JPH0654826A - Rf probe and mri device - Google Patents
Rf probe and mri deviceInfo
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- JPH0654826A JPH0654826A JP4210071A JP21007192A JPH0654826A JP H0654826 A JPH0654826 A JP H0654826A JP 4210071 A JP4210071 A JP 4210071A JP 21007192 A JP21007192 A JP 21007192A JP H0654826 A JPH0654826 A JP H0654826A
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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（ＭＲＩ）装
置用ＲＦプローブ及びＭＲＩ装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an RF probe for a nuclear magnetic resonance (MRI) device and an MRI device.
【０００２】[0002]
【従来の技術】近年超高速撮像が可能なエコープラナー
法が各所で検討されている。この方法の実現には、強力
な傾斜磁場が必要なため、通常撮影用の傾斜磁場コイル
では実現が困難である。そこで、超高速撮像を行うとき
だけ、強力な小型傾斜磁場コイルを通常の傾斜磁場コイ
ルの内側に別途設置して撮像する方法が提案されてい
る。このような構成のＭＲＩ装置では小型傾斜磁場のさ
らに内側に超高速撮像専用のＲＦプローブを用いる。一
般に広く使われているＲＦプローブとしてはスロッティ
ドチューブレゾネータやマルチプルエレメントレゾネー
タ（バードケージレゾネータとも呼ばれる）があり、こ
れらは、ＵＳＰ４８２５１６３や特開昭６１−９５２３
４号公報で開示されている。傾斜磁場用シールドを有す
るＲＦプローブは、例えば特開昭５８−３９９３９号公
報に開示されている。小型傾斜磁場とともに用いるＲＦ
プローブの使用例はラジオロジー（ Radiology ）、第
１８１巻、３９３頁から３９７頁に報告されている。2. Description of the Related Art In recent years, an echo planar method capable of ultra-high speed imaging has been studied in various places. Since a strong gradient magnetic field is required to realize this method, it is difficult to realize with a gradient magnetic field coil for normal imaging. Therefore, a method has been proposed in which a powerful small gradient magnetic field coil is separately installed inside a normal gradient magnetic field coil to perform imaging only when performing ultra-high speed imaging. In the MRI apparatus having such a configuration, an RF probe dedicated to ultra-high-speed imaging is used inside the small gradient magnetic field. Generally used RF probes include slotted tube resonators and multiple element resonators (also called bird cage resonators), which are disclosed in US Pat. No. 4,825,163 and JP-A-61-9523.
No. 4 publication. An RF probe having a gradient magnetic field shield is disclosed in, for example, Japanese Patent Laid-Open No. 58-39939. RF for use with small gradient fields
Examples of use of the probe are reported in Radiology, Vol. 181, 393-397.
【０００３】[0003]
【発明が解決しようとする課題】従来、これらのＲＦプ
ローブの性能は必ずしも最適化されておらず、ルーチン
の臨床診断への応用には適さなかった。すなわち性能が
悪かったり、使い勝手が悪いなどの問題があった。本発
明の目的は、超高速撮像や、２重同調プローブで複数個
のプローブを用いるときの画質劣化、装置の使い勝手の
改善を実現することにある。In the past, the performance of these RF probes has not always been optimized and was not suitable for routine clinical diagnostic applications. That is, there were problems such as poor performance and poor usability. An object of the present invention is to realize ultra-high-speed imaging, image quality deterioration when a plurality of probes are used in a double tuning probe, and improvement of usability of the apparatus.
【０００４】[0004]
【課題を解決するための手段】複数のＲＦコイルからな
るＲＦプローブにおいて、少なくとも、これらコイル間
の電磁結合を除去する電磁シールドをこれらコイル間に
配置する。複数のＲＦコイルは、少なくとも磁場発生領
域が広い第１のコイルと磁場発生領域が狭い第２のコイ
ルを有し、電磁シールドは第２のコイルの筐体に設置さ
れている。ことを特徴とする請求項１に記載のＲＦプロ
ーブ。この第２のコイルは、高周波的にフローティング
でありかつ、電磁シールドは高周波的に接地電位とす
る。また、複数のＲＦコイルのそれぞれのＲＦコイルの
共振周波数が互いに異なるようにする。あるいは、ＲＦ
信号を送受するＲＦコイルとこのＲＦコイルを支持する
筐体からなるＲＦプローブにおいて、ＲＦコイルは高周
波的にフローティングであり、かつ筐体に電磁シールド
が形成され、かつこの電磁シールドは接地電位にし、Ｒ
Ｆコイルは、誘導結合給受電されるマルチプルエレメン
トレゾネータとする。電磁シールドは非円柱構造であ
り、かつ四極対称性を有する柱状構造とする。少なくと
も静磁場を発生する磁石と、傾斜磁場を形成するための
第１の傾斜磁場コイルと、これら磁場中に置かれた被検
体のＭＲＩ信号を得るために、核磁気共鳴周波数の信号
を送受信する第１のＲＦコイルを有するＭＲＩ装置にお
いて、第１のＲＦコイルの内部に第２の傾斜磁場コイル
が配置され、この第２の傾斜磁場コイルの内部に第２の
ＲＦコイルが配置され、かつ第２のＲＦコイルと第２の
傾斜磁場コイルの間もしくは第１のＲＦコイルの間に、
電磁シールドが配置され、電磁シールドは第２のコイル
の筐体に設置され、第２のコイルは、高周波的にフロー
ティングであり、電磁シールドは高周波的に接地電位に
する。In an RF probe composed of a plurality of RF coils, at least an electromagnetic shield for removing electromagnetic coupling between these coils is arranged between these coils. The plurality of RF coils have at least a first coil having a wide magnetic field generation region and a second coil having a narrow magnetic field generation region, and the electromagnetic shield is installed in the housing of the second coil. The RF probe according to claim 1, wherein: This second coil is floating at high frequencies and the electromagnetic shield is at ground potential at high frequencies. Further, the resonance frequencies of the RF coils of the plurality of RF coils are different from each other. Or RF
In an RF probe composed of an RF coil for transmitting and receiving a signal and a housing supporting the RF coil, the RF coil is floating in high frequency, and an electromagnetic shield is formed on the housing, and the electromagnetic shield is set to ground potential, R
The F coil is a multiple element resonator that receives and supplies power by inductive coupling. The electromagnetic shield has a non-cylindrical structure and a columnar structure having quadrupole symmetry. At least a magnet for generating a static magnetic field, a first gradient magnetic field coil for forming a gradient magnetic field, and a nuclear magnetic resonance frequency signal are transmitted and received in order to obtain an MRI signal of a subject placed in these magnetic fields. In an MRI apparatus having a first RF coil, a second gradient magnetic field coil is arranged inside the first RF coil, a second RF coil is arranged inside the second gradient magnetic field coil, and Between the second RF coil and the second gradient coil or between the first RF coil,
An electromagnetic shield is disposed, the electromagnetic shield is installed in the housing of the second coil, the second coil is high-frequency floating, and the electromagnetic shield is high-frequency grounded.
【０００５】[0005]
【作用】複数のＲＦコイルからなるＲＦプローブにおい
て、少なくとも、これらコイル間の電磁結合を除去する
電磁シールドをこれらコイル間に配置するので、ＲＦコ
イル間のカップリングが除去でき、プローブの感度低下
が抑制できる。ＲＦプローブ間の電磁結合が無くなり超
高速撮像専用のＲＦプローブの感度が向上する。In the RF probe including a plurality of RF coils, at least the electromagnetic shield for removing the electromagnetic coupling between the coils is arranged between these coils, so that the coupling between the RF coils can be removed and the sensitivity of the probe is lowered. Can be suppressed. The electromagnetic coupling between the RF probes is eliminated, and the sensitivity of the RF probe dedicated to ultra-high speed imaging is improved.
【０００６】[0006]
【実施例】本発明を図１に示した実施例を用いて説明す
る。図１はＭＲＩ装置１の模式的断面図である。静磁場
磁石２はｚ軸方向に磁場を発生する超伝導磁石であり、
磁場の強さは１．５Ｔである。磁石のボア２１内側には
第１の傾斜磁場コイル３が設置されている。傾斜磁場コ
イルはｘ、ｙ、ｚ方向に傾斜磁場を発生する。傾斜磁場
の強さは１０ｍＴ／ｍである。傾斜磁場コイルの内側に
は円柱状の銅のシート状電磁シールド４が形成されてい
る。この電磁シールドはシールドの内側から外側に向け
て（あるいは外側から内側に向けて）、低周波電磁波は
通過するが、高周波電磁波は通過しないようになってい
る。電磁シールドの内側には円柱状の第１のＲＦコイル
５が設置されている。このコイルは送信もしくは受信用
に用いられ、装置に固定されている。また、必要に応じ
てデカップリングスイッチによりコイルが電気的に開閉
される。被検体８を通常の方法で撮像するときは、上記
の傾斜磁場コイル３とＲＦコイル５を使って行う。超高
速撮像の場合には、強い傾斜磁場が必要なため図１のよ
うに第２の傾斜磁場コイル６を全身ＲＦコイル５の内側
に設置する。傾斜磁場コイル６は支持体６１によりボア
２１の壁に脱着できる。傾斜磁場コイル６は人体胴体部
が入る程度の楕円柱状で長さは約１ｍである。傾斜磁場
コイル６の内部に第２のＲＦコイル７が配置される。被
検体８は例えば人体頭部であり、この場合ＲＦコイル７
は頭部撮像用シングルコイルである。その形状は直径２
５ｃｍ、長さ２５ｃｍの円柱状で、基本構造は、スロッ
ティドチューブレゾネータあるいは誘導結合給受電によ
る１６エレメントマルチプルエレメントレゾネータであ
る。後者の場合誘導結合給受電なので周囲の影響を受け
にくく６４ＭＨｚのＭＲ周波数でも安定である。誘導結
合給受電はｘ−ｙ平面上の直交する２方向にあるピック
アップコイル７３により行われ、ＱＤ送受信される。コ
イルの筐体７１はアクリルまたは樹脂などの絶縁材で形
成される。筐体の外壁には電磁シールド７２が接着剤に
より接着してある。電磁シールドの材質は銅メッシュや
銅パンチングメタル、銅箔が適当である。電磁シールド
７２はＭＲＩ装置１の筐体を介して接地される。電磁シ
ールド７２は直径３０ｃｍ、長さ３０ｃｍの円柱状であ
る。電磁シールド７２とＲＦコイル７の中心軸は一致し
ている。電磁シールドが接地電位、ＲＦコイル７がフロ
ーティングなのでコイルとシールド間の静電結合が小さ
く、コイルの高周波特性が安定である。また電磁シール
ド７２があるのでＲＦコイル７は外部の据置型ＲＦプロ
ーブ５や傾斜磁場コイル６とも干渉せずノイズの混入が
無い。ＲＦコイル７の感度は、一般に電磁シールド７２
の直径が小さくなると低下することが知られている。発
明者らによれば特にピックアップコイル７３の近傍で電
磁シールドが近いと感度低下が大きかった。そこで電磁
シールド７２の形状をピックアップコイル７３の近傍だ
け膨らまして、この感度低下を抑える。更に発明者らの
検討によれば、ｘ−ｙ平面で見た電磁シールド７２の形
状が２つのピックアップコイル７３の各々とｚ軸を含む
平面７５、７６に対して面対称になっていない場合、プ
ローブの感度が低下することが判明した。そこで、電磁
シールド７２の形状を図１のように、直交するピックア
ップコイル７３の各々に対して線対称になるように直交
する４ヵ所に膨らんだ部分を設け、四極対称の構造にす
る。この結果ＲＦコイル７の感度は、電磁シールド７２
の直径（便宜的に内接円の直径とする）が小さいときで
も、ほとんど低下せず、同一直径の円柱状電磁シールド
よりも良好な特性が得られる。EXAMPLES The present invention will be described with reference to the example shown in FIG. FIG. 1 is a schematic sectional view of the MRI apparatus 1. The static magnetic field magnet 2 is a superconducting magnet that generates a magnetic field in the z-axis direction,
The strength of the magnetic field is 1.5T. The first gradient magnetic field coil 3 is installed inside the bore 21 of the magnet. The gradient coil generates a gradient magnetic field in the x, y and z directions. The strength of the gradient magnetic field is 10 mT / m. A cylindrical copper sheet-shaped electromagnetic shield 4 is formed inside the gradient magnetic field coil. The electromagnetic shield passes low-frequency electromagnetic waves but does not pass high-frequency electromagnetic waves from the inside to the outside (or from the outside to the inside) of the shield. A cylindrical first RF coil 5 is installed inside the electromagnetic shield. This coil is used for transmission or reception and is fixed to the device. In addition, the coil is electrically opened and closed by a decoupling switch as needed. When the subject 8 is imaged by a normal method, the gradient magnetic field coil 3 and the RF coil 5 are used. In the case of ultra-high-speed imaging, a strong gradient magnetic field is necessary, so that the second gradient magnetic field coil 6 is installed inside the whole-body RF coil 5 as shown in FIG. The gradient coil 6 can be attached to and detached from the wall of the bore 21 by the support 61. The gradient magnetic field coil 6 is an elliptic cylinder having a length that allows the body of the human body to be inserted therein, and has a length of about 1 m. The second RF coil 7 is arranged inside the gradient magnetic field coil 6. The subject 8 is, for example, a human head, and in this case, the RF coil 7
Is a single coil for head imaging. Its shape is diameter 2
It has a cylindrical shape with a length of 5 cm and a length of 25 cm, and its basic structure is a slotted tube resonator or a 16-element multiple element resonator by inductively coupled power supply / reception. In the latter case, since the power is supplied and received by inductive coupling, it is hardly affected by the surroundings and is stable even at an MR frequency of 64 MHz. Inductively coupled power supply / reception is performed by the pickup coils 73 in two directions orthogonal to each other on the xy plane, and QD transmission / reception is performed. The coil casing 71 is formed of an insulating material such as acrylic or resin. An electromagnetic shield 72 is adhered to the outer wall of the housing with an adhesive. Suitable materials for the electromagnetic shield are copper mesh, copper punching metal, and copper foil. The electromagnetic shield 72 is grounded via the housing of the MRI apparatus 1. The electromagnetic shield 72 is a column having a diameter of 30 cm and a length of 30 cm. The central axes of the electromagnetic shield 72 and the RF coil 7 coincide with each other. Since the electromagnetic shield is at the ground potential and the RF coil 7 is floating, the electrostatic coupling between the coil and the shield is small, and the high frequency characteristics of the coil are stable. Further, since the electromagnetic shield 72 is provided, the RF coil 7 does not interfere with the external stationary RF probe 5 or the gradient magnetic field coil 6, and noise is not mixed. The sensitivity of the RF coil 7 is generally the electromagnetic shield 72.
It is known that the diameter decreases as the diameter decreases. According to the inventors, the sensitivity is greatly reduced particularly when the electromagnetic shield is close to the pickup coil 73. Therefore, the shape of the electromagnetic shield 72 is expanded only in the vicinity of the pickup coil 73 to suppress this decrease in sensitivity. Further, according to a study by the inventors, when the shape of the electromagnetic shield 72 viewed in the xy plane is not plane-symmetric with respect to each of the two pickup coils 73 and the planes 75 and 76 including the z-axis, It was found that the sensitivity of the probe was reduced. Therefore, as shown in FIG. 1, the electromagnetic shield 72 has a quadrupole symmetric structure in which four bulging portions are provided so as to be line-symmetric with respect to each of the orthogonal pickup coils 73. As a result, the sensitivity of the RF coil 7 is determined by the electromagnetic shield 72.
Even when the diameter of the magnetic field is small (for convenience, the diameter of the inscribed circle), it does not decrease, and better characteristics than the cylindrical electromagnetic shield having the same diameter can be obtained.
【０００７】本実施例ではＲＦコイル７と電磁シールド
７２が一体構造なので臨床診断で重要な設置性が向上す
る。また、ＲＦコイル７は支持体７４で傾斜磁場コイル
６に着脱できる。ＲＦコイル６もしくは傾斜磁場コイル
５はベッド（図示せず）上をスライドさせることでセッ
トできるようそれぞれスライド機構を設けると、コイル
のセッティングが容易にでき、臨床診断の準備時間が短
縮できたり、被検体の位置が移動しないのでより望まし
い。本発明の第２の実施例を図２を用いて説明する。図
２は多重同調ＭＲＩ装置を示している。構成において第
１の実施例と異なる点は、第２の傾斜磁場コイルがない
点である。以下に、本装置の動作と特徴を述べる。第１
のＲＦコイル４は、プロトンイメージング用ＲＦコイル
であり、約６４ＭＨｚで共振する。通常のイメージング
はこのＲＦコイルの内側に被検体７を設置して行う。次
に質量数３１のＰ（リン）のイメージングを行う場合
は、第２のＲＦコイル６を設置して行う。第２のコイル
は約２６ＭＨｚで共振するように設計する。第２のＲＦ
コイルには電磁シールド７２があるので外部の据置型の
プロトンイメージング用ＲＦコイル５と干渉せずノイズ
の混入や、磁場の乱れが無い。被検体８をベッド（図示
せず）上に設置したまま、第２のＲＦコイル７をベッド
上をスライドさせることによりセットできるようＲＦコ
イル７にスライド機構を設けると、被検体８を移動する
こと無くＲＦコイル７のセッティングができ、臨床診断
の準備時間が短縮できたり、被検体８の位置が移動しな
いのでより望ましい。In this embodiment, since the RF coil 7 and the electromagnetic shield 72 are integrally structured, the installability, which is important for clinical diagnosis, is improved. Further, the RF coil 7 can be attached to and detached from the gradient magnetic field coil 6 with the support 74. If a slide mechanism is provided so that the RF coil 6 or the gradient magnetic field coil 5 can be set by sliding on a bed (not shown), the setting of the coil can be facilitated, the preparation time for clinical diagnosis can be shortened, and It is more desirable because the position of the sample does not move. A second embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 2 shows a multi-tuned MRI apparatus. The difference from the first embodiment in the configuration is that the second gradient magnetic field coil is not provided. The operation and characteristics of this device will be described below. First
The RF coil 4 is a proton imaging RF coil and resonates at about 64 MHz. Normal imaging is performed by placing the subject 7 inside the RF coil. Next, when imaging P (phosphorus) having a mass number of 31, the second RF coil 6 is installed. The second coil is designed to resonate at about 26 MHz. Second RF
Since the coil has the electromagnetic shield 72, it does not interfere with the external stationary RF coil 5 for proton imaging, and there is no mixing of noise or disturbance of the magnetic field. When the slide mechanism is provided in the RF coil 7 so that the second RF coil 7 can be set by sliding on the bed while the subject 8 is installed on the bed (not shown), the subject 8 can be moved. It is more preferable because the RF coil 7 can be set without using it, the preparation time for clinical diagnosis can be shortened, and the position of the subject 8 does not move.
【０００８】本構成では第１もしくは第２のＲＦコイル
をそれぞれ２重同調コイルにすることが可能である。例
えば、第１のコイルをプロトンと質量数３１のＰ（リ
ン）、第２のコイルを質量数１３のＣ（炭素）と質量数
２３のＮａ（ナトリュウム）とすることができる。この
様にすれば、使い勝手の良い実用的な４重同調プローブ
が実現できる。ここで、それぞれのコイルを２重同調に
する方法は各所で研究、報告されている公知技術を用い
ることができる。上記説明では超伝導磁石を用いたＭＲ
Ｉ装置を取り上げたが、永久磁石によるＭＲＩ装置にも
適用できる。また、ＲＦコイルには円柱状コイルを用い
たが、その他の形状のコイルでも本発明による効果が得
られる。電磁シールドの形状は本発明の範囲で変更が可
能である。傾斜磁場コイルは１実施例を示したものであ
り、その他の形状、他の特性を有するものであってもよ
い。In this structure, the first or second RF coil can be a double tuning coil. For example, the first coil may be protons and P (phosphorus) having a mass number of 31, and the second coil may be C (carbon) having a mass number of 13 and Na (natrium) having a mass number of 23. By doing so, a practical quadruple tuning probe with good usability can be realized. Here, as a method of making the respective coils double-tuned, known techniques studied and reported in various places can be used. In the above explanation, MR using a superconducting magnet
Although the I apparatus is taken up, it can be applied to the MRI apparatus using a permanent magnet. Further, although the columnar coil is used as the RF coil, the effect of the present invention can be obtained even if the coil has another shape. The shape of the electromagnetic shield can be changed within the scope of the present invention. The gradient magnetic field coil shows one embodiment, and may have other shapes and other characteristics.
【０００９】[0009]
【発明の効果】複数のＲＦコイルからなるＲＦプローブ
において、少なくとも、これらコイル間の電磁結合を除
去する電磁シールドをこれらコイル間に配置したことに
よりＲＦコイル間のカップリングが除去でき、プローブ
の感度低下が抑制できる。In an RF probe including a plurality of RF coils, at least an electromagnetic shield for removing electromagnetic coupling between these coils is arranged between these coils, so that the coupling between the RF coils can be removed and the sensitivity of the probe can be improved. The decrease can be suppressed.
【図１】本発明の一実施例のＭＲＩ装置を示す模式的断
面図。FIG. 1 is a schematic sectional view showing an MRI apparatus according to an embodiment of the present invention.
【図２】本発明の他の一実施例のＭＲＩ装置を示す模式
的断面図。FIG. 2 is a schematic sectional view showing an MRI apparatus according to another embodiment of the present invention.
１…ＭＲＩ装置、２…静磁場磁石、３…静電シールド、
４、６…傾斜磁場コイル、５、７…ＲＦコイル、８…被
検体。1 ... MRI device, 2 ... Static magnetic field magnet, 3 ... Electrostatic shield,
4, 6 ... Gradient magnetic field coil, 5, 7 ... RF coil, 8 ... Subject.
───────────────────────────────────────────────────── 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 9118−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/04 Ｚ 9118−2Ｊ Ｊ (72)発明者 板垣 博幸 東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内 (72)発明者 山本 悦治 東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (51) Int.Cl. 5 Identification number Internal reference number FI Technical display location 9118-2J G01N 24/04 Z 9118-2J J (72) Inventor Hiroyuki Itagaki 1 Higashi Koikeku, Kokubunji, Tokyo 280-chome, Central Research Laboratory, Hitachi, Ltd. (72) Inventor, Etsushi Yamamoto 1-280, Higashi-Kengikubo, Kokubunji-shi, Tokyo, Central Research Laboratory, Hitachi, Ltd.
Claims (9)
おいて、少なくとも、これらＲＦコイル間の電磁結合を
除去する電磁シールドを前記複数のＲＦコイルの間に有
することを特徴とするＲＦプローブ。1. An RF probe comprising a plurality of RF coils, wherein at least an electromagnetic shield for removing electromagnetic coupling between the RF coils is provided between the plurality of RF coils.
発生領域が広い第１のコイルと磁場発生領域が狭い第２
のコイルを有し、前記電磁シールドは第２のコイルの筐
体に設置されていることを特徴とする請求項１に記載の
ＲＦプローブ。2. The plurality of RF coils include at least a first coil having a wide magnetic field generation region and a second coil having a narrow magnetic field generation region.
The RF probe according to claim 1, further comprising a coil, and the electromagnetic shield is installed in a casing of the second coil.
ィングでありかつ、前記電磁シールドは高周波的に接地
電位であることを特徴とする請求項２に記載のＲＦプロ
ーブ。3. The RF probe according to claim 2, wherein the second coil is floating at high frequencies and the electromagnetic shield is at ground potential at high frequencies.
イルの共振周波数が互いに異なることを特徴とする請求
項１に記載のＲＦプローブ。4. The RF probe according to claim 1, wherein the resonance frequencies of the RF coils of the plurality of RF coils are different from each other.
コイルを支持する筐体からなるＲＦプローブにおいて、
前記ＲＦコイルは高周波的にフローティングであり、か
つ前記筐体に電磁シールドが形成されており、かつこの
電磁シールドは接地電位にあることを特徴とするＲＦプ
ローブ。5. An RF coil for transmitting and receiving an RF signal and the RF coil
In an RF probe consisting of a housing supporting a coil,
An RF probe, wherein the RF coil is floating at high frequencies, an electromagnetic shield is formed on the housing, and the electromagnetic shield is at a ground potential.
マルチプルエレメントレゾネータであることを特徴とす
る請求項５に記載のＲＦプローブ。6. The RF probe according to claim 5, wherein the RF coil is a multiple element resonator that receives and supplies power by inductive coupling.
つ四極対称性を有する柱状構造であることを特徴とする
請求項５に記載のＲＦプローブ。7. The RF probe according to claim 5, wherein the electromagnetic shield has a non-cylindrical structure and a columnar structure having quadrupole symmetry.
磁場を形成するための第１の傾斜磁場コイルと、これら
磁場中に置かれた被検体のＭＲＩ信号を得るために、核
磁気共鳴周波数の信号を送受信する第１のＲＦコイルを
有するＭＲＩ装置において、前記第１のＲＦコイルの内
部に第２の傾斜磁場コイルが配置され、この第２の傾斜
磁場コイルの内部に第２のＲＦコイルが配置され、かつ
前記第２のＲＦコイルと前記第２の傾斜磁場コイルの間
もしくは前記第１のＲＦコイルの間に、電磁シールドが
配置されていることを特徴とするＭＲＩ装置。8. A magnet for generating at least a static magnetic field, a first gradient magnetic field coil for forming a gradient magnetic field, and a nuclear magnetic resonance frequency for obtaining an MRI signal of a subject placed in these magnetic fields. In the MRI apparatus having the first RF coil for transmitting and receiving the signal, the second gradient coil is arranged inside the first RF coil, and the second RF coil is arranged inside the second gradient coil. And an electromagnetic shield is arranged between the second RF coil and the second gradient coil or between the first RF coil.
の筐体に設置され、前記第２のＲＦコイルは、高周波的
にフローティングであり、前記電磁シールドは高周波的
に接地電位であることを特徴とする請求項８に記載のＭ
ＲＩ装置。9. The electromagnetic shield is installed in a housing of the second RF coil, the second RF coil is floating in high frequency, and the electromagnetic shield is ground potential in high frequency. The M according to claim 8, characterized in that
RI equipment.
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4210071A JPH0654826A (en) | 1992-08-06 | 1992-08-06 | Rf probe and mri device |
| US08/098,816 US5453692A (en) | 1992-08-06 | 1993-07-29 | RF probe for nuclear magnetic resonance imaging (MRI) devices |
| DE4326516A DE4326516C2 (en) | 1992-08-06 | 1993-08-06 | Radio frequency probe for MRI devices |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4210071A JPH0654826A (en) | 1992-08-06 | 1992-08-06 | Rf probe and mri device |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0654826A true JPH0654826A (en) | 1994-03-01 |
Family
ID=16583342
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4210071A Pending JPH0654826A (en) | 1992-08-06 | 1992-08-06 | Rf probe and mri device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0654826A (en) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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1992
- 1992-08-06 JP JP4210071A patent/JPH0654826A/en active Pending
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