JPH07308306A - Rf coil for mri and mri apparatus - Google Patents
Rf coil for mri and mri apparatusInfo
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- JPH07308306A JPH07308306A JP6105328A JP10532894A JPH07308306A JP H07308306 A JPH07308306 A JP H07308306A JP 6105328 A JP6105328 A JP 6105328A JP 10532894 A JP10532894 A JP 10532894A JP H07308306 A JPH07308306 A JP H07308306A
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は磁気共鳴イメージング
（ＭＲＩ）装置に用いるＲＦコイル及びそのＲＦコイル
を用いたＭＲＩ装置に関し、特にバードケージコイル構
造のＭＲＩ用ＲＦコイル及びＭＲＩ装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an RF coil used in a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus and an MRI apparatus using the RF coil, and more particularly to an MRI RF coil having a birdcage coil structure and an MRI apparatus.
【０００２】[0002]
【従来の技術】ＭＲＩ装置は、核磁気共鳴現象を利用し
て被検体中の所望の検査部位における原子核スピンの密
度分布，緩和時間分布等を計測して、その計測データか
ら被検体の断面を画像表示するものである。2. Description of the Related Art An MRI apparatus measures the density distribution, relaxation time distribution, etc. of nuclear spins at a desired examination site in a subject by utilizing the nuclear magnetic resonance phenomenon, and the cross section of the subject is determined from the measured data. The image is displayed.
【０００３】均一で強力な静磁場発生装置内に置かれた
被検体の原子核スピンは、静磁場の強さによって定まる
周波数（ラーモア周波数）で静磁場の方向を軸として歳
差運動を行う。そこで、このラーモア周波数に等しい周
波数の高周波パルスを外部より照射すると、スピンが励
起されて高いエネルギー状態に遷移する。これを核磁気
共鳴現象と言う。この高周波パルスの照射を打ち切る
と、スピンはそれぞれの状態に応じた時定数で元の低い
エネルギー状態に戻り、この時に外部に電磁波を照射す
る。これをその周波数に同調した高周波受信コイル（Ｒ
Ｆコイル）で検出する。このとき、空間内に位置情報を
付加する目的で、三軸の傾斜磁場を静磁場空間に印加す
る。この結果、空間内の位置情報を周波数情報として捕
らえることができる。Nuclear spins of a subject placed in a uniform and strong static magnetic field generator perform precession around the direction of the static magnetic field at a frequency (Larmor frequency) determined by the strength of the static magnetic field. Therefore, when a high frequency pulse having a frequency equal to this Larmor frequency is irradiated from the outside, spins are excited and transition to a high energy state. This is called a nuclear magnetic resonance phenomenon. When the irradiation of this high-frequency pulse is stopped, the spin returns to the original low energy state with a time constant corresponding to each state, and at this time, the electromagnetic wave is emitted to the outside. A high-frequency receiver coil (R
F coil) to detect. At this time, a triaxial gradient magnetic field is applied to the static magnetic field space for the purpose of adding position information to the space. As a result, position information in the space can be captured as frequency information.
【０００４】このようなＭＲＩ装置において、被検体に
高周波回転磁場を印加するために用いられるＲＦコイル
は、その中に被検体を収容し、被検体の周囲の線輪部分
に高周波電流を流している。In such an MRI apparatus, the RF coil used for applying a high-frequency rotating magnetic field to the subject accommodates the subject therein, and applies a high-frequency current to the coil portion around the subject. There is.
【０００５】このＲＦコイルの構造の一種にバードケー
ジ構造と呼ばれる形状のものがある。このバードケージ
コイル構造のＲＦコイル（以下、単にバードケージコイ
ルという）１のうちハイパス形の一例を図７に示す。第
１のリング部２ａ及び第２のリング部２ｂ（以下、単に
リング部とも言う）は、複数の円弧部がコンデンサを介
して接続されて導電ループを形成し、略円形をなしてお
り、２個のリング部２ａ，２ｂはその面が平行になるよ
うに配置されている。As one type of the structure of this RF coil, there is a shape called a birdcage structure. FIG. 7 shows an example of a high-pass type of the RF coil (hereinafter simply referred to as a birdcage coil) 1 having the birdcage coil structure. In the first ring portion 2a and the second ring portion 2b (hereinafter, also simply referred to as ring portions), a plurality of arc portions are connected via a capacitor to form a conductive loop, and have a substantially circular shape. The individual ring portions 2a and 2b are arranged such that their surfaces are parallel to each other.
【０００６】エレメント３ａ〜３ｈはこの２個のリング
部２ａ，２ｂをその各々の周縁に沿って同一間隔に隔た
った点でリング部２ａ，２ｂの面に直交するように、対
向する位置の各円弧部同士を接続するものである。コン
デンサ４ａ〜４ｈはリング部２ａを構成する各円弧部間
に存在するギャップ（ｇａｐ）に直列に挿入されてい
る。また、コンデンサ５ａ〜５ｈ（５ｅ〜５ｈは図示せ
ず）はリング部２ｂを構成する各円弧部間に存在するギ
ャップに直列に挿入されている。そして、エレメント３
ａ〜３ｈのインダクタンスとこのコンデンサ４ａ〜４
ｈ，５ａ〜５ｈの容量とで前記ラーモア周波数に共振す
るような値に選ばれている。また、送信若しくは受信ま
たは送受信を行う送受信ポート６と７とは９０°異なる
位置に配置されている。The elements 3a to 3h are located at opposite positions so that the two ring portions 2a and 2b are orthogonal to the surfaces of the ring portions 2a and 2b at the same intervals along the peripheral edges thereof. The arc portions are connected to each other. The capacitors 4a to 4h are inserted in series in a gap (gap) existing between the arcuate portions forming the ring portion 2a. Further, the capacitors 5a to 5h (5e to 5h are not shown) are inserted in series in the gaps existing between the arcuate portions forming the ring portion 2b. And element 3
a-3h inductance and this capacitor 4a-4
It is selected to be a value that resonates at the Larmor frequency with a capacity of h and 5a to 5h. Further, the transmission / reception ports 6 and 7 for transmitting or receiving or transmitting / receiving are arranged at positions different by 90 °.
【０００７】このようなバードケージコイルは同相と直
交の両成分の結合を同時に行うことができ、又、Ｑも十
分高いので多く用いられている。[0007] Such a birdcage coil is often used because it can simultaneously combine both in-phase and quadrature components and has a sufficiently high Q.
【０００８】[0008]
【発明が解決しようとする課題】このようなバードケー
ジコイル１でクォドラチャ送受信を行う時は、コモンモ
ード電流が流れるのを防ぐ為に、送受信ポート６，７の
間のアイソレーションを確保する必要がある。一般的に
は、送受信機では非平衡の同軸ケーブルが用いられてい
るので、平衡−非平衡変換を行ってから送受信ポート
６，７に接続する必要がある。When performing quadrature transmission / reception with such a birdcage coil 1, it is necessary to secure isolation between the transmission / reception ports 6 and 7 in order to prevent a common mode current from flowing. is there. In general, since a transceiver uses an unbalanced coaxial cable, it is necessary to perform balanced-unbalanced conversion before connecting to the transmission / reception ports 6 and 7.
【０００９】このような平衡−非平衡変換を行うには、
バラン（balun ）と呼ばれる平衡−非平衡変換回路を用
いるのが一般的である。しかし、この種のバランが集中
定数の部品で構成されている場合、大電力下で使用する
と部品の信頼性が低下する恐れがある。To perform such balanced-unbalanced conversion,
It is common to use a balanced-to-unbalanced conversion circuit called a balun. However, if this type of balun is composed of lumped constant components, the reliability of the components may deteriorate when used under high power.
【００１０】そこで、バランを用いることなく、同軸ケ
ーブルの付線の工夫により平衡−非平衡変換を行う技術
が特開平2-190004号公報に記載されている。これは、理
想的状態では、コイルエレメントの中心の電位が０にな
ることを用いている。Therefore, Japanese Patent Laid-Open No. 2-190004 discloses a technique of performing balanced-unbalanced conversion by devising the wiring of a coaxial cable without using a balun. This uses that the potential at the center of the coil element becomes 0 in the ideal state.
【００１１】図８はこの平衡−非平衡変換の様子を示す
構成図である。ここでは、エレメント３ｃ，３ｄの間に
接続されている送受信ポート６付近の構成を示してい
る。コンデンサ４ｃの両端に同軸ケーブル６ａが接続さ
れており、中心導体はエレメント３ｄ側に外部シールド
導体（以下、シールド導体）はエレメント３ｃ側に接続
されている。そして、コンデンサ４ｃの位置からエレメ
ント３ｃの中心部までの全領域で、同軸ケーブル６ａの
シールド導体とエレメント３ｃとが電気的に接続されて
いる。このようにすることで、送受信ポート６側の同軸
ケーブル６ａのシールド導体の電位が０になる。同様
に、９０°異なる位置に配置されている送受信ポート７
側の同軸ケーブル（図示せず）のシールド導体の電位も
０になる。従って、両同軸ケーブルのシールド導体の電
位が等しくなる為に、シールド導体をグランドに接地し
てもコモンモードの電流が流れることはなくなる。FIG. 8 is a block diagram showing the state of this balanced-unbalanced conversion. Here, the configuration near the transmission / reception port 6 connected between the elements 3c and 3d is shown. The coaxial cable 6a is connected to both ends of the capacitor 4c, the center conductor is connected to the element 3d side, and the outer shield conductor (hereinafter, shield conductor) is connected to the element 3c side. The shield conductor of the coaxial cable 6a and the element 3c are electrically connected in the entire region from the position of the capacitor 4c to the center of the element 3c. By doing so, the potential of the shield conductor of the coaxial cable 6a on the transmission / reception port 6 side becomes zero. Similarly, the transmission / reception port 7 arranged at a position different by 90 °
The potential of the shield conductor of the side coaxial cable (not shown) also becomes zero. Therefore, since the potentials of the shield conductors of both coaxial cables become equal, common mode current does not flow even if the shield conductors are grounded.
【００１２】しかし、以上の平衡−非平衡変換はエレメ
ント中央部が０電位であるとの仮定に基づいているもの
であるが、実際には図９に示すように、エレメント中央
部が０電位ではないために、完全な平衡−非平衡変換は
行われない。図９では横軸にエレメントの位置を示して
おり、中央部を原点にしている。また縦軸は電位を表し
ている。この図９ではエレメントの中央部の電位が０で
なく、有限の値ｖ0 であることを示している。However, the above-mentioned balanced-unbalanced conversion is based on the assumption that the central portion of the element is at 0 potential, but in reality, when the central portion of the element is at 0 potential, as shown in FIG. Since there is none, a perfect balanced-unbalanced conversion is not performed. In FIG. 9, the horizontal axis indicates the position of the element, and the center is the origin. The vertical axis represents the electric potential. FIG. 9 shows that the electric potential at the central portion of the element is not 0 but a finite value v0.
【００１３】以下、エレメント中央部の電位について説
明する。エレメント中央部の電圧をＶcenterとすると、
以下のように示せる。The potential at the center of the element will be described below. If the voltage at the center of the element is Vcenter,
It can be shown as follows.
【００１４】[0014]
【数１】 [Equation 1]
【００１５】ここで、Ｙｒはリング部のコンデンサＣの
アドミッタンス、βιは位相（２ι／１６）πである。
また、上式のｊι，ｊι′はクォドラチャ送信時で図１
０に示すように、大きさがＩ，Ｉ′の電流が供給されて
いる時には、次のようになる。Here, Yr is the admittance of the capacitor C in the ring portion, and βι is the phase (2ι / 16) π.
In addition, jι and jι ′ in the above equation are the values when the quadrature is transmitted.
As shown in 0, when the currents of magnitudes I and I'are supplied, the following occurs.
【００１６】[0016]
【数２】 [Equation 2]
【００１７】ここで、給電はいずれか一方のリング部か
ら行うもので、Ｉ′＝０であり、ｊι′＝０となる。こ
のため、エレメント中央部の電位Ｖcenterは以下のよう
になる。Here, power supply is performed from either one of the ring portions, and I '= 0 and jι' = 0. Therefore, the potential Vcenter at the center of the element is as follows.
【００１８】[0018]
【数３】 [Equation 3]
【００１９】従って、このＶcenterは常に有限の値であ
る。実際には、コイル端での電圧を一定にしたときに、
コイルのＱの低下に伴って次第に増加していく傾向が見
られる。また、コイルのＱの低下は、被検体がコイルの
中に載置されたときに発生する。Therefore, this Vcenter is always a finite value. Actually, when the voltage at the coil end is constant,
There is a tendency that the coil Q gradually increases as the Q decreases. Further, the decrease in Q of the coil occurs when the subject is placed inside the coil.
【００２０】以上説明したように、エレメント中央部の
電位Ｖcenterは常に有限の値である為に、上述の平衡−
非平衡変換が完全には行われないことがわかる。このよ
うな場合において、各同軸ケーブルのシールド導体はそ
れぞれグランド電位に接続される。すると、各シールド
導体間でコモンモードの電流が流れるようになり、送信
効率の低下，受信感度の低下といった問題が発生する。As described above, the potential Vcenter at the central portion of the element is always a finite value, so that the above-mentioned balance-
It can be seen that the non-equilibrium conversion is not done completely. In such a case, the shield conductor of each coaxial cable is connected to the ground potential. Then, a common mode current will flow between the shield conductors, causing problems such as a decrease in transmission efficiency and a decrease in reception sensitivity.
【００２１】本発明は上記の点に鑑みてなされたもの
で、その目的は、バランを用いることなく平衡−非平衡
変換を実現して送受信の効率を改善することが可能なバ
ードケージコイル型のＭＲＩ用ＲＦコイル及びＭＲＩ装
置を実現することである。The present invention has been made in view of the above points, and an object thereof is a birdcage coil type which can realize balanced-unbalanced conversion without using a balun and improve the efficiency of transmission and reception. It is to realize an MRI RF coil and an MRI apparatus.
【００２２】[0022]
【課題を解決するための手段】前記の課題を解決する第
１の手段は、複数の円弧部がコンデンサを介して接続さ
れて形成され、互いに平行して配置された第１及び第２
のリング部と、これら第１及び第２のリング部の対向す
る位置にある各円弧部同士を接続する複数のエレメント
とから構成されたバードケージコイル構造のＭＲＩ用Ｒ
Ｆコイルであって、前記エレメントの中間点から第１の
リング部の円弧部のコンデンサ接続点までの領域にシー
ルド導体が接続され、このシールド導体が接続された円
弧部のコンデンサの他端側に中心導体が接続された第１
の同軸ケーブルと、前記第１の同軸ケーブルの中心導体
が接続された円弧部と接するエレメントの中間点から第
２のリング部の円弧部のコンデンサ接続点までの領域に
シールド導体が接続され、前記第１の同軸ケーブルのシ
ールド導体が接続されたエレメントに接する第２のリン
グ部の円弧部に中心導体が接続された第２の同軸ケーブ
ルと、を有することを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルで
ある。A first means for solving the above-mentioned problems is a first and a second arrangement in which a plurality of arc portions are connected to each other through a capacitor and arranged in parallel with each other.
R for MRI of a birdcage coil structure, which is composed of a ring portion of the first and second ring portions and a plurality of elements connecting the arcuate portions of the first and second ring portions which are opposed to each other.
In the F coil, a shield conductor is connected to a region from a middle point of the element to a capacitor connection point of an arc portion of the first ring portion, and the shield conductor is connected to the other end side of the arc portion capacitor. First with central conductor connected
And a shield conductor is connected to a region from an intermediate point of an element in contact with an arc portion to which the central conductor of the first coaxial cable is connected to a capacitor connection point of the arc portion of the second ring portion, An RF coil for MRI, comprising: a second coaxial cable in which a center conductor is connected to an arc portion of a second ring portion that is in contact with an element to which a shield conductor of the first coaxial cable is connected. .
【００２３】前記の課題を解決する第２の手段は、複数
の円弧部がコンデンサを介して接続されて形成され、互
いに平行して配置された第１及び第２のリング部と、こ
れら第１及び第２のリング部の対向する位置にある各円
弧部同士を接続する複数のエレメントとから構成された
バードケージコイル構造のＭＲＩ用ＲＦコイルであっ
て、前記エレメントの中間点から第１のリング部の円弧
部のコンデンサ接続点までの領域にシールド導体が接続
され、このシールド導体が接続された円弧部のコンデン
サの他端側に中心導体が接続された第１の同軸ケーブル
と、前記第１の同軸ケーブルの中心導体が接続された円
弧部と接するエレメントの中間点から第２のリング部の
円弧部のコンデンサ接続点までの領域にシールド導体が
接続され、前記第１の同軸ケーブルのシールド導体が接
続されたエレメントに接する第２のリング部の円弧部に
中心導体が接続された第２の同軸ケーブルと、前記第１
の同軸ケーブルが接続されたエレメントと９０°異なる
位置にあるエレメントの中間点から第１のリング部の円
弧部のコンデンサ接続点までの領域にシールド導体が接
続され、このシールド導体が接続された円弧部のコンデ
ンサの他端側に中心導体が接続された第３の同軸ケーブ
ルと、前記第３の同軸ケーブルの中心導体が接続された
円弧部と接するエレメントの中間点から第２のリング部
の円弧部のコンデンサ接続点までの領域にシールド導体
が接続され、前記第３の同軸ケーブルのシールド導体が
接続されたエレメントに接する第２のリング部の円弧部
に中心導体が接続された第４の同軸ケーブルと、を有す
ることを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルである。A second means for solving the above-mentioned problems is a first and a second ring portion which are formed by connecting a plurality of circular arc portions through a capacitor and are arranged in parallel with each other, and these first and second ring portions. And an RF coil for MRI having a birdcage coil structure, which comprises a plurality of elements connecting arcuate portions at opposite positions of a second ring portion, and a first ring from an intermediate point of the element. A first coaxial cable in which a shield conductor is connected to a region up to the capacitor connection point in the arc portion of the portion, and a center conductor is connected to the other end side of the capacitor in the arc portion to which the shield conductor is connected; The shield conductor is connected to a region from the intermediate point of the element in contact with the circular arc portion to which the central conductor of the coaxial cable is connected to the capacitor connection point of the circular arc portion of the second ring portion. A second coaxial cable center conductor to the arcuate portion of the second ring portion in contact with the element shield conductor of the coaxial cable is connected is connected, the first
The shield conductor is connected in the area from the intermediate point of the element at a position different from the element to which the coaxial cable is connected by 90 ° to the capacitor connection point of the arc portion of the first ring portion, and the arc to which this shield conductor is connected Arc of the second ring portion from the middle point of the third coaxial cable to which the center conductor is connected to the other end of the capacitor of the section and the arc portion to which the center conductor of the third coaxial cable is connected A coaxial conductor in which a shield conductor is connected to an area up to a capacitor connection point of the second portion, and a center conductor is connected to an arc portion of the second ring portion which is in contact with the element to which the shield conductor of the third coaxial cable is connected. An RF coil for MRI, comprising: a cable.
【００２４】前記の課題を解決する第３の手段は、複数
の円弧部がコンデンサを介して接続されて形成され、互
いに平行して配置された第１及び第２のリング部と、こ
れら第１及び第２のリング部の対向する位置にある各円
弧部同士を接続する複数のエレメントとから構成された
バードケージコイル構造のＭＲＩ用ＲＦコイルと、前記
エレメントの中間点から第１のリング部の円弧部のコン
デンサ接続点までの領域にシールド導体が接続され、こ
のシールド導体が接続された円弧部のコンデンサの他端
側に中心導体が接続された第１の同軸ケーブルと、前記
第１の同軸ケーブルの中心導体が接続された円弧部と接
するエレメントの中間点から第２のリング部の円弧部の
コンデンサ接続点までの領域にシールド導体が接続さ
れ、前記第１の同軸ケーブルのシールド導体が接続され
たエレメントに接する第２のリング部の円弧部に中心導
体が接続された第２の同軸ケーブルと、前記第１の同軸
ケーブル及び前記第２の同軸ケーブルより同位相の送信
若しくは受信の少なくとも一方を行う信号伝送手段と、
から構成されたことを特徴とするＭＲＩ装置である。A third means for solving the above-mentioned problems is a first and a second ring portion which are formed by connecting a plurality of arc portions through a capacitor and are arranged in parallel with each other, and the first and second ring portions. And an RF coil for MRI of a birdcage coil structure composed of a plurality of elements connecting arcuate portions at opposite positions of the second ring portion, and a first ring portion from an intermediate point of the element. A first coaxial cable in which a shield conductor is connected to a region of the arc portion up to the capacitor connection point, and a center conductor is connected to the other end side of the capacitor in the arc portion to which the shield conductor is connected, and the first coaxial cable. A shield conductor is connected to a region from an intermediate point of an element in contact with an arc portion to which a center conductor of the cable is connected to a capacitor connection point of the arc portion of the second ring portion, and the first coaxial A second coaxial cable in which a center conductor is connected to an arc portion of a second ring portion in contact with an element to which a shield conductor of a cable is connected, and a second coaxial cable having the same phase as that of the first coaxial cable and the second coaxial cable. A signal transmission means for performing at least one of transmission and reception,
It is an MRI apparatus characterized by being comprised from.
【００２５】前記の課題を解決する第４の手段は、複数
の円弧部がコンデンサを介して接続されて形成され、互
いに平行して配置された第１及び第２のリング部と、こ
れら第１及び第２のリング部の対向する位置にある各円
弧部同士を接続する複数のエレメントとから構成された
バードケージコイル構造のＭＲＩ用ＲＦコイルと、前記
エレメントの中間点から第１のリング部の円弧部のコン
デンサ接続点までの領域にシールド導体が接続され、こ
のシールド導体が接続された円弧部のコンデンサの他端
側に中心導体が接続された第１の同軸ケーブルと、前記
第１の同軸ケーブルの中心導体が接続された円弧部と接
するエレメントの中間点から第２のリング部の円弧部の
コンデンサ接続点までの領域にシールド導体が接続さ
れ、前記第１の同軸ケーブルのシールド導体が接続され
たエレメントに接する第２のリング部の円弧部に中心導
体が接続された第２の同軸ケーブルと、前記第１の同軸
ケーブルが接続されたエレメントと９０°異なる位置に
あるエレメントの中間点から第１のリング部の円弧部の
コンデンサ接続点までの領域にシールド導体が接続さ
れ、このシールド導体が接続された円弧部のコンデンサ
の他端側に中心導体が接続された第３の同軸ケーブル
と、前記第３の同軸ケーブルの中心導体が接続された円
弧部と接するエレメントの中間点から第２のリング部の
円弧部のコンデンサ接続点までの領域にシールド導体が
接続され、前記第３の同軸ケーブルのシールド導体が接
続されたエレメントに接する第２のリング部の円弧部に
中心導体が接続された第４の同軸ケーブルと、前記第１
の同軸ケーブル及び前記第２の同軸ケーブルより第１の
位相の送信若しくは受信の少なくとも一方の信号伝送を
行い、前記第３の同軸ケーブル及び前記第４の同軸ケー
ブルより前記第１の位相の信号伝送とは９０°位相が異
なる第２の位相の信号伝送を行う信号伝送手段と、から
構成されたことを特徴とするＭＲＩ装置である。A fourth means for solving the above-mentioned problems is to form first and second ring portions arranged in parallel with each other, which are formed by connecting a plurality of circular arc portions through a capacitor, and these first and second ring portions. And an RF coil for MRI of a birdcage coil structure composed of a plurality of elements connecting arcuate portions at opposite positions of the second ring portion, and a first ring portion from an intermediate point of the element. A first coaxial cable in which a shield conductor is connected to a region of the arc portion up to the capacitor connection point, and a center conductor is connected to the other end side of the capacitor in the arc portion to which the shield conductor is connected, and the first coaxial cable. A shield conductor is connected to a region from an intermediate point of an element in contact with an arc portion to which a center conductor of the cable is connected to a capacitor connection point of the arc portion of the second ring portion, and the first coaxial The second coaxial cable in which the central conductor is connected to the arc portion of the second ring portion that is in contact with the element to which the shield conductor of the cable is connected, and the element to which the first coaxial cable is connected are at a position different from each other by 90 °. A shield conductor was connected to a region from the midpoint of a certain element to the capacitor connection point of the arc part of the first ring part, and the center conductor was connected to the other end of the arc part capacitor to which this shield conductor was connected. A shield conductor is connected to a region from an intermediate point of the third coaxial cable and an element in contact with the arc portion to which the center conductor of the third coaxial cable is connected to a capacitor connection point of the arc portion of the second ring portion. A fourth coaxial cable in which a center conductor is connected to an arc portion of the second ring portion which is in contact with the element to which the shield conductor of the third coaxial cable is connected, , The first
Signal transmission of at least one of transmission or reception of the first phase from the coaxial cable and the second coaxial cable, and signal transmission of the first phase from the third coaxial cable and the fourth coaxial cable Is an MRI apparatus comprising: a signal transmitting means for transmitting a second phase signal having a 90 ° phase difference.
【００２６】[0026]
【作用】課題を解決する第１の手段であるＭＲＩ用ＲＦ
コイルにおいて、エレメントの中間点からリング部のコ
ンデンサ接続点までのエレメントの領域に接続されたシ
ールド導体を有する第１の同軸ケーブルと第２の同軸ケ
ーブルとが互いに対向する位置のリング部に接続されて
いるため、この第１及び第２の同軸ケーブルから送信若
しくは受信を行うことにより、平衡−非平衡変換が行わ
れてエレメント中央部の電位が０になる。The RF for MRI which is the first means for solving the problems
In the coil, the first coaxial cable and the second coaxial cable having the shield conductor connected to the region of the element from the intermediate point of the element to the capacitor connection point of the ring portion are connected to the ring portion at positions facing each other. Therefore, by performing transmission or reception from the first and second coaxial cables, balanced-unbalanced conversion is performed and the potential at the central portion of the element becomes zero.
【００２７】また、課題を解決する第２の手段であるＭ
ＲＩ用ＲＦコイルにおいて、エレメントの中間点からリ
ング部のコンデンサ接続点までのエレメントの領域に接
続されたシールド導体を有する第１の同軸ケーブルと第
２の同軸ケーブルとが互いに対向する位置のリング部に
接続されているため、この第１及び第２の同軸ケーブル
から送信若しくは受信を行うことにより、エレメント中
央部の電位が０になる。同様に、第３及び第４の同軸ケ
ーブルから送信若しくは受信を行うことにより、エレメ
ント中央部の電位が０になる。従って、クォドラチャ送
信若しくは受信を行った場合にコモンモード電流が流れ
ることがなく、送受信の効率が改善される。A second means for solving the problem, M
In the RF coil for RI, the ring portion at the position where the first coaxial cable and the second coaxial cable having the shield conductor connected to the region of the element from the intermediate point of the element to the capacitor connection point of the ring portion face each other. Therefore, by performing transmission or reception from the first and second coaxial cables, the potential at the central portion of the element becomes zero. Similarly, by performing transmission or reception from the third and fourth coaxial cables, the electric potential at the center of the element becomes zero. Therefore, when quadrature transmission or reception is performed, the common mode current does not flow, and the transmission / reception efficiency is improved.
【００２８】また、課題を解決する第３の手段であるＭ
ＲＩ装置において、エレメントの中間点からリング部の
コンデンサ接続点までのエレメントの領域に接続された
シールド導体を有する第１の同軸ケーブルと第２の同軸
ケーブルとが互いに対向する位置のリング部に接続され
ているため、この第１及び第２の同軸ケーブルから送信
若しくは受信を行うことにより、平衡−非平衡変換が行
われてエレメント中央部の電位が０になる。A third means for solving the problem, M
In the RI apparatus, the first coaxial cable and the second coaxial cable having shield conductors connected to the region of the element from the intermediate point of the element to the capacitor connection point of the ring portion are connected to the ring portion at positions facing each other. Therefore, by performing transmission or reception from the first and second coaxial cables, balanced-unbalanced conversion is performed and the potential at the central portion of the element becomes zero.
【００２９】また、課題を解決する第４の手段であるＭ
ＲＩ装置において、エレメントの中間点からリング部の
コンデンサ接続点までのエレメントの領域に接続された
シールド導体を有する第１の同軸ケーブルと第２の同軸
ケーブルとが互いに対向する位置のリング部に接続され
ているため、この第１及び第２の同軸ケーブルから送信
若しくは受信を行うことにより、エレメント中央部の電
位が０になる。同様に、第３及び第４の同軸ケーブルか
ら送信若しくは受信を行うことにより、エレメント中央
部の電位が０になる。従って、クォドラチャ送信若しく
は受信を行った場合にコモンモード電流が流れることが
なく、送受信の効率が改善される。A fourth means for solving the problem, M
In the RI apparatus, the first coaxial cable and the second coaxial cable having shield conductors connected to the region of the element from the intermediate point of the element to the capacitor connection point of the ring portion are connected to the ring portion at positions facing each other. Therefore, by performing transmission or reception from the first and second coaxial cables, the potential at the central portion of the element becomes zero. Similarly, by performing transmission or reception from the third and fourth coaxial cables, the electric potential at the center of the element becomes zero. Therefore, when quadrature transmission or reception is performed, the common mode current does not flow, and the transmission / reception efficiency is improved.
【００３０】[0030]
【実施例】以下、図面を参照して本発明の実施例を詳細
に説明する。図１は本発明の一実施例のバードケージコ
イル型のＭＲＩ用ＲＦコイル及びＭＲＩ装置の構成例を
示す構成図である。ここでは、図７，図８に示したと同
じ８エレメントのバードケージコイル１を用いた場合に
ついて説明を行う。Embodiments of the present invention will now be described in detail with reference to the drawings. FIG. 1 is a configuration diagram showing a configuration example of a birdcage coil type RF coil for MRI and an MRI apparatus according to an embodiment of the present invention. Here, a case will be described in which the same bird cage coil 1 with 8 elements as shown in FIGS. 7 and 8 is used.
【００３１】この図１においては、バードケージコイル
１についてはクォドラチャ送信若しくは受信を行う給電
部分に関連する部分を展開した形で示している。尚、給
電部分の等価回路を図２に、外観構成を図３に示す。エ
レメント３ａ〜３ｈ（３ｃ〜３ｇまで図示）はこの２個
のリング部２ａ，２ｂをその各々の周縁に沿って同一間
隔に隔たった点でリング部２ａ，２ｂの面に直交するよ
うに、対向する位置の各円弧部同士を接続するものであ
る。コンデンサ４ａ〜４ｈ（４ｂ〜４ｇまで図示）はリ
ング部２ａを構成する各円弧部間に存在するギャップ
（ｇａｐ）に直列に挿入されている。また、コンデンサ
５ａ〜５ｈ（５ｅ〜５ｈは図示せず）はリング部２ｂを
構成する各円弧部間に存在するギャップに直列に挿入さ
れている。そして、エレメント３ａ〜３ｈのインダクタ
ンスとこのコンデンサ４ａ〜４ｈ，５ａ〜５ｈの容量と
で前記ラーモア周波数に共振するような値に選ばれてい
る。また、送信若しくは受信または送受信を行う送受信
ポート６と７とは９０°異なる位置に配置されている。In FIG. 1, the birdcage coil 1 is shown in an expanded form with respect to a portion related to a power feeding portion for performing quadrature transmission or reception. The equivalent circuit of the power feeding portion is shown in FIG. 2, and the external configuration is shown in FIG. The elements 3a to 3h (shown up to 3c to 3g) face each other so that the two ring portions 2a and 2b are orthogonal to the planes of the ring portions 2a and 2b at the same intervals along the peripheral edges thereof. The circular arc portions at the positions to be connected are connected to each other. The capacitors 4a to 4h (shown as 4b to 4g) are inserted in series in the gaps (gap) existing between the circular arc portions forming the ring portion 2a. Further, the capacitors 5a to 5h (5e to 5h are not shown) are inserted in series in the gaps existing between the arcuate portions forming the ring portion 2b. The inductance of the elements 3a to 3h and the capacitances of the capacitors 4a to 4h and 5a to 5h are set to values that resonate at the Larmor frequency. Further, the transmission / reception ports 6 and 7 for transmitting or receiving or transmitting / receiving are arranged at positions different by 90 °.
【００３２】この構成においては、給電を対向するリン
グ部の位置において互いに逆向きに接続された同軸ケー
ブル６ａ，６ｂと７ａ，７ｂとを配置していることであ
る。すなわち、コンデンサ４ｃの両端に第１の同軸ケー
ブル（以下、 単に同軸ケーブルという）６ａが接続され
ており、中心導体はエレメント３ｄ側に外部シールド導
体（以下、シールド導体という）はエレメント３ｃ側に
接続されている。そして、コンデンサ４ｃの位置からエ
レメント３ｃの中心部までの全領域で、同軸ケーブル６
ａのシールド導体とエレメント３ｃとが電気的に接続さ
れている（図１のエレメント３ｃ上の斜線部分）。In this structure, the coaxial cables 6a, 6b and 7a, 7b are connected in opposite directions to each other at the positions of the ring portions facing each other. That is, the first coaxial cable (hereinafter, simply referred to as coaxial cable) 6a is connected to both ends of the capacitor 4c, the center conductor is connected to the element 3d side, and the outer shield conductor (hereinafter, referred to as shield conductor) is connected to the element 3c side. Has been done. Then, in the entire area from the position of the condenser 4c to the center of the element 3c, the coaxial cable 6
The shield conductor of a and the element 3c are electrically connected (hatched portion on the element 3c in FIG. 1).
【００３３】また、対向する位置のコンデンサ５ｃの両
端に第２の同軸ケーブル（以下、単に同軸ケーブルとい
う）６ｂが逆向きに接続されており、中心導体はエレメ
ント３ｃ側にシールド導体はエレメント３ｄ側に接続さ
れている。そして、コンデンサ５ｃの位置からエレメン
ト３ｄの中心部までの領域で、同軸ケーブル６ｂのシー
ルド導体とエレメント３ｄとが電気的に接続されている
（図１のエレメント３ｄ上の斜線部分）。A second coaxial cable (hereinafter, simply referred to as a coaxial cable) 6b is connected in opposite directions to both ends of the capacitor 5c at the opposite position. The center conductor is on the element 3c side and the shield conductor is on the element 3d side. It is connected to the. The shield conductor of the coaxial cable 6b and the element 3d are electrically connected to each other in the region from the position of the capacitor 5c to the center of the element 3d (hatched portion on the element 3d in FIG. 1).
【００３４】同様に、コンデンサ４ｅの両端に第３の同
軸ケーブル（以下、単に同軸ケーブルという）７ａが接
続されており、中心導体はエレメント３ｆ側にシールド
導体はエレメント３ｅ側に接続されている。そして、コ
ンデンサ４ｅの位置からエレメント３ｅの中心部までの
領域で、同軸ケーブル７ａのシールド導体とエレメント
３ｅとが電気的に接続されている（図１のエレメント３
ｅ上の斜線部分）。Similarly, a third coaxial cable (hereinafter, simply referred to as a coaxial cable) 7a is connected to both ends of the capacitor 4e, the center conductor is connected to the element 3f side, and the shield conductor is connected to the element 3e side. The shield conductor of the coaxial cable 7a and the element 3e are electrically connected in the region from the position of the capacitor 4e to the center of the element 3e (the element 3 in FIG. 1).
(The shaded area on e).
【００３５】また、対向する位置のコンデンサ５ｅの両
端に第４の同軸ケーブル（以下、単に同軸ケーブルとい
う）７ｂが逆向きに接続されており、中心導体はエレメ
ント３ｅ側にシールド導体はエレメント３ｆ側に接続さ
れている。そして、コンデンサ５ｅの位置からエレメン
ト３ｆの中心部までの領域で、同軸ケーブル７ｂのシー
ルド導体とエレメント３ｆとが電気的に接続されている
（図１のエレメント３ｆ上の斜線部分）。A fourth coaxial cable (hereinafter, simply referred to as a coaxial cable) 7b is connected in opposite directions to both ends of the capacitor 5e at the opposite position, the center conductor is on the element 3e side, and the shield conductor is on the element 3f side. It is connected to the. The shield conductor of the coaxial cable 7b and the element 3f are electrically connected to each other in the region from the position of the capacitor 5e to the center of the element 3f (hatched portion on the element 3f in FIG. 1).
【００３６】そして、ＲＦアンプ１１から出力される０
°信号を分配する分配器１２の２出力が同軸ケーブル６
ａ，６ｂに接続されている。また、ＲＦアンプ１１から
出力される９０°信号を分配する分配器１３の２出力が
同軸ケーブル７ａ，７ｂに接続されている。このＲＦア
ンプ１１及び分配器１２，１３が送信の際の信号伝送手
段を構成している。Then, 0 output from the RF amplifier 11
° Two outputs of the distributor 12 for distributing signals are coaxial cables 6
It is connected to a and 6b. Further, the two outputs of the distributor 13 that distributes the 90 ° signal output from the RF amplifier 11 are connected to the coaxial cables 7a and 7b. The RF amplifier 11 and the distributors 12 and 13 form a signal transmission means for transmission.
【００３７】このように構成したバードケージコイル１
の共振時の等価回路は図２に示したようになっている。
ここで、Ｃ１は第１リング部２ａのコンデンサ、Ｃ２は
第２リング部２ｂのコンデンサ、Ｌ１及びＬ２は中点ｂ
で分けて考えた場合のエレメントのインダクタンスであ
る。この実施例では、対向する位置にあるリング部のコ
ンデンサの両端で反対方向の極性の等しい信号によって
給電を行っているので、電流の向きが反対（逆位相）で
振幅が等しくなっている。すなわち、図２の等価回路で
言えば、一端ａから電流Ｉ１を供給し、他端ｃから電流
Ｉ１を取り出すことになる。従って、中点ｂの電位は０
になる。Bird cage coil 1 thus constructed
The equivalent circuit at the time of resonance is as shown in FIG.
Here, C1 is a capacitor of the first ring portion 2a, C2 is a capacitor of the second ring portion 2b, and L1 and L2 are midpoints b.
It is the inductance of the element when considered separately. In this embodiment, since electric power is supplied by both ends of the capacitors of the ring parts at the opposite positions in the opposite directions with the same polarity, the current directions are opposite (opposite phase) and the amplitudes are equal. That is, in the equivalent circuit of FIG. 2, the current I1 is supplied from one end a and the current I1 is taken out from the other end c. Therefore, the potential of the middle point b is 0
become.
【００３８】すなわち、前述の（２）式及び前述の図１
０で言えば、Ｉ＝Ｉ′を満たすことになる。従って、ｊ
ι＝ｊι′となり、（１）式より、Ｖcenter＝０とな
る。すなわち、エレメントの中心電位は常に０になる。
言い換えると、一方のリング側から給電することにより
エレメント中心に生じていた電位と、他方のリングから
給電することによりエレメント中心に生じる電位とが、
互いに打ち消しあうことでエレメント中心の電位が常に
０になる。これにより、バードケージコイルの中に被検
体が載置されたとしてもこの状態は変わることはない。
これは、常に平衡−非平衡変換が正しく行われているこ
とを意味する。従って、同軸ケーブルのシールド導体間
でコモンモードの電流が流れることが無くなり、送受信
の効率が向上する。That is, the above-mentioned equation (2) and the above-mentioned FIG.
Speaking of 0, I = I 'is satisfied. Therefore, j
ι = jι ′, and Vcenter = 0 from the equation (1). That is, the center potential of the element is always 0.
In other words, the potential generated in the center of the element by supplying power from one ring side and the potential generated in the center of the element by supplying power from the other ring are
By canceling each other out, the potential at the center of the element is always zero. As a result, even if the subject is placed in the birdcage coil, this state does not change.
This means that the balanced-unbalanced conversion is always done correctly. Therefore, the common mode current does not flow between the shield conductors of the coaxial cable, and the transmission / reception efficiency is improved.
【００３９】図４及び図５，図６は本発明のバードケー
ジコイルの他の実施例の構成を示す説明図である。ここ
では、給電部分の主要部を示している。前述の図１に示
した実施例では各同軸ケーブルの中心導体とシールド導
体との接続を対向する位置において逆に行うと共に、第
１の同軸ケーブル６ａと第２の同軸ケーブル６ｂとで同
位相の送受信信号を用いるようにていた。図４に示した
構成では、第１の同軸ケーブル６ａと第２の同軸ケーブ
ル６ｂ′とで各同軸ケーブルの中心導体とシールド導体
との接続を逆に行うと共に、逆位相の送受信信号（０°
・９０°）を用いるようにしている。また、同様に、第
３の同軸ケーブル７ａと第４の同軸ケーブル７ｂ′とで
各同軸ケーブルの中心導体とシールド導体との接続を逆
に行うと共に、逆位相の送受信信号（１８０°・２７０
°）を用いるようにしている。このために、図５に示す
実施例では、０°・９０°・１８０°・２７０°のよう
な位相の信号を生成できる移相機能を有する分配器１２
ａを用いている。同様に、図６に示す実施例では、ＲＦ
アンプ１１の段階で９０°位相が異なる信号を生成して
おき、更に両信号を分配器１２ｂ，１２ｃでそれぞれ反
転させて分配するようにしても同様の効果が得られる。FIGS. 4, 5, and 6 are explanatory views showing the construction of another embodiment of the birdcage coil of the present invention. Here, the main part of the power feeding portion is shown. In the embodiment shown in FIG. 1 described above, the connection between the center conductor and the shield conductor of each coaxial cable is reversed at opposite positions, and the first coaxial cable 6a and the second coaxial cable 6b have the same phase. I used to send and receive signals. In the configuration shown in FIG. 4, the connection between the center conductor and the shield conductor of each coaxial cable is reversed between the first coaxial cable 6a and the second coaxial cable 6b ', and the transmission / reception signal (0 °
・ 90 °) is used. Similarly, the connection between the center conductor and the shield conductor of each coaxial cable is reversed between the third coaxial cable 7a and the fourth coaxial cable 7b ', and an opposite phase transmission / reception signal (180 [deg.] / 270) is used.
°) is used. Therefore, in the embodiment shown in FIG. 5, the distributor 12 having a phase shift function capable of generating a signal having a phase such as 0 ° / 90 ° / 180 ° / 270 °.
a is used. Similarly, in the embodiment shown in FIG.
The same effect can be obtained by generating signals having a 90 ° phase difference at the stage of the amplifier 11 and further inverting and distributing both signals by the distributors 12b and 12c.
【００４０】尚、以上の各実施例では送信を行う場合に
ついて説明してきたが、受信にも使用することが可能で
ある。受信に使用する場合には、上述の分配器１２，１
３を混合（加算）器として置き換え、加算結果を信号処
理回路等で処理すればよい。このように受信を行う場合
は混合器以降が信号伝送手段を構成する。In each of the above embodiments, the case of transmitting is explained, but it can be used for receiving. When used for reception, the distributors 12 and 1 described above are used.
3 may be replaced by a mixer (adder), and the addition result may be processed by a signal processing circuit or the like. In the case of performing reception in this way, the mixer and the subsequent parts constitute signal transmission means.
【００４１】この結果、一方のリング側から受信するこ
とによりエレメント中心に生じていた電位と、他方のリ
ングから受信することによりエレメント中心に生じる電
位とが、互いに打ち消しあうことでエレメント中心の電
位が常に０になる。これにより、バードケージコイルの
中に被検体が載置されたとしてもこの状態は変わること
はない。従って、同軸ケーブルのシールド導体間でコモ
ンモードの電流が流れることが無くなり、受信の効率が
向上する。また、図４〜図６の実施例を受信に用いる場
合には、移相回路と加算回路とを用いることで実現でき
る。As a result, the potential generated at the center of the element by receiving from one ring side and the potential generated at the center of the element by receiving from the other ring cancel each other, so that the potential at the center of the element is canceled. Always 0. As a result, even if the subject is placed in the birdcage coil, this state does not change. Therefore, the common mode current does not flow between the shield conductors of the coaxial cable, and the reception efficiency is improved. When the embodiment of FIGS. 4 to 6 is used for reception, it can be realized by using a phase shift circuit and an addition circuit.
【００４２】以上詳細に説明したように、複数の円弧部
がコンデンサを介して接続されて形成され、互いに平行
して配置された第１及び第２のリング部と、これら第１
及び第２のリング部の対向する位置にある各円弧部同士
を接続する複数のエレメントとから構成されたバードケ
ージコイル構造のＭＲＩ用ＲＦコイルであって、前記エ
レメントの中間点から第１のリング部の円弧部のコンデ
ンサ接続点までの領域にシールド導体が接続され、この
シールド導体が接続された円弧部のコンデンサの他端側
に中心導体が接続された第１の同軸ケーブルと、前記第
１の同軸ケーブルの中心導体が接続された円弧部と接す
るエレメントの中間点から第２のリング部の円弧部のコ
ンデンサ接続点までの領域にシールド導体が接続され、
前記第１の同軸ケーブルのシールド導体が接続されたエ
レメントに接する第２のリング部の円弧部に中心導体が
接続された第２の同軸ケーブルと、を有することを特徴
とするＭＲＩ用ＲＦコイルによれば、エレメントの中間
点からリング部のコンデンサ接続点までのエレメントの
領域に接続されたシールド導体を有する第１の同軸ケー
ブルと第２の同軸ケーブルとが互いに対向する位置のリ
ング部に接続されているため、この第１及び第２の同軸
ケーブルから送信若しくは受信を行うことにより、エレ
メント中央部の電位が０になる。As described in detail above, the first and second ring portions, which are formed by connecting a plurality of circular arc portions through capacitors and are arranged in parallel with each other, and the first and second ring portions.
And an RF coil for MRI having a birdcage coil structure, which comprises a plurality of elements connecting arcuate portions at opposite positions of a second ring portion, and a first ring from an intermediate point of the element. A first coaxial cable in which a shield conductor is connected to a region up to the capacitor connection point in the arc portion of the portion, and a center conductor is connected to the other end side of the capacitor in the arc portion to which the shield conductor is connected; The shield conductor is connected to a region from the intermediate point of the element that is in contact with the arc portion to which the central conductor of the coaxial cable is connected to the capacitor connection point of the arc portion of the second ring portion,
An RF coil for MRI, comprising: a second coaxial cable having a central conductor connected to an arc portion of a second ring portion in contact with an element to which a shield conductor of the first coaxial cable is connected. According to this, the first coaxial cable and the second coaxial cable having the shield conductor connected to the area of the element from the intermediate point of the element to the capacitor connection point of the ring section are connected to the ring section at positions facing each other. Therefore, by performing transmission or reception from the first and second coaxial cables, the potential at the central portion of the element becomes zero.
【００４３】また、複数の円弧部がコンデンサを介して
接続されて形成され、互いに平行して配置された第１及
び第２のリング部と、これら第１及び第２のリング部の
対向する位置にある各円弧部同士を接続する複数のエレ
メントとから構成されたバードケージコイル構造のＭＲ
Ｉ用ＲＦコイルであって、前記エレメントの中間点から
第１のリング部の円弧部のコンデンサ接続点までの領域
にシールド導体が接続され、このシールド導体が接続さ
れた円弧部のコンデンサの他端側に中心導体が接続され
た第１の同軸ケーブルと、前記第１の同軸ケーブルの中
心導体が接続された円弧部と接するエレメントの中間点
から第２のリング部の円弧部のコンデンサ接続点までの
領域にシールド導体が接続され、前記第１の同軸ケーブ
ルのシールド導体が接続されたエレメントに接する第２
のリング部の円弧部に中心導体が接続された第２の同軸
ケーブルと、前記第１の同軸ケーブルが接続されたエレ
メントと９０°異なる位置にあるエレメントの中間点か
ら第１のリング部の円弧部のコンデンサ接続点までの領
域にシールド導体が接続され、このシールド導体が接続
された円弧部のコンデンサの他端側に中心導体が接続さ
れた第３の同軸ケーブルと、前記第３の同軸ケーブルの
中心導体が接続された円弧部と接するエレメントの中間
点から第２のリング部の円弧部のコンデンサ接続点まで
の領域にシールド導体が接続され、前記第３の同軸ケー
ブルのシールド導体が接続されたエレメントに接する第
２のリング部の円弧部に中心導体が接続された第４の同
軸ケーブルと、を有することを特徴とするＭＲＩ用ＲＦ
コイルによれば、エレメントの中間点からリング部のコ
ンデンサ接続点までのエレメントの領域に接続されたシ
ールド導体を有する第１の同軸ケーブルと第２の同軸ケ
ーブルとが互いに対向する位置のリング部に接続されて
いるため、この第１及び第２の同軸ケーブルから送信若
しくは受信を行うことにより、エレメント中央部の電位
が０になる。同様に、第３及び第４の同軸ケーブルから
送信若しくは受信を行うことにより、エレメント中央部
の電位が０になる。従って、クォドラチャ送信若しくは
受信を行った場合にコモンモード電流が流れることがな
く、送受信の効率が改善される。Further, the first and second ring portions, which are formed by connecting a plurality of arcuate portions through a capacitor and are arranged in parallel with each other, and the positions where the first and second ring portions face each other. Of a birdcage coil structure composed of a plurality of elements connecting the respective arcuate portions in
In the RF coil for I, a shield conductor is connected to a region from an intermediate point of the element to a capacitor connection point of an arc portion of the first ring portion, and the other end of the capacitor in the arc portion to which the shield conductor is connected From the intermediate point of the first coaxial cable having the central conductor connected to the side and the element in contact with the circular arc portion to which the central conductor of the first coaxial cable is connected to the capacitor connection point of the circular arc portion of the second ring portion A shield conductor is connected to the area of the second coaxial cable, and the shield conductor of the first coaxial cable is in contact with the connected second element.
Arc of the first ring portion from the midpoint of the second coaxial cable whose center conductor is connected to the arc portion of the ring portion of the element and the element at a position different from the element to which the first coaxial cable is connected by 90 ° And a third coaxial cable, in which a shield conductor is connected to a region up to the capacitor connection point, and a center conductor is connected to the other end side of the capacitor in the arc portion to which the shield conductor is connected. The shield conductor is connected to a region from the intermediate point of the element in contact with the arc portion to which the central conductor of is connected to the capacitor connection point of the arc portion of the second ring portion, and the shield conductor of the third coaxial cable is connected to the shield conductor. And a fourth coaxial cable in which a central conductor is connected to the arc portion of the second ring portion that is in contact with the element, the RF for MRI
According to the coil, in the ring portion at the position where the first coaxial cable and the second coaxial cable having the shield conductor connected to the region of the element from the intermediate point of the element to the capacitor connection point of the ring portion are opposed to each other. Since they are connected, the electric potential at the central portion of the element becomes 0 by transmitting or receiving from the first and second coaxial cables. Similarly, by performing transmission or reception from the third and fourth coaxial cables, the electric potential at the center of the element becomes zero. Therefore, when quadrature transmission or reception is performed, the common mode current does not flow, and the transmission / reception efficiency is improved.
【００４４】また、複数の円弧部がコンデンサを介して
接続されて形成され、互いに平行して配置された第１及
び第２のリング部と、これら第１及び第２のリング部の
対向する位置にある各円弧部同士を接続する複数のエレ
メントとから構成されたバードケージコイル構造のＭＲ
Ｉ用ＲＦコイルと、前記エレメントの中間点から第１の
リング部の円弧部のコンデンサ接続点までの領域にシー
ルド導体が接続され、このシールド導体が接続された円
弧部のコンデンサの他端側に中心導体が接続された第１
の同軸ケーブルと、前記第１の同軸ケーブルの中心導体
が接続された円弧部と接するエレメントの中間点から第
２のリング部の円弧部のコンデンサ接続点までの領域に
シールド導体が接続され、前記第１の同軸ケーブルのシ
ールド導体が接続されたエレメントに接する第２のリン
グ部の円弧部に中心導体が接続された第２の同軸ケーブ
ルと、前記第１の同軸ケーブル及び前記第２の同軸ケー
ブルより同位相の送信若しくは受信の少なくとも一方を
行う信号伝送手段と、から構成されたことを特徴とする
ＭＲＩ装置によれば、エレメントの中間点からリング部
のコンデンサ接続点までのエレメントの領域に接続され
たシールド導体を有する第１の同軸ケーブルと第２の同
軸ケーブルとが互いに対向する位置のリング部に接続さ
れているため、この第１及び第２の同軸ケーブルから送
信若しくは受信を行うことにより、エレメント中央部の
電位が０になる。Further, the first and second ring portions, which are formed by connecting a plurality of arc portions through capacitors and are arranged in parallel with each other, and the positions where the first and second ring portions face each other. Of a birdcage coil structure composed of a plurality of elements connecting the respective arcuate portions in
A shield conductor is connected to a region from the intermediate point of the I RF coil and the element to the capacitor connection point of the arc portion of the first ring portion, and the shield conductor is connected to the other end of the arc portion capacitor. First with central conductor connected
And a shield conductor is connected to a region from an intermediate point of an element in contact with an arc portion to which the central conductor of the first coaxial cable is connected to a capacitor connection point of the arc portion of the second ring portion, A second coaxial cable in which a center conductor is connected to an arc portion of a second ring portion that is in contact with an element to which a shield conductor of the first coaxial cable is connected, the first coaxial cable, and the second coaxial cable According to the MRI apparatus, which is characterized in that it comprises a signal transmission means for performing at least one of more in-phase transmission and reception, the MRI apparatus is connected to the element region from the intermediate point of the element to the capacitor connection point of the ring portion. Since the first coaxial cable and the second coaxial cable having the shielded shield conductor are connected to the ring portions at positions facing each other, By performing transmission or reception from the first and second coaxial cables, the potential of the element central portion becomes zero.
【００４５】そして、複数の円弧部がコンデンサを介し
て接続されて形成され、互いに平行して配置された第１
及び第２のリング部と、これら第１及び第２のリング部
の対向する位置にある各円弧部同士を接続する複数のエ
レメントとから構成されたバードケージコイル構造のＭ
ＲＩ用ＲＦコイルと、前記エレメントの中間点から第１
のリング部の円弧部のコンデンサ接続点までの領域にシ
ールド導体が接続され、このシールド導体が接続された
円弧部のコンデンサの他端側に中心導体が接続された第
１の同軸ケーブルと、前記第１の同軸ケーブルの中心導
体が接続された円弧部と接するエレメントの中間点から
第２のリング部の円弧部のコンデンサ接続点までの領域
にシールド導体が接続され、前記第１の同軸ケーブルの
シールド導体が接続されたエレメントに接する第２のリ
ング部の円弧部に中心導体が接続された第２の同軸ケー
ブルと、前記第１の同軸ケーブルが接続されたエレメン
トと９０°異なる位置にあるエレメントの中間点から第
１のリング部の円弧部のコンデンサ接続点までの領域に
シールド導体が接続され、このシールド導体が接続され
た円弧部のコンデンサの他端側に中心導体が接続された
第３の同軸ケーブルと、前記第３の同軸ケーブルの中心
導体が接続された円弧部と接するエレメントの中間点か
ら第２のリング部の円弧部のコンデンサ接続点までの領
域にシールド導体が接続され、前記第３の同軸ケーブル
のシールド導体が接続されたエレメントに接する第２の
リング部の円弧部に中心導体が接続された第４の同軸ケ
ーブルと、前記第１の同軸ケーブル及び前記第２の同軸
ケーブルより第１の位相の送信若しくは受信の少なくと
も一方の信号伝送を行い、前記第３の同軸ケーブル及び
前記第４の同軸ケーブルより前記第１の位相の信号伝送
とは９０°位相が異なる第２の位相の信号伝送を行う信
号伝送手段と、から構成されたことを特徴とするＭＲＩ
装置によれば、エレメントの中間点からリング部のコン
デンサ接続点までのエレメントの領域に接続されたシー
ルド導体を有する第１の同軸ケーブルと第２の同軸ケー
ブルとが互いに対向する位置のリング部に接続されてい
るため、この第１及び第２の同軸ケーブルから送信若し
くは受信を行うことにより、エレメント中央部の電位が
０になる。同様に、第３及び第４の同軸ケーブルから送
信若しくは受信を行うことにより、エレメント中央部の
電位が０になる。従って、クォドラチャ送信若しくは受
信を行った場合にコモンモード電流が流れることがな
く、送受信の効率が改善される。A plurality of arc portions are connected to each other through a capacitor and are formed in parallel with each other.
And a second ring portion and a plurality of elements connecting the arc portions of the first and second ring portions, which are located at opposite positions, with each other, and M of the birdcage coil structure.
First from the midpoint between the RI RF coil and the element
A first coaxial cable in which a shield conductor is connected to a region up to the capacitor connection point in the arc portion of the ring portion, and a center conductor is connected to the other end side of the capacitor in the arc portion to which the shield conductor is connected; A shield conductor is connected to a region from an intermediate point of an element in contact with an arc portion to which the center conductor of the first coaxial cable is connected to a capacitor connection point of the arc portion of the second ring portion, and the shield conductor is connected to the first coaxial cable. A second coaxial cable in which a center conductor is connected to an arc portion of a second ring portion that is in contact with an element to which a shield conductor is connected, and an element at a position different from the element to which the first coaxial cable is connected by 90 ° The shield conductor is connected to the area from the intermediate point of the first ring part to the capacitor connection point of the arc part of the first ring part, and the shield part is connected to the capacitor of the arc part. Of the third coaxial cable having the center conductor connected to the other end of the second coaxial cable and the arc portion of the second ring portion from the midpoint of the element in contact with the circular arc portion to which the center conductor of the third coaxial cable is connected. A fourth coaxial cable in which a shield conductor is connected to a region up to the capacitor connection point, and a center conductor is connected to an arc portion of a second ring portion which is in contact with an element to which the shield conductor of the third coaxial cable is connected. Signal transmission of at least one of transmission or reception of a first phase from the first coaxial cable and the second coaxial cable, and the first coaxial cable from the third coaxial cable and the fourth coaxial cable An MRI comprising: a signal transmitting means for transmitting a second phase signal having a phase difference of 90 ° from the phase signal transmission.
According to the device, in the ring portion at the position where the first coaxial cable and the second coaxial cable having the shield conductor connected to the region of the element from the intermediate point of the element to the capacitor connection point of the ring portion are opposed to each other. Since they are connected, the electric potential at the central portion of the element becomes 0 by transmitting or receiving from the first and second coaxial cables. Similarly, by performing transmission or reception from the third and fourth coaxial cables, the electric potential at the center of the element becomes zero. Therefore, when quadrature transmission or reception is performed, the common mode current does not flow, and the transmission / reception efficiency is improved.
【００４６】[0046]
【発明の効果】以上詳細に説明したように本発明では、
バードケージコイルでの対向する位置で逆位相の送信若
しくは受信を行うようにしたことで、エレメント中心位
置の電位が０になるので、送受信の効率を改善すること
が可能なバードケージコイル型のＭＲＩ用ＲＦコイル及
びＭＲＩ装置を実現することができる。As described in detail above, according to the present invention,
By performing the opposite phase transmission or reception at the opposite positions of the birdcage coil, the potential at the element center position becomes 0, so the birdcage coil type MRI capable of improving the transmission / reception efficiency. It is possible to realize an RF coil and an MRI apparatus for use.
【図１】本発明の一実施例のバードケージコイル型のＭ
ＲＩ用ＲＦコイル及びＭＲＩ装置の構成例の詳細を示す
構成図である。FIG. 1 is a birdcage coil type M according to an embodiment of the present invention.
It is a block diagram which shows the detail of the structural example of the RF coil for RI and an MRI apparatus.
【図２】本発明の一実施例のバードケージコイル型のＭ
ＲＩ用ＲＦコイル及びＭＲＩ装置の等価回路を示す回路
図である。FIG. 2 is a birdcage coil type M according to an embodiment of the present invention.
It is a circuit diagram which shows the RF RF coil for RI, and the equivalent circuit of an MRI apparatus.
【図３】本発明の一実施例のバードケージコイル型のＭ
ＲＩ用ＲＦコイルの外観構成を示す構成図である。FIG. 3 is a birdcage coil type M according to an embodiment of the present invention.
It is a block diagram which shows the external appearance structure of the RF coil for RI.
【図４】本発明の一実施例のバードケージコイル型のＭ
ＲＩ用ＲＦコイルの他の構成例を示す構成図である。FIG. 4 is a birdcage coil type M according to an embodiment of the present invention.
It is a block diagram which shows the other structural example of RF coil for RI.
【図５】本発明の一実施例のＭＲＩ装置の他の構成例を
示す構成図である。FIG. 5 is a configuration diagram showing another configuration example of the MRI apparatus of one embodiment of the present invention.
【図６】本発明の一実施例のＭＲＩ装置の他の構成例を
示す構成図である。FIG. 6 is a configuration diagram showing another configuration example of the MRI apparatus of one embodiment of the present invention.
【図７】従来のバードケージコイル型のＭＲＩ用ＲＦコ
イルの構成例を示す構成図である。FIG. 7 is a configuration diagram showing a configuration example of a conventional bird cage coil type RF coil for MRI.
【図８】従来のバードケージコイル型のＭＲＩ用ＲＦコ
イルの構成例の詳細を示す構成図である。FIG. 8 is a configuration diagram showing details of a configuration example of a conventional birdcage coil type RF coil for MRI.
【図９】従来のバードケージコイル型のＭＲＩ用ＲＦコ
イルのエレメントの電位の分布特性を示す説明図であ
る。FIG. 9 is an explanatory diagram showing potential distribution characteristics of elements of a conventional birdcage coil type MRI RF coil.
【図１０】従来のバードケージコイル型のＭＲＩ用ＲＦ
コイルの等価回路を示す回路図である。FIG. 10: Conventional bird cage coil type RF for MRI
It is a circuit diagram which shows the equivalent circuit of a coil.
１ バードケージコイル型のＭＲＩ用ＲＦコイル ２ａ，２ｂ リング部 ３ エレメント ４，５ コンデンサ ６ａ 第１の同軸ケーブル ６ｂ 第２の同軸ケーブル ７ａ 第３の同軸ケーブル ７ｂ 第４の同軸ケーブル 1 Bird cage coil type RF coil for MRI 2a, 2b Ring part 3 Element 4, 5 Capacitor 6a First coaxial cable 6b Second coaxial cable 7a Third coaxial cable 7b Fourth coaxial cable
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.6 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ｇ０１Ｎ 24/04 ５２０ Ａ ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (51) Int.Cl. 6 Identification code Internal reference number FI technical display location G01N 24/04 520 A
Claims (4)
されて形成され、互いに平行して配置された第１及び第
２のリング部と、これら第１及び第２のリング部の対向
する位置にある各円弧部同士を接続する複数のエレメン
トとから構成されたバードケージコイル構造のＭＲＩ用
ＲＦコイルであって、 前記エレメントの中間点から第１のリング部の円弧部の
コンデンサ接続点までの領域にシールド導体が接続さ
れ、このシールド導体が接続された円弧部のコンデンサ
の他端側に中心導体が接続された第１の同軸ケーブル
と、 前記第１の同軸ケーブルの中心導体が接続された円弧部
と接するエレメントの中間点から第２のリング部の円弧
部のコンデンサ接続点までの領域にシールド導体が接続
され、前記第１の同軸ケーブルのシールド導体が接続さ
れたエレメントに接する第２のリング部の円弧部に中心
導体が接続された第２の同軸ケーブルと、を有すること
を特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。1. A first and a second ring portion, which are formed by connecting a plurality of arc portions through a capacitor and are arranged in parallel with each other, and positions where the first and second ring portions face each other. An RF coil for MRI having a birdcage coil structure composed of a plurality of elements for connecting the respective arc portions to each other, wherein from an intermediate point of the elements to a capacitor connection point of the arc portion of the first ring portion. A shield conductor is connected to the area, and a first coaxial cable in which a center conductor is connected to the other end of the capacitor in the arc portion to which the shield conductor is connected, and a center conductor of the first coaxial cable are connected. A shield conductor is connected to a region from an intermediate point of the element in contact with the arc portion to a capacitor connection point of the arc portion of the second ring portion, and the shield conductor of the first coaxial cable is connected to the shield conductor. MRI RF coil, characterized in that it comprises a second coaxial cable center conductor is connected to the arcuate portion of the second ring portion in contact with the element that was the.
されて形成され、互いに平行して配置された第１及び第
２のリング部と、これら第１及び第２のリング部の対向
する位置にある各円弧部同士を接続する複数のエレメン
トとから構成されたバードケージコイル構造のＭＲＩ用
ＲＦコイルであって、 前記エレメントの中間点から第１のリング部の円弧部の
コンデンサ接続点までの領域にシールド導体が接続さ
れ、このシールド導体が接続された円弧部のコンデンサ
の他端側に中心導体が接続された第１の同軸ケーブル
と、 前記第１の同軸ケーブルの中心導体が接続された円弧部
と接するエレメントの中間点から第２のリング部の円弧
部のコンデンサ接続点までの領域にシールド導体が接続
され、前記第１の同軸ケーブルのシールド導体が接続さ
れたエレメントに接する第２のリング部の円弧部に中心
導体が接続された第２の同軸ケーブルと、 前記第１の同軸ケーブルが接続されたエレメントと９０
°異なる位置にあるエレメントの中間点から第１のリン
グ部の円弧部のコンデンサ接続点までの領域にシールド
導体が接続され、このシールド導体が接続された円弧部
のコンデンサの他端側に中心導体が接続された第３の同
軸ケーブルと、 前記第３の同軸ケーブルの中心導体が接続された円弧部
と接するエレメントの中間点から第２のリング部の円弧
部のコンデンサ接続点までの領域にシールド導体が接続
され、前記第３の同軸ケーブルのシールド導体が接続さ
れたエレメントに接する第２のリング部の円弧部に中心
導体が接続された第４の同軸ケーブルと、を有すること
を特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。2. A first and a second ring portion, which are formed by connecting a plurality of arc portions through a capacitor and are arranged in parallel with each other, and positions where the first and the second ring portions face each other. An RF coil for MRI having a birdcage coil structure composed of a plurality of elements for connecting the respective arc portions to each other, wherein from an intermediate point of the elements to a capacitor connection point of the arc portion of the first ring portion. A shield conductor is connected to the area, and a first coaxial cable in which a center conductor is connected to the other end of the capacitor in the arc portion to which the shield conductor is connected, and a center conductor of the first coaxial cable are connected. A shield conductor is connected to a region from an intermediate point of the element in contact with the arc portion to a capacitor connection point of the arc portion of the second ring portion, and the shield conductor of the first coaxial cable is connected to the shield conductor. A second coaxial cable center conductor to the arcuate portion of the second ring portion is connected in contact with the element that was, and the element of the first coaxial cable is connected 90
° A shield conductor is connected in the area from the intermediate point of the elements at different positions to the capacitor connection point of the arc part of the first ring part, and the center conductor is connected to the other end of the arc part capacitor to which this shield conductor is connected. And a third coaxial cable to which is connected, and a shield is provided in a region from an intermediate point of the element in contact with the arc portion to which the center conductor of the third coaxial cable is connected to a capacitor connection point of the arc portion of the second ring portion. A fourth coaxial cable in which a conductor is connected, and a central conductor is connected to an arc portion of the second ring portion that is in contact with the element to which the shield conductor of the third coaxial cable is connected. RF coil for MRI.
されて形成され、互いに平行して配置された第１及び第
２のリング部と、これら第１及び第２のリング部の対向
する位置にある各円弧部同士を接続する複数のエレメン
トとから構成されたバードケージコイル構造のＭＲＩ用
ＲＦコイルと、 前記エレメントの中間点から第１のリング部の円弧部の
コンデンサ接続点までの領域にシールド導体が接続さ
れ、このシールド導体が接続された円弧部のコンデンサ
の他端側に中心導体が接続された第１の同軸ケーブル
と、 前記第１の同軸ケーブルの中心導体が接続された円弧部
と接するエレメントの中間点から第２のリング部の円弧
部のコンデンサ接続点までの領域にシールド導体が接続
され、前記第１の同軸ケーブルのシールド導体が接続さ
れたエレメントに接する第２のリング部の円弧部に中心
導体が接続された第２の同軸ケーブルと、 前記第１の同軸ケーブル及び前記第２の同軸ケーブルよ
り同位相の送信若しくは受信の少なくとも一方を行う信
号伝送手段と、から構成されたことを特徴とするＭＲＩ
装置。3. A first and a second ring portion, which are formed by connecting a plurality of arc portions through a capacitor and are arranged in parallel with each other, and positions where the first and second ring portions face each other. And an RF coil for MRI of a birdcage coil structure composed of a plurality of elements that connect the respective arc portions to each other, and a region from the intermediate point of the elements to the capacitor connection point of the arc portion of the first ring portion. A first coaxial cable to which a shield conductor is connected, and a center conductor is connected to the other end of the capacitor in the arc portion to which the shield conductor is connected, and an arc portion to which the center conductor of the first coaxial cable is connected A shield conductor is connected to a region from an intermediate point of the element in contact with the capacitor to a capacitor connection point of an arc portion of the second ring portion, and a shield conductor of the first coaxial cable is connected to the shield conductor. A second coaxial cable having a center conductor connected to an arc portion of a second ring portion in contact with the element, and at least one of in-phase transmission or reception is performed from the first coaxial cable and the second coaxial cable. An MRI characterized by comprising a signal transmission means and
apparatus.
されて形成され、互いに平行して配置された第１及び第
２のリング部と、これら第１及び第２のリング部の対向
する位置にある各円弧部同士を接続する複数のエレメン
トとから構成されたバードケージコイル構造のＭＲＩ用
ＲＦコイルと、 前記エレメントの中間点から第１のリング部の円弧部の
コンデンサ接続点までの領域にシールド導体が接続さ
れ、このシールド導体が接続された円弧部のコンデンサ
の他端側に中心導体が接続された第１の同軸ケーブル
と、 前記第１の同軸ケーブルの中心導体が接続された円弧部
と接するエレメントの中間点から第２のリング部の円弧
部のコンデンサ接続点までの領域にシールド導体が接続
され、前記第１の同軸ケーブルのシールド導体が接続さ
れたエレメントに接する第２のリング部の円弧部に中心
導体が接続された第２の同軸ケーブルと、 前記第１の同軸ケーブルが接続されたエレメントと９０
°異なる位置にあるエレメントの中間点から第１のリン
グ部の円弧部のコンデンサ接続点までの領域にシールド
導体が接続され、このシールド導体が接続された円弧部
のコンデンサの他端側に中心導体が接続された第３の同
軸ケーブルと、 前記第３の同軸ケーブルの中心導体が接続された円弧部
と接するエレメントの中間点から第２のリング部の円弧
部のコンデンサ接続点までの領域にシールド導体が接続
され、前記第３の同軸ケーブルのシールド導体が接続さ
れたエレメントに接する第２のリング部の円弧部に中心
導体が接続された第４の同軸ケーブルと、 前記第１の同軸ケーブル及び前記第２の同軸ケーブルよ
り第１の位相の送信若しくは受信の少なくとも一方の信
号伝送を行い、前記第３の同軸ケーブル及び前記第４の
同軸ケーブルより前記第１の位相の信号伝送とは９０°
位相が異なる第２の位相の信号伝送を行う信号伝送手段
と、から構成されたことを特徴とするＭＲＩ装置。4. A first and a second ring portion, which are formed by connecting a plurality of arc portions through a capacitor and are arranged in parallel with each other, and a position where the first and the second ring portions face each other. And an RF coil for MRI of a birdcage coil structure composed of a plurality of elements that connect the respective arc portions to each other, and a region from the intermediate point of the elements to the capacitor connection point of the arc portion of the first ring portion. A first coaxial cable to which a shield conductor is connected, and a center conductor is connected to the other end of the capacitor in the arc portion to which the shield conductor is connected, and an arc portion to which the center conductor of the first coaxial cable is connected A shield conductor is connected to a region from an intermediate point of the element in contact with the capacitor to a capacitor connection point of an arc portion of the second ring portion, and a shield conductor of the first coaxial cable is connected to the shield conductor. A second coaxial cable center conductor is connected to the arcuate portion of the second ring portion in contact with the element, the element of the first coaxial cable is connected 90
° A shield conductor is connected in the area from the intermediate point of the elements at different positions to the capacitor connection point of the arc part of the first ring part, and the center conductor is connected to the other end of the arc part capacitor to which this shield conductor is connected. And a third coaxial cable to which is connected, and a shield is provided in a region from an intermediate point of the element in contact with the arc portion to which the center conductor of the third coaxial cable is connected to a capacitor connection point of the arc portion of the second ring portion. A fourth coaxial cable, to which a conductor is connected, and a center conductor is connected to an arc portion of a second ring portion, which is in contact with an element to which the shield conductor of the third coaxial cable is connected; Signal transmission of at least one of transmission or reception of the first phase is performed from the second coaxial cable, and the third coaxial cable and the fourth coaxial cable The signal transmission of the first phase is 90 °
An MRI apparatus comprising: a signal transmission unit that performs signal transmission of a second phase having a different phase.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10532894A JP3422560B2 (en) | 1994-05-19 | 1994-05-19 | RF coil and MRI apparatus for MRI |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10532894A JP3422560B2 (en) | 1994-05-19 | 1994-05-19 | RF coil and MRI apparatus for MRI |
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| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07308306A true JPH07308306A (en) | 1995-11-28 |
| JP3422560B2 JP3422560B2 (en) | 2003-06-30 |
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| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10532894A Expired - Fee Related JP3422560B2 (en) | 1994-05-19 | 1994-05-19 | RF coil and MRI apparatus for MRI |
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|---|---|
| JP (1) | JP3422560B2 (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2014239763A (en) * | 2013-06-11 | 2014-12-25 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance imaging device and rf coil |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH01164357A (en) * | 1987-09-01 | 1989-06-28 | Univ California | Magnetic resonance imaging apparatus |
| JPH02190004A (en) * | 1988-12-22 | 1990-07-26 | General Electric Co <Ge> | Method and device for connecting multiple coaxial cable to radio frequency antenna without balance unbalance transformer |
| JPH0622924A (en) * | 1992-05-07 | 1994-02-01 | Philips Electron Nv | Magnetic resonanator |
-
1994
- 1994-05-19 JP JP10532894A patent/JP3422560B2/en not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH01164357A (en) * | 1987-09-01 | 1989-06-28 | Univ California | Magnetic resonance imaging apparatus |
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|---|---|---|---|---|
| JP2014239763A (en) * | 2013-06-11 | 2014-12-25 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance imaging device and rf coil |
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