JPH08103428A - 核磁気共鳴装置用高周波コイル - Google Patents
核磁気共鳴装置用高周波コイルInfo
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- JPH08103428A JPH08103428A JP6266051A JP26605194A JPH08103428A JP H08103428 A JPH08103428 A JP H08103428A JP 6266051 A JP6266051 A JP 6266051A JP 26605194 A JP26605194 A JP 26605194A JP H08103428 A JPH08103428 A JP H08103428A
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- Japan
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- coil
- high frequency
- magnetic resonance
- nuclear magnetic
- frequency coil
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Abstract
(57)【要約】
【目的】核磁気共鳴信号の受信等に用いる全身用高周波
（ＲＦ）コイルの高感度化を図る。 【構成】マルチプルエレメントレゾネータ方式のＲＦコ
イルにおいて、環状導電素子の形状を扁平にし、その長
軸寸法をＡ，短軸寸法をＢとし、コイル長さ寸法をＣと
したとき、各寸法の比について、Ａ／Ｂが１.３ 以上２
以下、Ｂ／Ｃが０.９ 以上となるように構成する。 【効果】ＲＦコイルの検出感度が向上する。
（ＲＦ）コイルの高感度化を図る。 【構成】マルチプルエレメントレゾネータ方式のＲＦコ
イルにおいて、環状導電素子の形状を扁平にし、その長
軸寸法をＡ，短軸寸法をＢとし、コイル長さ寸法をＣと
したとき、各寸法の比について、Ａ／Ｂが１.３ 以上２
以下、Ｂ／Ｃが０.９ 以上となるように構成する。 【効果】ＲＦコイルの検出感度が向上する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は被検体中の水素や燐等か
らの核磁気共鳴（以下、「ＮＭＲ」という）信号を検出
し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する核磁気
共鳴装置用高周波（ＲＦ）コイルに関する。
らの核磁気共鳴（以下、「ＮＭＲ」という）信号を検出
し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する核磁気
共鳴装置用高周波（ＲＦ）コイルに関する。
【０００２】
【従来の技術】核磁気共鳴診断装置（以下、「ＭＲＩ装
置」という）は、ＮＭＲ現象を使って人体中のプロトン
の密度やプロトンのスピンの緩和状態を測定し人体の断
層画像を得るものである。典型的なＭＲＩ装置の構成を
図６に示す。静磁場磁石３０は、被検体３６の周りに強
く均一な静磁場を発生させる。通常は０.２Ｔ から２Ｔ
程度の磁場強度のものが使われる。０.５Ｔ 以上では静
磁場磁石に円筒状の超電導コイルを用いる。この磁石が
作る磁束の向きはＺ方向である。傾斜磁場コイル３１
は、静磁場磁石３０の内側に配置され傾斜磁場制御部３
２の出力に従い、空間的に傾斜した磁場をパルス的に発
生する。この内側に高周波コイル（以下、「ＲＦコイ
ル」という）３３が設置される。ＲＦコイル３３はＲＦ
磁場制御部３４の出力に従い、Ｘ，Ｙ平行面内を振動す
る高周波（ＲＦ）磁場を被検体３６に送信し、もしくは
被検体３６が発生するＮＭＲ信号を受信し、ＲＦ受信部
３５に伝送する。ＲＦ受信部３５の出力は信号処理部３
８で画像信号に変換され、表示部４０で表示される。こ
れらの各部は制御部３９で総合的に制御される。被検体
３６はスライド型ベッド３７の上に寝かせる。
置」という）は、ＮＭＲ現象を使って人体中のプロトン
の密度やプロトンのスピンの緩和状態を測定し人体の断
層画像を得るものである。典型的なＭＲＩ装置の構成を
図６に示す。静磁場磁石３０は、被検体３６の周りに強
く均一な静磁場を発生させる。通常は０.２Ｔ から２Ｔ
程度の磁場強度のものが使われる。０.５Ｔ 以上では静
磁場磁石に円筒状の超電導コイルを用いる。この磁石が
作る磁束の向きはＺ方向である。傾斜磁場コイル３１
は、静磁場磁石３０の内側に配置され傾斜磁場制御部３
２の出力に従い、空間的に傾斜した磁場をパルス的に発
生する。この内側に高周波コイル（以下、「ＲＦコイ
ル」という）３３が設置される。ＲＦコイル３３はＲＦ
磁場制御部３４の出力に従い、Ｘ，Ｙ平行面内を振動す
る高周波（ＲＦ）磁場を被検体３６に送信し、もしくは
被検体３６が発生するＮＭＲ信号を受信し、ＲＦ受信部
３５に伝送する。ＲＦ受信部３５の出力は信号処理部３
８で画像信号に変換され、表示部４０で表示される。こ
れらの各部は制御部３９で総合的に制御される。被検体
３６はスライド型ベッド３７の上に寝かせる。
【０００３】ＲＦコイル３３には共振型のものが使わ
れ、その共振周波数は対象とする原子核の核磁気共鳴周
波数に等しい。０.５Ｔ でプロトンを検出する場合は約
21.3ＭＨｚである。ＲＦコイル３３は受信用と送信用が
一体化している場合と受信用コイルと送信用コイルが分
離されている場合がある。本発明はこれらの３種類のＲ
Ｆコイルに適用できるが、特に全身撮像用の受信用ＲＦ
コイルに適している。全身用ＲＦコイルの従来例として
はマルチプルエレメントレゾネータ（以下、「ＭＥＲ」
と略す）やスロッテドチューブレゾネータ（以下、「Ｓ
ＴＲ」と略す)などがある。これらのＲＦコイルは基本
形状が円柱状であり、全身用の他頭部用ＲＦコイルとし
ても使われる。ＭＥＲの開示例として、特開昭60−1325
47号，特開昭61−95234 号がある。腹部用や小児用とし
ては、ＲＦコイルを被検体に近づけフィリングファクタ
ー（コイルの有感領域の中で被検体が占める割合）をあ
げることによりＲＦコイルの感度を向上する手法が知ら
れており、これを実現する目的で楕円柱状のＲＦコイル
がある。
れ、その共振周波数は対象とする原子核の核磁気共鳴周
波数に等しい。０.５Ｔ でプロトンを検出する場合は約
21.3ＭＨｚである。ＲＦコイル３３は受信用と送信用が
一体化している場合と受信用コイルと送信用コイルが分
離されている場合がある。本発明はこれらの３種類のＲ
Ｆコイルに適用できるが、特に全身撮像用の受信用ＲＦ
コイルに適している。全身用ＲＦコイルの従来例として
はマルチプルエレメントレゾネータ（以下、「ＭＥＲ」
と略す）やスロッテドチューブレゾネータ（以下、「Ｓ
ＴＲ」と略す)などがある。これらのＲＦコイルは基本
形状が円柱状であり、全身用の他頭部用ＲＦコイルとし
ても使われる。ＭＥＲの開示例として、特開昭60−1325
47号，特開昭61−95234 号がある。腹部用や小児用とし
ては、ＲＦコイルを被検体に近づけフィリングファクタ
ー（コイルの有感領域の中で被検体が占める割合）をあ
げることによりＲＦコイルの感度を向上する手法が知ら
れており、これを実現する目的で楕円柱状のＲＦコイル
がある。
【０００４】典型的な楕円柱状ＭＥＲの従来構造を図７
に示す。図７において、楕円の長軸寸法をＡ，短寸法を
Ｂ，コイルの長さ寸法をＣで示してある。楕円柱状ＭＥ
Ｒの従来例としては下記のものがある。楕円柱状ＭＥＲ
の第１の例として、第１１回ソサイアティ・オブ・マグ
ネチック・レゾナンス・イン・メディソン予稿集，２７
２頁，ビムソン他，「アン・エリプティカル・クロス・
セクション・バードケージ・ボディ・コイル」（Procee
dings of the 11th Society of magnetic resonance in
medicine, Bimson etal. An elliptical cross secti
on birdcage body coil) がある。この例では、楕円の
長軸寸法（Ａ）は４８cm，短軸寸法（Ｂ）は３６cm，長
さ寸法（Ｃ）は４８cmであり、それらの比はＡ／Ｂ＝
１.３３ ，Ａ／Ｃ＝１，Ｂ／Ｃ＝０.７５ である。給受
電ポート（Ｄ）は１か所である。
に示す。図７において、楕円の長軸寸法をＡ，短寸法を
Ｂ，コイルの長さ寸法をＣで示してある。楕円柱状ＭＥ
Ｒの従来例としては下記のものがある。楕円柱状ＭＥＲ
の第１の例として、第１１回ソサイアティ・オブ・マグ
ネチック・レゾナンス・イン・メディソン予稿集，２７
２頁，ビムソン他，「アン・エリプティカル・クロス・
セクション・バードケージ・ボディ・コイル」（Procee
dings of the 11th Society of magnetic resonance in
medicine, Bimson etal. An elliptical cross secti
on birdcage body coil) がある。この例では、楕円の
長軸寸法（Ａ）は４８cm，短軸寸法（Ｂ）は３６cm，長
さ寸法（Ｃ）は４８cmであり、それらの比はＡ／Ｂ＝
１.３３ ，Ａ／Ｃ＝１，Ｂ／Ｃ＝０.７５ である。給受
電ポート（Ｄ）は１か所である。
【０００５】楕円柱状ＭＥＲの第２の例として、第１１
回ソサイアティ・オブ・マグネチック・レゾナンス・イ
ン・メディソン予稿集，４０２５頁，クークゼウスキー
他，「デザイン・オブ・エリプティカリー・シェイプド
・クオドラチャ・ペディアトリック・ボディ・コイル
ズ」（Proceedings of the 11th Society of magneticr
esonance in medicine, R.Kurczewski et al. Design o
f elliptically shapedquadrature pediatric body coi
ls)がある。この例では、２種類のＲＦコイルを開示し
ており、第１のＲＦコイルは、楕円の長軸寸法（Ａ）は
４０cm，短軸寸法（Ｂ）は３０cm，長さ寸法（Ｃ）は４
０cm，Ａ／Ｂ＝１.３３ ，Ａ／Ｃ＝１，Ｂ／Ｃ＝０.７
５ である。給受電ポート（Ｄ）は２か所である。前出
の開示例と本開示例ではともにＡ／Ｃが１となってお
り、従来のコイル長が長軸とほぼ同じ値になるように設
計されていることが明らかである。本開示例における第
２のＲＦコイルでは、楕円の長軸寸法（Ａ）は３５cm，
短軸寸法（Ｂ）は２５cm，長さ寸法（Ｃ）は４０cmで、
Ａ／Ｂ＝１.４，Ａ／Ｃ＝０.８７５，Ｂ／Ｃ＝０.６２
５と、Ａ／Ｃが１よりも若干小さいがこれも前述の設計
指針の１変形と見做せる程度である。その結果上記例で
は、Ｂ／Ｃが０.６２５≦Ｂ／Ｃ≦０.７５になってし
る。
回ソサイアティ・オブ・マグネチック・レゾナンス・イ
ン・メディソン予稿集，４０２５頁，クークゼウスキー
他，「デザイン・オブ・エリプティカリー・シェイプド
・クオドラチャ・ペディアトリック・ボディ・コイル
ズ」（Proceedings of the 11th Society of magneticr
esonance in medicine, R.Kurczewski et al. Design o
f elliptically shapedquadrature pediatric body coi
ls)がある。この例では、２種類のＲＦコイルを開示し
ており、第１のＲＦコイルは、楕円の長軸寸法（Ａ）は
４０cm，短軸寸法（Ｂ）は３０cm，長さ寸法（Ｃ）は４
０cm，Ａ／Ｂ＝１.３３ ，Ａ／Ｃ＝１，Ｂ／Ｃ＝０.７
５ である。給受電ポート（Ｄ）は２か所である。前出
の開示例と本開示例ではともにＡ／Ｃが１となってお
り、従来のコイル長が長軸とほぼ同じ値になるように設
計されていることが明らかである。本開示例における第
２のＲＦコイルでは、楕円の長軸寸法（Ａ）は３５cm，
短軸寸法（Ｂ）は２５cm，長さ寸法（Ｃ）は４０cmで、
Ａ／Ｂ＝１.４，Ａ／Ｃ＝０.８７５，Ｂ／Ｃ＝０.６２
５と、Ａ／Ｃが１よりも若干小さいがこれも前述の設計
指針の１変形と見做せる程度である。その結果上記例で
は、Ｂ／Ｃが０.６２５≦Ｂ／Ｃ≦０.７５になってし
る。
【０００６】楕円柱状ＭＥＲの第３の例として、第１２
回ソサイアティ・オブ・マグネチック・レゾナンス・イ
ン・メディソン予稿集，１３４２頁，キャセイ他、「セ
オリティカル・カルキュレーション・オブ・ザ・オプテ
ィマム・カレント・デストリビューション・フォー・ア
ン・エリプティカル・バードケージ・ＲＦ・コイル」
（Proceedings of the 12th Society of magnetic reso
nance in medicine,Casey et al. Theoretical calcula
tion of the optimum current distributionfor an ell
iptical birdcage RF coil）がある。この例では、３値
類のＲＦコイルを開示しているが、理論計算における仮
定として長さ寸法が無限長、即ちＣ＝無限大としてお
り、Ａ／Ｃ＝０，Ｂ／Ｃ＝０である。即ち、本例ではコ
イル長の効果は考慮されていない。
回ソサイアティ・オブ・マグネチック・レゾナンス・イ
ン・メディソン予稿集，１３４２頁，キャセイ他、「セ
オリティカル・カルキュレーション・オブ・ザ・オプテ
ィマム・カレント・デストリビューション・フォー・ア
ン・エリプティカル・バードケージ・ＲＦ・コイル」
（Proceedings of the 12th Society of magnetic reso
nance in medicine,Casey et al. Theoretical calcula
tion of the optimum current distributionfor an ell
iptical birdcage RF coil）がある。この例では、３値
類のＲＦコイルを開示しているが、理論計算における仮
定として長さ寸法が無限長、即ちＣ＝無限大としてお
り、Ａ／Ｃ＝０，Ｂ／Ｃ＝０である。即ち、本例ではコ
イル長の効果は考慮されていない。
【０００７】ＲＦコイルの長さ寸法が横方向と縦方向で
異なる例としては、第１１回ソサイアティ・オブ・マグ
ネチック・レゾナンス・イン・メディソン予稿集，４０
０５頁，タカハシ他，「ローテショナリー・アシンメト
リック・クオドラチャー・プローブ・フォー・ボディー
・イメジング」（Proceedings of the 11th Societyof
magnetic resonance in medicine, Takahashi et al. R
otationally asymmetric quadrature probe for body i
maging）があるが、コイルの形状は楕円柱状ではなく円
柱状である。故に、Ａ／Ｂ＝１である。
異なる例としては、第１１回ソサイアティ・オブ・マグ
ネチック・レゾナンス・イン・メディソン予稿集，４０
０５頁，タカハシ他，「ローテショナリー・アシンメト
リック・クオドラチャー・プローブ・フォー・ボディー
・イメジング」（Proceedings of the 11th Societyof
magnetic resonance in medicine, Takahashi et al. R
otationally asymmetric quadrature probe for body i
maging）があるが、コイルの形状は楕円柱状ではなく円
柱状である。故に、Ａ／Ｂ＝１である。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】楕円柱状ＲＦコイルの
特徴は、コイルの径が小さくなりコイルが生体に近づく
ことにより高感度化される点にある。従来、この点にお
いて検討がされてきたが、更なる高感度化が望まれてい
る。しかし、ＲＦコイルの内部に人体が配置されるた
め、必然的にＲＦコイルの径は制限される。従って、高
感度化にはおのずと限界があった。一方、前述のように
楕円柱状ＲＦコイルのコイル長と感度の関係は従来必ず
しも十分には検討されていなかった。従来例を見るかぎ
り長軸とほぼ同等のコイル長が選ばれていた。
特徴は、コイルの径が小さくなりコイルが生体に近づく
ことにより高感度化される点にある。従来、この点にお
いて検討がされてきたが、更なる高感度化が望まれてい
る。しかし、ＲＦコイルの内部に人体が配置されるた
め、必然的にＲＦコイルの径は制限される。従って、高
感度化にはおのずと限界があった。一方、前述のように
楕円柱状ＲＦコイルのコイル長と感度の関係は従来必ず
しも十分には検討されていなかった。従来例を見るかぎ
り長軸とほぼ同等のコイル長が選ばれていた。
【０００９】本発明の目的は、扁平度の大きい中空柱状
ＲＦコイルのコイル長と感度の関係を検討し、コイル長
を最適化することにより、従来品に比べ格段に感度の向
上したＲＦコイルを提供することにある。なお、ＲＦコ
イルの送信効率は受信感度とほぼ比例関係にあるので、
以下の記述では話の展開に応じて送信効率または受信感
度の改善として本発明の説明を行う。
ＲＦコイルのコイル長と感度の関係を検討し、コイル長
を最適化することにより、従来品に比べ格段に感度の向
上したＲＦコイルを提供することにある。なお、ＲＦコ
イルの送信効率は受信感度とほぼ比例関係にあるので、
以下の記述では話の展開に応じて送信効率または受信感
度の改善として本発明の説明を行う。
【００１０】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明では扁平中空柱状の核磁気共鳴装置用高周波
コイルにおいて、柱状体の端部に取付けられた１組の扁
平環状導電素子と、該扁平環状導電素子間を接続する複
数のほぼ平行に配列された線状導電素子と、１個以上の
導電素子に直列に挿入された共振用容量素子と、高周波
コイルを高周波回路に結合するための複数の給受電ポー
トとからなり、少なくとも１組の前記給受電ポートから
出力される高周波信号の位相差がほぼ９０度であり、扁
平環状導電素子の長軸寸法Ａと短軸寸法Ｂとの比Ａ／Ｂ
が１.３ 以上２以下であり、かつ前記短軸寸法Ｂとコイ
ル長さ寸法Ｃとの比Ｂ／Ｃが０.９ 以上となるようにし
たものである（請求項１）。
め、本発明では扁平中空柱状の核磁気共鳴装置用高周波
コイルにおいて、柱状体の端部に取付けられた１組の扁
平環状導電素子と、該扁平環状導電素子間を接続する複
数のほぼ平行に配列された線状導電素子と、１個以上の
導電素子に直列に挿入された共振用容量素子と、高周波
コイルを高周波回路に結合するための複数の給受電ポー
トとからなり、少なくとも１組の前記給受電ポートから
出力される高周波信号の位相差がほぼ９０度であり、扁
平環状導電素子の長軸寸法Ａと短軸寸法Ｂとの比Ａ／Ｂ
が１.３ 以上２以下であり、かつ前記短軸寸法Ｂとコイ
ル長さ寸法Ｃとの比Ｂ／Ｃが０.９ 以上となるようにし
たものである（請求項１）。
【００１１】さらに、本発明では上記の核磁気共鳴装置
用高周波コイルにおいて、扁平環状導電素子の短軸寸法
Ｂとコイル長さ寸法Ｃとの比が０.９≦Ｂ／Ｃ≦２ とな
るようにしたものである（請求項２）。
用高周波コイルにおいて、扁平環状導電素子の短軸寸法
Ｂとコイル長さ寸法Ｃとの比が０.９≦Ｂ／Ｃ≦２ とな
るようにしたものである（請求項２）。
【００１２】さらに、本発明では上記の核磁気共鳴装置
用高周波コイルを複数個その中心軸がほぼ一致するよう
にして、その軸方向に近接して配置し、各コイル間の磁
気結合を低減する機構を付加したものである（請求項
３）。
用高周波コイルを複数個その中心軸がほぼ一致するよう
にして、その軸方向に近接して配置し、各コイル間の磁
気結合を低減する機構を付加したものである（請求項
３）。
【００１３】さらに、本発明では上記の核磁気共鳴装置
用高周波コイルにおいて、前記高周波コイルの共振用容
量素子は前記扁平環状導電素子に挿入されているように
したものである（請求項４）。
用高周波コイルにおいて、前記高周波コイルの共振用容
量素子は前記扁平環状導電素子に挿入されているように
したものである（請求項４）。
【００１４】さらに、本発明では上記の核磁気共鳴装置
用高周波コイルにおいて、前記高周波コイルを高周波回
路に結合するための給受電ポートが前記高周波コイルと
磁気結合したピックアップコイルと、ピックアップコイ
ルに付帯した高周波給受電ポートとから構成したもので
ある（請求項５）。
用高周波コイルにおいて、前記高周波コイルを高周波回
路に結合するための給受電ポートが前記高周波コイルと
磁気結合したピックアップコイルと、ピックアップコイ
ルに付帯した高周波給受電ポートとから構成したもので
ある（請求項５）。
【００１５】さらに、本発明では上記の核磁気共鳴装置
用高周波コイルにおいて、前記給受電ポートが長軸に平
行な面と短軸に平行な面にあり、前記高周波コイルの長
軸の中央部分のコイル長Ｃ１が短軸部分のコイル長Ｃよ
り短くなるようにしたものである（請求項６）。
用高周波コイルにおいて、前記給受電ポートが長軸に平
行な面と短軸に平行な面にあり、前記高周波コイルの長
軸の中央部分のコイル長Ｃ１が短軸部分のコイル長Ｃよ
り短くなるようにしたものである（請求項６）。
【００１６】さらに、本発明では上記の核磁気共鳴装置
用高周波コイルにおいて、前記高周波コイルがその短軸
部分で分割可能としたものである（請求項７）。
用高周波コイルにおいて、前記高周波コイルがその短軸
部分で分割可能としたものである（請求項７）。
【００１７】
【作用】ＲＦコイルの長軸寸法と短軸寸法の比を従来よ
りも大きくすることにより、ＲＦコイルの長軸方向に平
行な面の給受電ポートの検出感度を向上する。これによ
り、ＲＦコイルの短軸方向に平行な面の給受電ポートの
出力と長軸方向に平行な面の給受電ポートの出力を合成
して得られる信号のＳ／Ｎが向上する。また、発明者ら
の詳細な検討の結果によれば、このように扁平率の大き
いＲＦコイルでは最大検出感度を与えるコイル長が、従
来開示されている例とは全く異なることが明らかになっ
た。
りも大きくすることにより、ＲＦコイルの長軸方向に平
行な面の給受電ポートの検出感度を向上する。これによ
り、ＲＦコイルの短軸方向に平行な面の給受電ポートの
出力と長軸方向に平行な面の給受電ポートの出力を合成
して得られる信号のＳ／Ｎが向上する。また、発明者ら
の詳細な検討の結果によれば、このように扁平率の大き
いＲＦコイルでは最大検出感度を与えるコイル長が、従
来開示されている例とは全く異なることが明らかになっ
た。
【００１８】以下、本発明の作用を詳細に説明する。対
象装置は０.５Ｔ のＭＲＩ装置である。ＲＦコイルの基
本形状は８エレメントのハイパス型ＭＥＲである。ＭＥ
Ｒは、少なくとも端部の１組の扁平環状導電素子と、扁
平環状導電素子間を接続する複数のほぼ平行な線状導電
素子と、一部の導電素子に直列に挿入された共振用容量
素子と、ＲＦコイルを高周波回路に結合するための直交
する給受電ポートを含む共振型ＲＦコイルである。受信
は各給受電ポートを介してＲＦコイルの短軸方向に平行
な面と長軸方向に平行な面とから独立になされ、これら
の受信信号は位相調整をしたのち合成される。従ってコ
イルはＱＤ（quadrature detection）コイルとして動作
する。ＱＤコイルのＳ／Ｎは短軸方向に平行な面の給受
電ポートのＳ／ＮをＳ／Ｎ1 、長軸方向に平行な面の給
受電ポートのＳ／ＮをＳ／Ｎ2 として（Ｓ／Ｎ)2＝(Ｓ
／Ｎ1)2＋(Ｓ／Ｎ2)2で与えられる。
象装置は０.５Ｔ のＭＲＩ装置である。ＲＦコイルの基
本形状は８エレメントのハイパス型ＭＥＲである。ＭＥ
Ｒは、少なくとも端部の１組の扁平環状導電素子と、扁
平環状導電素子間を接続する複数のほぼ平行な線状導電
素子と、一部の導電素子に直列に挿入された共振用容量
素子と、ＲＦコイルを高周波回路に結合するための直交
する給受電ポートを含む共振型ＲＦコイルである。受信
は各給受電ポートを介してＲＦコイルの短軸方向に平行
な面と長軸方向に平行な面とから独立になされ、これら
の受信信号は位相調整をしたのち合成される。従ってコ
イルはＱＤ（quadrature detection）コイルとして動作
する。ＱＤコイルのＳ／Ｎは短軸方向に平行な面の給受
電ポートのＳ／ＮをＳ／Ｎ1 、長軸方向に平行な面の給
受電ポートのＳ／ＮをＳ／Ｎ2 として（Ｓ／Ｎ)2＝(Ｓ
／Ｎ1)2＋(Ｓ／Ｎ2)2で与えられる。
【００１９】次に２種類の扁平ＲＦコイル、（１）中型
の楕円柱状コイルと（２）小型の矩形柱状コイルを考え
る。楕円柱状コイルの長軸寸法（Ａ）は４９３mm，短軸
寸法（Ｂ）は３３０mmである。楕平率（Ａ／Ｂ）は１.
５ である。矩形柱状コイルの長軸寸法（Ａ）は４００m
m，短軸寸法（Ｂ）は２３０mmである。扁平率(Ａ／Ｂ)
は１.７４である。どちらのＲＦコイルも扁平率が大き
い(１.５≦Ａ／Ｂ≦1.74)ため、人体への密着性が良
く、長軸方向に平行な面の給受電ペートの出力が向上す
る。以上のことから、扁平ＲＦコイルの扁平率（Ａ／
Ｂ）の適正範囲としては人体の寸法を考慮した場合、上
記の扁平率に対し上，下に裕度をとり、１.３≦Ａ／Ｂ
≦２が適当と判断される。この結果ＱＤコイルとして動
作させたときもＳ／Ｎが向上する。負荷は人体の腹部，
胸部を模擬した直方体容器（横３４０mm，縦１７０mm，
長さ４２５mm）に入れた食塩水である。食塩濃度は、負
荷の高周波特性が人体の高周波特性とほぼ一致するよう
に選んだ。ＲＦコイルの周囲には円筒状のＲＦシールド
が配置されている。図１は上記楕円柱状と矩形柱状のＱ
Ｄコイルの検出感度を、コイル長の関数として示したも
のである。図からの次のことがわかる。楕円柱状コイル
ではコイル長さ（Ｃ）が２４０mm以下では検出感度はほ
ぼ一定である。従ってコイル長を２４０mm以下に短くし
ても検出感度は上がらない。一般にコイル長さが短くな
るとそれにほぼ比例してＲＦコイルのＺ軸方向の視野が
狭まるのでコイル長さ240mm以下では、検出感度，視野
の双方からメリットが無いことが判る。一方コイル長さ
２４０mm以上では検出感度は次第に減少するものの、矩
形柱状コイルよりも高感度になることがわかる。しかし
楕円柱状コイルの場合でもコイル長さが360mm以上にな
るとその検出感度はコイル長さが２５０mmのときより１
０％以上低下してしまう。従って、この範囲ではコイル
形状を楕円状に小型化したことによる高感度化のメリッ
トが少なくなってしまう。
の楕円柱状コイルと（２）小型の矩形柱状コイルを考え
る。楕円柱状コイルの長軸寸法（Ａ）は４９３mm，短軸
寸法（Ｂ）は３３０mmである。楕平率（Ａ／Ｂ）は１.
５ である。矩形柱状コイルの長軸寸法（Ａ）は４００m
m，短軸寸法（Ｂ）は２３０mmである。扁平率(Ａ／Ｂ)
は１.７４である。どちらのＲＦコイルも扁平率が大き
い(１.５≦Ａ／Ｂ≦1.74)ため、人体への密着性が良
く、長軸方向に平行な面の給受電ペートの出力が向上す
る。以上のことから、扁平ＲＦコイルの扁平率（Ａ／
Ｂ）の適正範囲としては人体の寸法を考慮した場合、上
記の扁平率に対し上，下に裕度をとり、１.３≦Ａ／Ｂ
≦２が適当と判断される。この結果ＱＤコイルとして動
作させたときもＳ／Ｎが向上する。負荷は人体の腹部，
胸部を模擬した直方体容器（横３４０mm，縦１７０mm，
長さ４２５mm）に入れた食塩水である。食塩濃度は、負
荷の高周波特性が人体の高周波特性とほぼ一致するよう
に選んだ。ＲＦコイルの周囲には円筒状のＲＦシールド
が配置されている。図１は上記楕円柱状と矩形柱状のＱ
Ｄコイルの検出感度を、コイル長の関数として示したも
のである。図からの次のことがわかる。楕円柱状コイル
ではコイル長さ（Ｃ）が２４０mm以下では検出感度はほ
ぼ一定である。従ってコイル長を２４０mm以下に短くし
ても検出感度は上がらない。一般にコイル長さが短くな
るとそれにほぼ比例してＲＦコイルのＺ軸方向の視野が
狭まるのでコイル長さ240mm以下では、検出感度，視野
の双方からメリットが無いことが判る。一方コイル長さ
２４０mm以上では検出感度は次第に減少するものの、矩
形柱状コイルよりも高感度になることがわかる。しかし
楕円柱状コイルの場合でもコイル長さが360mm以上にな
るとその検出感度はコイル長さが２５０mmのときより１
０％以上低下してしまう。従って、この範囲ではコイル
形状を楕円状に小型化したことによる高感度化のメリッ
トが少なくなってしまう。
【００２０】以上のことから、楕円柱状コイルの適した
コイル長さ（Ｃ）は、２３０mmから３６０mm程度であ
る。コイルの短軸寸法（Ｂ）は３３０mmなので、最適条
件をＢとの関係で示せば、０.９≦Ｂ／Ｃ≦１.４５とな
る。発明者らの検討によれば、このようにコイル長さに
最適値が存在する理由は次のように考えられる。ＭＲＩ
装置用のＲＦコイルではノイズが主に被検体から発生す
る熱雑音に起因するため、コイル長さが短い方がコイル
の有感範囲が狭くなり、人体からのノイズの混入が少な
くなり高感度である。しかし極端にコイル長さが短くな
ると、コイル端部で磁束が拡がる結果、コイル中心部で
も感度が低下してしまう。そこで最適値が存在する。被
検体のノイズは高磁場（即ち高信号周波数）の方が大き
いが、上記最適値は１.０Ｔ や１.５Ｔ でも同様に存在
する。
コイル長さ（Ｃ）は、２３０mmから３６０mm程度であ
る。コイルの短軸寸法（Ｂ）は３３０mmなので、最適条
件をＢとの関係で示せば、０.９≦Ｂ／Ｃ≦１.４５とな
る。発明者らの検討によれば、このようにコイル長さに
最適値が存在する理由は次のように考えられる。ＭＲＩ
装置用のＲＦコイルではノイズが主に被検体から発生す
る熱雑音に起因するため、コイル長さが短い方がコイル
の有感範囲が狭くなり、人体からのノイズの混入が少な
くなり高感度である。しかし極端にコイル長さが短くな
ると、コイル端部で磁束が拡がる結果、コイル中心部で
も感度が低下してしまう。そこで最適値が存在する。被
検体のノイズは高磁場（即ち高信号周波数）の方が大き
いが、上記最適値は１.０Ｔ や１.５Ｔ でも同様に存在
する。
【００２１】図１において、ＱＤ矩形柱状ＲＦコイルは
コイル長さ（Ｃ）が１５０mm以上では感度が次第に減少
する。この結果ＱＤ矩形柱状ＲＦコイルの検出感度は、
コイル長さが２５０mm以下では前記楕円柱状ＲＦコイル
よりも高感度であるが、250mmをこえると楕円柱状ＲＦ
コイルの方が高感度である。従って、矩形柱状ＲＦコイ
ルではコイル長さは２５０mm以下が望ましい。コイルを
１５０mm以下にしても検出感度は上がらず、コイルの中
心軸方向の視野だけが狭まるので実用上望ましくない。
従ってこの矩形柱状ＲＦコイルの適当なコイル長さ(Ｃ)
は１５０mmから２５０mm程度である。コイルの短軸寸法
（Ｂ）は２３０mmなので、０.９≦Ｂ／Ｃ≦１.５５ が
最適な条件になる。この条件を前記楕円柱状ＲＦコイル
の最適条件と比べるとＢ／Ｃの範囲がほぼ等しいことが
判る。即ちこのようにコイルの短軸寸法で規格化してコ
イル長さを表わすとコイルの形状によらず一般化された
設計指針が得られる。以上のことをまとめると、Ｂ／Ｃ
の適正範囲は、０.９ から１.６ の範囲である。実用的
な見地から見た場合、コイル長さ寸法Ｃは更に小さくす
ることも可能であるからＢ／Ｃの値は１.６ より大きく
しても実用価値は得られる。上記Ｂ／Ｃの範囲は、前述
した公知例に比べると１.４ 倍から１.９ 倍も大きく、
本発明のＲＦコイルが従来の設計思想とは異なるＲＦコ
イルであることが明らかである。
コイル長さ（Ｃ）が１５０mm以上では感度が次第に減少
する。この結果ＱＤ矩形柱状ＲＦコイルの検出感度は、
コイル長さが２５０mm以下では前記楕円柱状ＲＦコイル
よりも高感度であるが、250mmをこえると楕円柱状ＲＦ
コイルの方が高感度である。従って、矩形柱状ＲＦコイ
ルではコイル長さは２５０mm以下が望ましい。コイルを
１５０mm以下にしても検出感度は上がらず、コイルの中
心軸方向の視野だけが狭まるので実用上望ましくない。
従ってこの矩形柱状ＲＦコイルの適当なコイル長さ(Ｃ)
は１５０mmから２５０mm程度である。コイルの短軸寸法
（Ｂ）は２３０mmなので、０.９≦Ｂ／Ｃ≦１.５５ が
最適な条件になる。この条件を前記楕円柱状ＲＦコイル
の最適条件と比べるとＢ／Ｃの範囲がほぼ等しいことが
判る。即ちこのようにコイルの短軸寸法で規格化してコ
イル長さを表わすとコイルの形状によらず一般化された
設計指針が得られる。以上のことをまとめると、Ｂ／Ｃ
の適正範囲は、０.９ から１.６ の範囲である。実用的
な見地から見た場合、コイル長さ寸法Ｃは更に小さくす
ることも可能であるからＢ／Ｃの値は１.６ より大きく
しても実用価値は得られる。上記Ｂ／Ｃの範囲は、前述
した公知例に比べると１.４ 倍から１.９ 倍も大きく、
本発明のＲＦコイルが従来の設計思想とは異なるＲＦコ
イルであることが明らかである。
【００２２】
【実施例】以下、本発明の実施例を添付図を用いて説明
する。本発明の第１の実施例を図２に示す。この実施例
は０.５Ｔ プロトン検出用ＭＲＩ装置に好適なＲＦコイ
ルである。静磁場はＺ軸方向に形成されている。ＲＦコ
イル３３は通常コイル支持体（図５参照）に支持されて
いる。本実施例のＲＦコイル３３は、ハイパス型８エレ
メントのＭＥＲで、形状は矩形柱状体である。ＲＦコイ
ルの線状導電素子３３０２と環状導電素子３３０３は直
径が８mmの銅棒からなる。線状導電素子３３０２はコイ
ルの上面と下面にそれぞれ４本、計８本配置されてお
り、線状導電素子間は等間隔になっている。環状導電素
子3303には共振用容量素子（コンデンサ）３３０４が８
個ずつ直列に挿入されている。ＲＦコイル３３の環状導
電素子３３０３の形状は矩形になっているが、この長軸
方向を横方向，短軸方向を縦方向と呼んでおり、それぞ
れ被検体の体幅方向，体厚方向に対応している。コイル
本体の長軸方向に平行な面と短軸方向に平行な面に磁気
的に結合した８の字型ピックアップコイル（以下、「Ｐ
ＵＣ」と略す）３３０５，３３０６が配置され、コイル
本体はＰＵＣの給受電ポート３３０７，３３０８を介し
て高周波回路と結合している。各給受電ポートから見た
ＲＦコイル３３の共振周波数がともに２１ＭＨｚになる
ように共振用容量素子３３０４の値は調整してある。Ｐ
ＵＣを用いた給受電ポートは、被検体の近くに配置され
たコイルの特性を安定化できる特徴がある。ＰＵＣは例
えば直径４mmの銅棒からなる。
する。本発明の第１の実施例を図２に示す。この実施例
は０.５Ｔ プロトン検出用ＭＲＩ装置に好適なＲＦコイ
ルである。静磁場はＺ軸方向に形成されている。ＲＦコ
イル３３は通常コイル支持体（図５参照）に支持されて
いる。本実施例のＲＦコイル３３は、ハイパス型８エレ
メントのＭＥＲで、形状は矩形柱状体である。ＲＦコイ
ルの線状導電素子３３０２と環状導電素子３３０３は直
径が８mmの銅棒からなる。線状導電素子３３０２はコイ
ルの上面と下面にそれぞれ４本、計８本配置されてお
り、線状導電素子間は等間隔になっている。環状導電素
子3303には共振用容量素子（コンデンサ）３３０４が８
個ずつ直列に挿入されている。ＲＦコイル３３の環状導
電素子３３０３の形状は矩形になっているが、この長軸
方向を横方向，短軸方向を縦方向と呼んでおり、それぞ
れ被検体の体幅方向，体厚方向に対応している。コイル
本体の長軸方向に平行な面と短軸方向に平行な面に磁気
的に結合した８の字型ピックアップコイル（以下、「Ｐ
ＵＣ」と略す）３３０５，３３０６が配置され、コイル
本体はＰＵＣの給受電ポート３３０７，３３０８を介し
て高周波回路と結合している。各給受電ポートから見た
ＲＦコイル３３の共振周波数がともに２１ＭＨｚになる
ように共振用容量素子３３０４の値は調整してある。Ｐ
ＵＣを用いた給受電ポートは、被検体の近くに配置され
たコイルの特性を安定化できる特徴がある。ＰＵＣは例
えば直径４mmの銅棒からなる。
【００２３】本実施例のＲＦコイルの寸法は、長軸寸法
（Ａ）が４００mm，短軸寸法（Ｂ）が２３０mm，長さ寸
法（Ｃ）が１５０mmである。この時の扁平率（Ａ／Ｂ）
は１.７４ 、Ｂ／Ｃは１.５３ である。短軸方向に平行
な面の給受電ポート（横ポート）３３０７は長軸（Ｘ
軸）方向のＲＦ磁場を検出し、長軸方向に平行な面の給
受電ポート（縦ポート）３３０８は短軸（Ｙ軸）方向の
ＲＦ磁場を検知する。給受電ポート３３０７と３３０８
で検出した高周波信号の位相を９０度ずらして合成する
ことにより、公知のＱＤコイルが実現できる。この時の
ＱＤコイルの検出感度は１.１８ であった。これに対し
他の寸法が同じでコイル長さのみ３５０mm（Ｂ／Ｃ＝
０.６６ ）にしたものでは検出感度が０.９２ であり、
これに比べ本実施例の出力は２８％高感度である。また
本実施例のコイル長方向(Ｚ軸方向)の視野（検出感度が
中心値の１／２以上の範囲）は１９０mmであった。本実
施例ではＰＵＣは２ヵ所であるが、必要に応じて各ＰＵ
Ｃの対向する位置に第３，第４のＰＵＣを設けても良
い。この構成は、３Ｔ以上の高磁場ＭＲＩ装置のＲＦコ
イルの感度均一性や安定性の向上に有効である。
（Ａ）が４００mm，短軸寸法（Ｂ）が２３０mm，長さ寸
法（Ｃ）が１５０mmである。この時の扁平率（Ａ／Ｂ）
は１.７４ 、Ｂ／Ｃは１.５３ である。短軸方向に平行
な面の給受電ポート（横ポート）３３０７は長軸（Ｘ
軸）方向のＲＦ磁場を検出し、長軸方向に平行な面の給
受電ポート（縦ポート）３３０８は短軸（Ｙ軸）方向の
ＲＦ磁場を検知する。給受電ポート３３０７と３３０８
で検出した高周波信号の位相を９０度ずらして合成する
ことにより、公知のＱＤコイルが実現できる。この時の
ＱＤコイルの検出感度は１.１８ であった。これに対し
他の寸法が同じでコイル長さのみ３５０mm（Ｂ／Ｃ＝
０.６６ ）にしたものでは検出感度が０.９２ であり、
これに比べ本実施例の出力は２８％高感度である。また
本実施例のコイル長方向(Ｚ軸方向)の視野（検出感度が
中心値の１／２以上の範囲）は１９０mmであった。本実
施例ではＰＵＣは２ヵ所であるが、必要に応じて各ＰＵ
Ｃの対向する位置に第３，第４のＰＵＣを設けても良
い。この構成は、３Ｔ以上の高磁場ＭＲＩ装置のＲＦコ
イルの感度均一性や安定性の向上に有効である。
【００２４】本発明の第２の実施例について説明する。
本実施例が第１の実施例と異なる点は、コイル形状が矩
形柱状でなく楕円柱状であることと、その寸法が大きく
なったことである。即ち、長軸４０２の寸法（Ａ）は４
９３mm，短軸４０３の寸法（Ｂ）は３３０mm，長さ寸法
(Ｃ)は２５０mmである。扁平率Ａ／Ｂは１.４９ ，Ｂ／
Ｃは１.３２ ，Ａ／Ｃは１.９７ である。この時のＱＤ
コイルの検出感度は１.０５ であった。これに対しコイ
ル長さのみ４００mm（Ｂ／Ｃ＝０.８２５ ) にしたもの
の検出感度は０.９０ であり、本実施例の出力はこれに
比べ１７％高感度である。本実施例は基本的には送信
用，受信用どちらのＲＦコイルにも使用できる。また、
図示はしていないが公知のデカップリング回路を追加す
ることにより受信専用コイル、または送信専用コイルと
して動作させることができる。
本実施例が第１の実施例と異なる点は、コイル形状が矩
形柱状でなく楕円柱状であることと、その寸法が大きく
なったことである。即ち、長軸４０２の寸法（Ａ）は４
９３mm，短軸４０３の寸法（Ｂ）は３３０mm，長さ寸法
(Ｃ)は２５０mmである。扁平率Ａ／Ｂは１.４９ ，Ｂ／
Ｃは１.３２ ，Ａ／Ｃは１.９７ である。この時のＱＤ
コイルの検出感度は１.０５ であった。これに対しコイ
ル長さのみ４００mm（Ｂ／Ｃ＝０.８２５ ) にしたもの
の検出感度は０.９０ であり、本実施例の出力はこれに
比べ１７％高感度である。本実施例は基本的には送信
用，受信用どちらのＲＦコイルにも使用できる。また、
図示はしていないが公知のデカップリング回路を追加す
ることにより受信専用コイル、または送信専用コイルと
して動作させることができる。
【００２５】図３に第３の実施例を示す。本実施例の特
徴は第１の実施例のＲＦコイル３３が２個，コイル長さ
方向（Ｚ方向）に近接して配置してある点である。但
し、図３では各単位コイルの線状導電素子やコンデンサ
の記載は省略してある。両コイルの中心軸４０１はほぼ
一致しており、コイル間の磁気結合を低減する機構が付
加されている。磁気結合を低減する機構は、コイル端部
のオーバーラップによる方法や補助コイルを用いる方法
などが考えられる。本実施例では、磁気結合を低減する
機構として、８の字状の補助コイル４０２と４０３を矩
形柱状体の長軸方向（横方向）及び短軸方向（縦方向）
に平行な面に設置している。給受電ポートは第１の実施
例と同様にＰＵＣを用いた方式であるが、公知の容量結
合方式でも良い。信号の検出方法は公知のマルチプルコ
イルの信号検出方法を適用できる。即ち、まず各コイル
の２つの給受電ポート３３０７と３３０８の出力を互い
に位相が合うように調整してからアナログ的に合成し、
次にそれぞれの合成信号から各コイルで検出した画像を
計算する。次に各画像を別途計算した重み関数を用いて
結合する。
徴は第１の実施例のＲＦコイル３３が２個，コイル長さ
方向（Ｚ方向）に近接して配置してある点である。但
し、図３では各単位コイルの線状導電素子やコンデンサ
の記載は省略してある。両コイルの中心軸４０１はほぼ
一致しており、コイル間の磁気結合を低減する機構が付
加されている。磁気結合を低減する機構は、コイル端部
のオーバーラップによる方法や補助コイルを用いる方法
などが考えられる。本実施例では、磁気結合を低減する
機構として、８の字状の補助コイル４０２と４０３を矩
形柱状体の長軸方向（横方向）及び短軸方向（縦方向）
に平行な面に設置している。給受電ポートは第１の実施
例と同様にＰＵＣを用いた方式であるが、公知の容量結
合方式でも良い。信号の検出方法は公知のマルチプルコ
イルの信号検出方法を適用できる。即ち、まず各コイル
の２つの給受電ポート３３０７と３３０８の出力を互い
に位相が合うように調整してからアナログ的に合成し、
次にそれぞれの合成信号から各コイルで検出した画像を
計算する。次に各画像を別途計算した重み関数を用いて
結合する。
【００２６】このようにして得た合成画像から換算した
ＲＦコイルの等価的な検出感度は１.１８ であった。即
ち本実施例のＲＦコイルでは複合前のＲＦコイル（第１
の実施例）に比べ信号のＳ／Ｎは低下していない。一
方、コイル中心軸（Ｚ軸）方向の視野は、検出感度が中
心値の１／２になる範囲で示した場合、本実施例のＲＦ
コイルでは３４cmであった。従って、本実施例によれば
高感度を維持したままコイルの中心軸方向の視野を約２
倍に拡大できるという長所が得られる。なお、本実施例
で示した信号合成方法は一実施例であり、他に例えば信
号を全てデジタル的に処理する方法なども適用できる。
ＲＦコイルの等価的な検出感度は１.１８ であった。即
ち本実施例のＲＦコイルでは複合前のＲＦコイル（第１
の実施例）に比べ信号のＳ／Ｎは低下していない。一
方、コイル中心軸（Ｚ軸）方向の視野は、検出感度が中
心値の１／２になる範囲で示した場合、本実施例のＲＦ
コイルでは３４cmであった。従って、本実施例によれば
高感度を維持したままコイルの中心軸方向の視野を約２
倍に拡大できるという長所が得られる。なお、本実施例
で示した信号合成方法は一実施例であり、他に例えば信
号を全てデジタル的に処理する方法なども適用できる。
【００２７】図４に本発明の第４の実施例を示す。本実
施例が第１の実施例と異なる点は、環状導電素子３３０
３が単純な矩形ではなくＺ方向に折れ曲っており、その
結果実質的なコイル長さが長軸部分（横方向）と短軸部
分（縦方向）とで異なることである。図示の如く本実施
例では給受電ポートが短軸方向及び長軸方向に平行な面
に互いに直交して１組配置しており、それぞれ横方向
（Ｘ方向）の高周波磁場と縦方向（Ｙ方向）の高周波磁
場を検出するが、発明者らの検討によれば、横給受電ポ
ートと縦給受電ポートの最適コイル長さは互いに異なる
ことがわかった。本実施例はその知見をもとに、図２の
第１の実施例を変形させたものであり、縦，横方向につ
いてそれぞれの最適値にコイル長さを一致させてある。
具体的には、長軸の中央部分のコイル長さをＣ１とし、
短軸部分のコイル長さをＣとしたとき、Ｃ＞Ｃ１とす
る。Ｃ−Ｃ１＝０.２Ｃ 程度が適当な値であり、一例と
してＣ＝２０cm，Ｃ１＝１６cmとする。このときＣ＝Ｃ
１＝２０cmの場合（図２の如き例）に比べ約５％検出感
度が向上する。円柱状ＲＦコイルでは縦方向のコイル長
さを横方向のコイル長さより短くする方が高感度になる
ことが知られているが、本実施例のようにＲＦコイルの
扁平率が大きい場合には、横方向と縦方向との関係が逆
転していることがわかる。
施例が第１の実施例と異なる点は、環状導電素子３３０
３が単純な矩形ではなくＺ方向に折れ曲っており、その
結果実質的なコイル長さが長軸部分（横方向）と短軸部
分（縦方向）とで異なることである。図示の如く本実施
例では給受電ポートが短軸方向及び長軸方向に平行な面
に互いに直交して１組配置しており、それぞれ横方向
（Ｘ方向）の高周波磁場と縦方向（Ｙ方向）の高周波磁
場を検出するが、発明者らの検討によれば、横給受電ポ
ートと縦給受電ポートの最適コイル長さは互いに異なる
ことがわかった。本実施例はその知見をもとに、図２の
第１の実施例を変形させたものであり、縦，横方向につ
いてそれぞれの最適値にコイル長さを一致させてある。
具体的には、長軸の中央部分のコイル長さをＣ１とし、
短軸部分のコイル長さをＣとしたとき、Ｃ＞Ｃ１とす
る。Ｃ−Ｃ１＝０.２Ｃ 程度が適当な値であり、一例と
してＣ＝２０cm，Ｃ１＝１６cmとする。このときＣ＝Ｃ
１＝２０cmの場合（図２の如き例）に比べ約５％検出感
度が向上する。円柱状ＲＦコイルでは縦方向のコイル長
さを横方向のコイル長さより短くする方が高感度になる
ことが知られているが、本実施例のようにＲＦコイルの
扁平率が大きい場合には、横方向と縦方向との関係が逆
転していることがわかる。
【００２８】次に、第１の実施例のＲＦコイルの実施例
を図５に示す。図５はＺ軸に直交する断面である。ＲＦ
コイル３３の導電素子３３０２と３３０３，PUC3305 ，
3306はコイル支持体３３０１に固定されている。コイル
支持体３３０１は例えばガラスエポキシ製である。ＲＦ
コイル３３は上下に２分割できるようになっており、被
検体３６への装着は容易である。ＲＦコイルの分割部分
は公知の方法で接続可能である。具体的には、コイル支
持体３３０１と矩形環状導電素子３３０３は各々短軸
（縦方向）の２ヵ所で分割可能で、結合時には環状導電
素子３３０３は導電コネクタ５０１で接続され、コイル
支持体３３０１はガイド５０２とストッパー５０３で接
続される。導電素子の周囲は分割可能な保護カバー５０
４で保護される。本実装例は上記の他の実施例のＲＦコ
イルにも適用できる。
を図５に示す。図５はＺ軸に直交する断面である。ＲＦ
コイル３３の導電素子３３０２と３３０３，PUC3305 ，
3306はコイル支持体３３０１に固定されている。コイル
支持体３３０１は例えばガラスエポキシ製である。ＲＦ
コイル３３は上下に２分割できるようになっており、被
検体３６への装着は容易である。ＲＦコイルの分割部分
は公知の方法で接続可能である。具体的には、コイル支
持体３３０１と矩形環状導電素子３３０３は各々短軸
（縦方向）の２ヵ所で分割可能で、結合時には環状導電
素子３３０３は導電コネクタ５０１で接続され、コイル
支持体３３０１はガイド５０２とストッパー５０３で接
続される。導電素子の周囲は分割可能な保護カバー５０
４で保護される。本実装例は上記の他の実施例のＲＦコ
イルにも適用できる。
【００２９】上記の実施例では全身用ＲＦコイルとして
ハイパス型ＭＥＲを用いたが、共振用容量素子が線状導
電素子に直列に接続されたローパス型ＭＥＲや、共振用
容量素子が楕円状導電素子と線状導電素子の両方にそれ
ぞれ直列に接続されたバンドパス型ＭＥＲを用いること
も可能である。
ハイパス型ＭＥＲを用いたが、共振用容量素子が線状導
電素子に直列に接続されたローパス型ＭＥＲや、共振用
容量素子が楕円状導電素子と線状導電素子の両方にそれ
ぞれ直列に接続されたバンドパス型ＭＥＲを用いること
も可能である。
【００３０】さらに、上記に実施例では０.５Ｔ 用２１
ＭＨｚのＲＦコイルを示したが、他の磁場強度，周波数
のＲＦコイルにも適用できる。例えば１.０Ｔ ，１.５
Ｔ のプロトン用ＲＦコイルでは共鳴周波数が４２ＭＨ
ｚ，６４ＭＨｚとより高くなる。これらの例では被検体
の影響がより大きくなるため、本発明の効果はより顕著
になる。
ＭＨｚのＲＦコイルを示したが、他の磁場強度，周波数
のＲＦコイルにも適用できる。例えば１.０Ｔ ，１.５
Ｔ のプロトン用ＲＦコイルでは共鳴周波数が４２ＭＨ
ｚ，６４ＭＨｚとより高くなる。これらの例では被検体
の影響がより大きくなるため、本発明の効果はより顕著
になる。
【００３１】
【発明の効果】本発明によれば、楕円柱状ＲＦコイル，
矩形柱状ＲＦコイルなどの扁平中空柱状ＲＦコイルの形
状が楕円柱状の被検体に対し最適化されるので、コイル
の検出感度が向上し、良好なＭＲ画像が得られる等の効
果がある。
矩形柱状ＲＦコイルなどの扁平中空柱状ＲＦコイルの形
状が楕円柱状の被検体に対し最適化されるので、コイル
の検出感度が向上し、良好なＭＲ画像が得られる等の効
果がある。
【図１】本発明の実施例のコイル長さと検出感度の関
係。
係。
【図２】本発明の第１の実施例をＲＦコイルの斜視図。
【図３】本発明の第３の実施例のＲＦコイルの斜視図。
【図４】本発明の第４の実施例をＲＦコイルの斜視図。
【図５】本発明のＲＦコイルの実装例を示す斜視図。
【図６】本発明が適用されるＭＲＩ装置の構成を示すブ
ロック図。
ロック図。
【図７】従来の柱状ＲＦコイルを示す斜視図。
３３ ＲＦコイル ３３０１ コイル支持体 ３３０２ 線状導電素子 ３３０３ 環状導電素子 ３３０４ 共振用容量素子 ３３０５，３３０６ ピックアップコイル（ＰＵＣ） ３３０７，３３０８ 給受電ポート ４０２，４０３ 補助コイル ５０１ 導電コネクタ ５０２ ガイド ５０３ ストッパー ５０４ 保護カバー Ａ 長軸寸法 Ｂ 短軸寸法 Ｃ，Ｃ１ コイル長ささ寸法
───────────────────────────────────────────────────── 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 9307−2Ｇ Ｇ０１Ｒ 33/22
Claims (7)
- 【請求項１】扁平中空柱状の核磁気共鳴装置用高周波コ
イルにおいて、柱状体の端部に取付けられた１組の扁平
環状導電素子と、該扁平環状導電素子間を接続する複数
のほぼ平行に配列された線状導電素子と、１個以上の導
電素子に直列に挿入された共振用容量素子と、高周波コ
イルを高周波回路に結合するための複数の給受電ポート
とからなり、少なくとも１組の前記給受電ポートから出
力される高周波信号の位相差がほぼ９０度であり、扁平
環状導電素子の長軸寸法Ａと短軸寸法Ｂとの比Ａ／Ｂが
１.３ 以上２以下で、かつ前記短軸寸法Ｂとコイル長さ
寸法Ｃとの比Ｂ／Ｃが０.９ 以上であることを特徴とす
る核磁気共鳴装置用高周波コイル。 - 【請求項２】請求項１記載の核磁気共鳴装置用高周波コ
イルにおいて、扁平環状導電素子の短軸寸法Ｂとコイル
長さ寸法Ｃとの比が０.９≦Ｂ／Ｃ≦２ であることを特
徴とする核磁気共鳴装置用高周波コイル。 - 【請求項３】請求項１または２記載の核磁気共鳴装置用
高周波コイルを複数個その中心軸がほぼ一致するように
して、その軸方向に近接して配置し、各コイル間の磁気
結合を低減する機構を付加したことを特徴とする核磁気
共鳴装置用高周波コイル。 - 【請求項４】請求項１，２または３記載の核磁気共鳴装
置用高周波コイルにおいて、前記高周波コイルの共振用
容量素子は前記扁平環状導電素子に挿入されていること
を特徴とする核磁気共鳴装置用高周波コイル。 - 【請求項５】請求項１，２または３記載の核磁気共鳴装
置用高周波コイルにおいて、前記高周波コイルを高周波
回路に結合するための給受電ポートが前記高周波コイル
と磁気結合したピックアップコイルと、ピックアップコ
イルに付帯した高周波給受電ポートとからなることを特
徴とする核磁気共鳴装置用高周波コイル。 - 【請求項６】請求項１または２記載の核磁気共鳴装置用
高周波コイルにおいて、前記給受電ポートが長軸に平行
な面と短軸に平行な面にあり、前記高周波コイルの長軸
の中央部分のコイル長Ｃ１が短軸部分のコイル長Ｃより
短いことを特徴とする核磁気共鳴装置用高周波コイル。 - 【請求項７】請求項１，２または３記載の核磁気共鳴装
置用高周波コイルにおいて、前記高周波コイルがその短
軸部分で分割可能であることを特徴とする核磁気共鳴装
置用高周波コイル。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6266051A JPH08103428A (ja) | 1994-10-06 | 1994-10-06 | 核磁気共鳴装置用高周波コイル |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6266051A JPH08103428A (ja) | 1994-10-06 | 1994-10-06 | 核磁気共鳴装置用高周波コイル |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08103428A true JPH08103428A (ja) | 1996-04-23 |
Family
ID=17425707
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP6266051A Pending JPH08103428A (ja) | 1994-10-06 | 1994-10-06 | 核磁気共鳴装置用高周波コイル |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH08103428A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008532609A (ja) * | 2005-03-10 | 2008-08-21 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 超短ｍｒｉボディコイル |
-
1994
- 1994-10-06 JP JP6266051A patent/JPH08103428A/ja active Pending
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008532609A (ja) * | 2005-03-10 | 2008-08-21 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 超短ｍｒｉボディコイル |
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