BRFの値がバラツク時
にはαが90度になるように90度パルスを照射した
としても核磁気共鳴子は80度しか傾かなかつたり
あるいは100度傾くなどαの値にバラツキが生ず
る。同様なことが共鳴信号を受信する際にも生じ
て撮像空間内の核磁気共鳴子の受信信号の強度に
バラツキが生ずることになり、このようなバラツ
キが大きい時は良好な影像を得ることはできない
ことになる。
間内でこの高周波磁束密度BRFの値がバラツク時
にはαが90度になるように90度パルスを照射した
としても核磁気共鳴子は80度しか傾かなかつたり
あるいは100度傾くなどαの値にバラツキが生ず
る。同様なことが共鳴信号を受信する際にも生じ
て撮像空間内の核磁気共鳴子の受信信号の強度に
バラツキが生ずることになり、このようなバラツ
キが大きい時は良好な影像を得ることはできない
ことになる。
高周波磁界の方向は主マグネツトによつて発生
される静磁界の方向とは直交する必要から超電導
磁石を主マグネツトとして用いるMRIの場合、
第４図に示すように被検体である人体５の軸６と
主マグネツト４によつて生ずる静磁界の方向が一
致するので、高周波コイルとしてこの図に示すよ
うな鞍型コイル１Ａ，２Ａが通常用いられる。
される静磁界の方向とは直交する必要から超電導
磁石を主マグネツトとして用いるMRIの場合、
第４図に示すように被検体である人体５の軸６と
主マグネツト４によつて生ずる静磁界の方向が一
致するので、高周波コイルとしてこの図に示すよ
うな鞍型コイル１Ａ，２Ａが通常用いられる。
第５図は従来の高周波コイルの構成を示す斜視
図で、高周波コイルは上下対称な２つの鞍型コイ
ル１Ａ，２Ａを並列接続した構成になつており、
各鞍型コイルは一本の導体を曲げて製作されてい
る。この図に示すように三次元座標のｘ、ｙ、ｚ
の各座標軸を設定すると、これらのコイルはｚ軸
とｘ軸を含むzx平面に対称であると同時にｘ軸
とｙ軸を含むxy平面に対しても対称であり、yz
平面に対しても対称になるような構成となつてい
る。この３つの対称面が交差する点はこの三次元
座標の原点であり、同時にこの高周波コイルの中
心であると同時に被検体の断面撮像の際の中心と
もなる。この高周波コイルによつて生ずる高周波
磁界はこの高周波コイルの構成と同じく３つの対
称面に対称な分布をする。鞍型コイル１Ａ，２Ａ
によつて中心点に発生する高周波磁界はいずれも
ｙ軸の方向でかつ鞍型コイル１Ａ，２Ａによつて
発生する磁界が加算されるように同じ方向になる
よう電流が流れる。中心点周辺に発生する磁界は
原点を外れるにしたがつてｙ方向成分以外の磁界
成分が生じ磁界が歪んでくる。
図で、高周波コイルは上下対称な２つの鞍型コイ
ル１Ａ，２Ａを並列接続した構成になつており、
各鞍型コイルは一本の導体を曲げて製作されてい
る。この図に示すように三次元座標のｘ、ｙ、ｚ
の各座標軸を設定すると、これらのコイルはｚ軸
とｘ軸を含むzx平面に対称であると同時にｘ軸
とｙ軸を含むxy平面に対しても対称であり、yz
平面に対しても対称になるような構成となつてい
る。この３つの対称面が交差する点はこの三次元
座標の原点であり、同時にこの高周波コイルの中
心であると同時に被検体の断面撮像の際の中心と
もなる。この高周波コイルによつて生ずる高周波
磁界はこの高周波コイルの構成と同じく３つの対
称面に対称な分布をする。鞍型コイル１Ａ，２Ａ
によつて中心点に発生する高周波磁界はいずれも
ｙ軸の方向でかつ鞍型コイル１Ａ，２Ａによつて
発生する磁界が加算されるように同じ方向になる
よう電流が流れる。中心点周辺に発生する磁界は
原点を外れるにしたがつてｙ方向成分以外の磁界
成分が生じ磁界が歪んでくる。
この磁界の歪みを最小限にし、より均一空間の
大きなコイル構成とするために第６図に示すよう
に弧状部の開角度を120度にするのがターンコイ
ルが１つの場合の最適条件であることはよく知ら
れている。
大きなコイル構成とするために第６図に示すよう
に弧状部の開角度を120度にするのがターンコイ
ルが１つの場合の最適条件であることはよく知ら
れている。
高周波コイルによつて生起する高周波磁界の均
一度を向上するために第７図に示すようにターン
コイルを複数にして各鞍型コイルの直線部を最適
な位置に配置する方法があり、この場合は、各鞍
型コイルの直線部のxy平面の位置としての第８
図の（x1、y1）、（x2、y2）の寸法を適切に選ぶこ
とによりターンコイルが１つの場合に比べてはる
かに均一度のよい高周波磁場を得ることがこの発
明の出願人により提案されている。
一度を向上するために第７図に示すようにターン
コイルを複数にして各鞍型コイルの直線部を最適
な位置に配置する方法があり、この場合は、各鞍
型コイルの直線部のxy平面の位置としての第８
図の（x1、y1）、（x2、y2）の寸法を適切に選ぶこ
とによりターンコイルが１つの場合に比べてはる
かに均一度のよい高周波磁場を得ることがこの発
明の出願人により提案されている。
ところで、これらの高周波コイルを構成する鞍
型コイルの接続法は、ターンコイルが一つの場合
２つの鞍型コイルが対称性を持つていることから
この２つの鞍型コイルを並列接続する方法が取ら
れる。並列接続することにより高周波コイルを構
成する導体の電気的長さは１つの鞍型コイルの導
体長さになる。もし直列接続した場合の導体の電
気的長さは１つの鞍型コイルの導体長さの２倍に
なるので、高周波電流の導体上の分布に一様性が
なくなり、高周波磁界の均一性が維持できないこ
とになる。また、別の見方をすれば、直列接続の
場合は並列接続の場合に比べて電圧が二倍、電流
が半分になるので、鞍型コイル間や鞍型コイルと
周辺の導体間のストレーキヤパシタンスの影響が
並列接続の場合の４倍になり、このストレーキヤ
パシタンスを通つて流れる電流のために導体の電
流分布が一様でなくなることになる。
型コイルの接続法は、ターンコイルが一つの場合
２つの鞍型コイルが対称性を持つていることから
この２つの鞍型コイルを並列接続する方法が取ら
れる。並列接続することにより高周波コイルを構
成する導体の電気的長さは１つの鞍型コイルの導
体長さになる。もし直列接続した場合の導体の電
気的長さは１つの鞍型コイルの導体長さの２倍に
なるので、高周波電流の導体上の分布に一様性が
なくなり、高周波磁界の均一性が維持できないこ
とになる。また、別の見方をすれば、直列接続の
場合は並列接続の場合に比べて電圧が二倍、電流
が半分になるので、鞍型コイル間や鞍型コイルと
周辺の導体間のストレーキヤパシタンスの影響が
並列接続の場合の４倍になり、このストレーキヤ
パシタンスを通つて流れる電流のために導体の電
流分布が一様でなくなることになる。
同じようなことが第７図の複数のターンコイル
でなる高周波コイルにも言え、対称性を利用して
各ターンコイルを形成する２つの鞍型コイルを並
列にするにしても、ターコイル間の接続を直列接
続することによ高周波コイルの電気的導体長はタ
ーンコイルの数だけの倍数になるし、またストレ
ーキヤパシタンスの影響から見ても高周波コイル
の電圧はターンコイルの数倍、電流はこの数分の
１つとなるのでターンコイルの数が多くなればな
る程直列接続することによる各ターンコイルの電
流分布が不均一となる。
でなる高周波コイルにも言え、対称性を利用して
各ターンコイルを形成する２つの鞍型コイルを並
列にするにしても、ターコイル間の接続を直列接
続することによ高周波コイルの電気的導体長はタ
ーンコイルの数だけの倍数になるし、またストレ
ーキヤパシタンスの影響から見ても高周波コイル
の電圧はターンコイルの数倍、電流はこの数分の
１つとなるのでターンコイルの数が多くなればな
る程直列接続することによる各ターンコイルの電
流分布が不均一となる。
一方、このような直列接続の欠点を除くために
各ターンコイルを並列接続した場合は、たとえス
トレーキヤパシタンスに流れる電流を無視しても
各ターンコイルに流れる電流は同一にはならずそ
れぞれのターンコイルの自己インダクタンスとタ
ーンコイル間の相互インダクタンスによつて決ま
る値になる。
各ターンコイルを並列接続した場合は、たとえス
トレーキヤパシタンスに流れる電流を無視しても
各ターンコイルに流れる電流は同一にはならずそ
れぞれのターンコイルの自己インダクタンスとタ
ーンコイル間の相互インダクタンスによつて決ま
る値になる。
このように高周波電流であるために各ターンコ
イル間の接続方法如何にかかわらずそれぞれのタ
ーンコイルに流れる電流は同一にならないので、
各ターンコイルの電流が同一であるという前提で
高周波磁界の均一空間が最も大きい最適条件の高
周波コイルを設計製作したとしても期待したよう
に均一空間を得ることはできず、したがつて、
MRI装置としての良好な画像を得ることも期待
できないことになる。
イル間の接続方法如何にかかわらずそれぞれのタ
ーンコイルに流れる電流は同一にならないので、
各ターンコイルの電流が同一であるという前提で
高周波磁界の均一空間が最も大きい最適条件の高
周波コイルを設計製作したとしても期待したよう
に均一空間を得ることはできず、したがつて、
MRI装置としての良好な画像を得ることも期待
できないことになる。
この発明は、複数のターンコイルでなる高周波
コイルにおいて、ストレーキヤパシタンスの影響
を低減しかつ各ターンコイルに流れる電流を同一
にして期待通りの高周波磁界の均一空間を得るこ
とにより画像品質の良いMRI装置とすることを
目的とする。
コイルにおいて、ストレーキヤパシタンスの影響
を低減しかつ各ターンコイルに流れる電流を同一
にして期待通りの高周波磁界の均一空間を得るこ
とにより画像品質の良いMRI装置とすることを
目的とする。
上記問題点を解決するために、この発明によれ
ば、２つの面対称の鞍型コイルでなるターンコイ
ルが少なくとも２つで構成され、それぞれの鞍型
コイルが並列接続されてなる高周波コイルにおい
て、並列接続されているそれぞれの鞍型コイルを
構成している弧状部と、直線部の長さがそれぞれ
異なり、かつそれぞれの弧状部の導体長の長・短
の関係と、直線部の導体の長さの長・短との関係
が互いに逆であるものとする。
ば、２つの面対称の鞍型コイルでなるターンコイ
ルが少なくとも２つで構成され、それぞれの鞍型
コイルが並列接続されてなる高周波コイルにおい
て、並列接続されているそれぞれの鞍型コイルを
構成している弧状部と、直線部の長さがそれぞれ
異なり、かつそれぞれの弧状部の導体長の長・短
の関係と、直線部の導体の長さの長・短との関係
が互いに逆であるものとする。
この発明の構成において、高周波コイルを構成
する鞍型コイルを並列接続することにより、高周
波コイルに印加する高周波電圧が小さく電流が大
きくなるので高周波コイルと周辺の導体間とのス
トレーキヤパシタンスに流れる電流の影響が軽減
し、それぞれの鞍型コイル間の電位差が小さくな
るので鞍型コイル間のストレーキヤパシタンスに
流れる電流によつて生ずる鞍型コイル間の電流不
平衡が軽減され、各鞍型コイルの導体の電流分布
が一様になり、各鞍型コイルの弧状部の導体長さ
の長い鞍型コイルの直線部は短くし、弧状部の導
体長さの短い鞍型コイルの直線部は長くすること
により、それぞれの鞍型コイルを構成する導体の
全長を合わせ、インダクタンスを合わせることに
より、各鞍型コイルが並列接続されることによつ
て各鞍型コイルごとの電流分担が不平衡になるの
を防いで一様な電流分担とすることができるの
で、高周波コイルが生起する高周波磁場の均一空
間を確保することができる。
する鞍型コイルを並列接続することにより、高周
波コイルに印加する高周波電圧が小さく電流が大
きくなるので高周波コイルと周辺の導体間とのス
トレーキヤパシタンスに流れる電流の影響が軽減
し、それぞれの鞍型コイル間の電位差が小さくな
るので鞍型コイル間のストレーキヤパシタンスに
流れる電流によつて生ずる鞍型コイル間の電流不
平衡が軽減され、各鞍型コイルの導体の電流分布
が一様になり、各鞍型コイルの弧状部の導体長さ
の長い鞍型コイルの直線部は短くし、弧状部の導
体長さの短い鞍型コイルの直線部は長くすること
により、それぞれの鞍型コイルを構成する導体の
全長を合わせ、インダクタンスを合わせることに
より、各鞍型コイルが並列接続されることによつ
て各鞍型コイルごとの電流分担が不平衡になるの
を防いで一様な電流分担とすることができるの
で、高周波コイルが生起する高周波磁場の均一空
間を確保することができる。
以下この発明を実施例に基づいて説明する。第
１図はこの発明の実施例を示す斜視図で、第２図
は第１図の上部の鞍型コイルを展開した展開図
で、１，２はターンコイル、１１はターンコイル
１の上部の鞍型コイル、１２はターンコイル１の
下部の鞍型コイル、２１，２２はターンコイル２
のそれぞれ上部、下部の鞍型コイル、１１１，１
１３は鞍型コイル１１の直線部、１１２，１１４
は鞍型コイル１１の弧状部、２１１，２１３は鞍
型コイル２１の直線部、２１２，２１４は鞍型コ
イル２１の弧状部、９は高周波電圧印加端子であ
り、これらの図でターンコイル１の導体を太く、
ターンコイル２の導体を細く描いてあるが、これ
は単に２つのターンコイルを区別し易いようにし
ただけで実際のコイル導体の太さを表すものでは
ない。
１図はこの発明の実施例を示す斜視図で、第２図
は第１図の上部の鞍型コイルを展開した展開図
で、１，２はターンコイル、１１はターンコイル
１の上部の鞍型コイル、１２はターンコイル１の
下部の鞍型コイル、２１，２２はターンコイル２
のそれぞれ上部、下部の鞍型コイル、１１１，１
１３は鞍型コイル１１の直線部、１１２，１１４
は鞍型コイル１１の弧状部、２１１，２１３は鞍
型コイル２１の直線部、２１２，２１４は鞍型コ
イル２１の弧状部、９は高周波電圧印加端子であ
り、これらの図でターンコイル１の導体を太く、
ターンコイル２の導体を細く描いてあるが、これ
は単に２つのターンコイルを区別し易いようにし
ただけで実際のコイル導体の太さを表すものでは
ない。
ターンコイル１を構成する鞍型コイル１１，１
２の直線部はターンコイル２の直線部２１，２２
に比して上下が接近した位置にあり、従来技術の
項で説明した鞍型コイルの弧状部の開角度でいえ
ばターンコイル１のそれはターンコイル２に比べ
て大きな開角度であり、これらの角度は均一磁場
空間を最も大きい値にする最適条件として設定さ
れた値になつている、したがつて、ターンコイル
１の弧状部の導体長さはターンコイル２のそれに
比べて長くなつている。その代わりにターンコイ
ル１の直線部の長さをターンコイル２のそれより
小さくすることによつて２つのターンコイルを構
成する鞍型コイルの導体長を略等しい値にしてあ
る。それぞれの鞍型コイルには高周波電圧９から
まとめて全部の鞍型コイルに電圧が印加される
が、前記のように鞍型コイルの寸法を設定するこ
とにより２つのターンコイルのインダクタンスが
一致することになり４つの鞍型コイルを全部並列
接続してもそれぞれに流れる電流は同じにするこ
とができる。なお、実際の製品に採用する各鞍型
コイルの直線部と弧状部の寸法などはコンピユー
タにより正確に計算し、高周波磁場の均一度を確
保するための直線部の位置も含めた最適条件が設
定されることになる。
２の直線部はターンコイル２の直線部２１，２２
に比して上下が接近した位置にあり、従来技術の
項で説明した鞍型コイルの弧状部の開角度でいえ
ばターンコイル１のそれはターンコイル２に比べ
て大きな開角度であり、これらの角度は均一磁場
空間を最も大きい値にする最適条件として設定さ
れた値になつている、したがつて、ターンコイル
１の弧状部の導体長さはターンコイル２のそれに
比べて長くなつている。その代わりにターンコイ
ル１の直線部の長さをターンコイル２のそれより
小さくすることによつて２つのターンコイルを構
成する鞍型コイルの導体長を略等しい値にしてあ
る。それぞれの鞍型コイルには高周波電圧９から
まとめて全部の鞍型コイルに電圧が印加される
が、前記のように鞍型コイルの寸法を設定するこ
とにより２つのターンコイルのインダクタンスが
一致することになり４つの鞍型コイルを全部並列
接続してもそれぞれに流れる電流は同じにするこ
とができる。なお、実際の製品に採用する各鞍型
コイルの直線部と弧状部の寸法などはコンピユー
タにより正確に計算し、高周波磁場の均一度を確
保するための直線部の位置も含めた最適条件が設
定されることになる。
鞍型コイルの直線部と弧状部との長さの関係は
第２図の展開図でより明らかであり、導体の長さ
を２つのターンコイルで合わせるという表現と同
時に定性的には第２図の展開図において、長方形
が囲む面積を略同じにするという表現をしても差
し支えなく、いずれも正確には鞍型コイルのイン
ダクタンスを一致させることにある。
第２図の展開図でより明らかであり、導体の長さ
を２つのターンコイルで合わせるという表現と同
時に定性的には第２図の展開図において、長方形
が囲む面積を略同じにするという表現をしても差
し支えなく、いずれも正確には鞍型コイルのイン
ダクタンスを一致させることにある。
以上の図における実施例はターンコイルが２つ
の場合であるが、３つの場合でもこの発明を適用
することができ、これを展開図で表すと第３図の
ようになる。鞍型コイル３１は図示していないが
ターンコイル３の上部鞍型コイルであり、４１は
ターンコイル４の上部鞍型コイル、５１はターン
コイル５の上部鞍型コイルであり、これらは高周
波電圧印加端子９１から共通に電圧が印加され
る。
の場合であるが、３つの場合でもこの発明を適用
することができ、これを展開図で表すと第３図の
ようになる。鞍型コイル３１は図示していないが
ターンコイル３の上部鞍型コイルであり、４１は
ターンコイル４の上部鞍型コイル、５１はターン
コイル５の上部鞍型コイルであり、これらは高周
波電圧印加端子９１から共通に電圧が印加され
る。
鞍型コイル３１は弧状部の長さが最も短く、鞍
型コイル５１が最も長いが、これらの寸法は３つ
のターンコイルでなる高周波弧状部における高周
波均一磁場生成の最適条件により設定されたもの
であり、これらの寸法に対応して直線部の長さ寸
法をそれぞれのターンコイルのインダクタンスが
一致するように設定する。
型コイル５１が最も長いが、これらの寸法は３つ
のターンコイルでなる高周波弧状部における高周
波均一磁場生成の最適条件により設定されたもの
であり、これらの寸法に対応して直線部の長さ寸
法をそれぞれのターンコイルのインダクタンスが
一致するように設定する。
この発明は前述のように、複数のターンコイル
で構成される高周波コイルにおいて、全ての鞍型
コイルを並列接続し、それぞれの鞍型コイルの直
線部の配置を均一磁場生成上の最適条件に設定す
るとともに、直線部の長さもそれぞれのターンコ
イルのインダクタンスが一致するように設定する
ことにより、ストレーキヤパシタンスによる電流
分布の非一様性を軽減するとともに、並列接続し
たことにより各鞍型コイルの電流分担が不平衡に
なるのを各鞍型コイルの弧状部の長さの大小関係
とは反対に直線部の長さを設定することにより、
各ターンコイルのインダクタンスを一致させるこ
とにより各鞍型コイルの電流分担を平衡させるこ
とができ、その結果、所定の均一度を持つた高周
波磁場を生成することができるので、解像度の高
い画像を得ることのできるMRI装置とすること
ができることになる。
で構成される高周波コイルにおいて、全ての鞍型
コイルを並列接続し、それぞれの鞍型コイルの直
線部の配置を均一磁場生成上の最適条件に設定す
るとともに、直線部の長さもそれぞれのターンコ
イルのインダクタンスが一致するように設定する
ことにより、ストレーキヤパシタンスによる電流
分布の非一様性を軽減するとともに、並列接続し
たことにより各鞍型コイルの電流分担が不平衡に
なるのを各鞍型コイルの弧状部の長さの大小関係
とは反対に直線部の長さを設定することにより、
各ターンコイルのインダクタンスを一致させるこ
とにより各鞍型コイルの電流分担を平衡させるこ
とができ、その結果、所定の均一度を持つた高周
波磁場を生成することができるので、解像度の高
い画像を得ることのできるMRI装置とすること
ができることになる。
第１図はこの発明の実施例を示すターンコイル
が２つの場合の高周波コイルの斜視図、第２図は
第１図の上部鞍型コイルの展開図、第３図はター
ンコイルが３つの場合の実施例を示す展開図、第
４図は高周波コイル使用状況説明斜視図、第５図
は従来の高周波コイルの斜視図、第６図は第５図
の高周波コイルのxy断面図、第７図はターンコ
イルが２つの場合の高周波コイルの斜視図、第８
図は第７図のxy断面図。 １，２……ターンコイル、１１，１２，２１，
２２，……鞍型コイル、３１，４１，５１，……
鞍型コイル、１１１，１１３，２１１，２１３…
…直線部、１１２，１１４，２１２，２１４……
弧状部、４……主マグネツト、５……人体、６…
…人体の軸、９，９１……高周波電圧印加端子。
が２つの場合の高周波コイルの斜視図、第２図は
第１図の上部鞍型コイルの展開図、第３図はター
ンコイルが３つの場合の実施例を示す展開図、第
４図は高周波コイル使用状況説明斜視図、第５図
は従来の高周波コイルの斜視図、第６図は第５図
の高周波コイルのxy断面図、第７図はターンコ
イルが２つの場合の高周波コイルの斜視図、第８
図は第７図のxy断面図。 １，２……ターンコイル、１１，１２，２１，
２２，……鞍型コイル、３１，４１，５１，……
鞍型コイル、１１１，１１３，２１１，２１３…
…直線部、１１２，１１４，２１２，２１４……
弧状部、４……主マグネツト、５……人体、６…
…人体の軸、９，９１……高周波電圧印加端子。
Claims (1)
- １ ２つの面対称の鞍型コイルでなるターンコイ
ルが少なくとも２つで構成され、それぞれの鞍型
コイルが並列接続されてなる高周波コイルにおい
て、並列接続されているそれぞれの鞍型コイルを
構成している弧状部と、直線部の長さがそれぞれ
異なり、かつそれぞれの弧状部の導体長の長・短
の関係と、直線部の導体の長さの長・短との関係
が互いに逆であることを特徴とする高周波コイ
ル。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62269707A JPH01110355A (ja) | 1987-10-26 | 1987-10-26 | 高周波コイル |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62269707A JPH01110355A (ja) | 1987-10-26 | 1987-10-26 | 高周波コイル |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01110355A JPH01110355A (ja) | 1989-04-27 |
| JPH0528137B2 true JPH0528137B2 (ja) | 1993-04-23 |
Family
ID=17476062
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62269707A Granted JPH01110355A (ja) | 1987-10-26 | 1987-10-26 | 高周波コイル |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH01110355A (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2018186437A (ja) * | 2017-04-27 | 2018-11-22 | サクサ株式会社 | ループアンテナ装置 |
-
1987
- 1987-10-26 JP JP62269707A patent/JPH01110355A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH01110355A (ja) | 1989-04-27 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| EP0598013B1 (en) | Anatomically conformal quadrature mri surface coil | |
| US4721913A (en) | NMR local coil network | |
| US7109712B2 (en) | Method and apparatus for minimizing gradient coil and rf coil coupling | |
| US5185576A (en) | Local gradient coil | |
| US5680047A (en) | Multipl-tuned radio frequency coil for simultaneous magnetic resonance imaging and spectroscopy | |
| US5006805A (en) | Surface coil arrangement for use in a nuclear magnetic resonance apparatus | |
| JP2584005B2 (ja) | 磁場勾配コイル装置およびそれを用いる磁気共鳴イメージングシステム | |
| JPH01104253A (ja) | ２種周波数ｎｍｒ無線周波コイル | |
| EP0749017A1 (en) | Self-shielded gradient coils for nuclear magnetic resonance imaging | |
| JPH02249531A (ja) | 核磁気共鳴方法および装置 | |
| JPS6241651A (ja) | 核磁気共鳴画像発生装置用の局所プロ−ブ | |
| US4926125A (en) | Surface gradient assembly for high speed nuclear magnetic resonance imaging | |
| EP0803737A2 (en) | Radio frequency coils | |
| CN110235013B (zh) | 用于利用核磁共振方法拍摄图像的偶极天线组件 | |
| JPS61226029A (ja) | 核磁気共振検査用コイル配置 | |
| US5293519A (en) | RF coil for a nuclear magnetic resonance imaging device | |
| JPH02203839A (ja) | 核磁気共鳴を用いた検査装置 | |
| US5293126A (en) | Local transverse gradient coil | |
| JPH05285120A (ja) | 核スピン共鳴装置のための円偏波形局部アンテナ | |
| US5088185A (en) | Method for manufacturing gradient coil system for a nuclear magnetic resonance tomography apparatus | |
| US4931759A (en) | Magnetic resonance imaging magnet having minimally symmetric ferromagnetic shield | |
| Fujita et al. | A hybrid inverse approach applied to the design of lumped-element RF coils | |
| US4748412A (en) | High-frequency coil for nuclear magnetic resonator | |
| JPH09164126A (ja) | 磁気共鳴イメージングシステム | |
| JPH0528137B2 (ja) |