JPH08173400A - 形状可変ｍｒｉコイル - Google Patents
形状可変ｍｒｉコイルInfo
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Abstract
(57)【要約】
【課題】ＭＲＩ装置の信号雑音比を向上し、解像力を改
良し、さらに患者への負担と、診療所の負担を軽減す
る。 【解決手段】無線周波数を照射された検査物体が核磁気
共鳴により放射する信号を受信するアンテナコイル２、
３、４は、互いに相対的に可動で平行な第１および第２
の板６、７上に設置された少なくとも２つのアンテナコ
イル３、４と平行板６、７に対して横方向に固定された
板５上に設置された固定されたコイル２とから構成され
る。さらに、同調およびインピ−ダンス整合回路２８〜
３７が固定板５上に搭載され、この回路は、固定コイル
２と可動コイル３、４のインピ−ダンスと、アンテナか
ら無線周波数エネルギ−を伝送する伝送線のインピ−ダ
ンスとを整合する。
良し、さらに患者への負担と、診療所の負担を軽減す
る。 【解決手段】無線周波数を照射された検査物体が核磁気
共鳴により放射する信号を受信するアンテナコイル２、
３、４は、互いに相対的に可動で平行な第１および第２
の板６、７上に設置された少なくとも２つのアンテナコ
イル３、４と平行板６、７に対して横方向に固定された
板５上に設置された固定されたコイル２とから構成され
る。さらに、同調およびインピ−ダンス整合回路２８〜
３７が固定板５上に搭載され、この回路は、固定コイル
２と可動コイル３、４のインピ−ダンスと、アンテナか
ら無線周波数エネルギ−を伝送する伝送線のインピ−ダ
ンスとを整合する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴画像（Ｍ
ＲＩ）装置に係わり、特に人間の手足等を表示するため
のＭＲＩ装置に関する。
ＲＩ）装置に係わり、特に人間の手足等を表示するため
のＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】磁気共鳴画像（ＭＲＩ）は生物または無
生物の物体を空間的に変化する磁界の中に置き、その物
体の核磁気共鳴を誘発する周波数の電磁波パルスを照射
し、その時に得られるスペクトルを結合して、物体の断
面図を形成する技術として知られる。ＭＲＩは、特に医
学および獣医学上の応用に有益である。なぜなら、生物
の組織は多量の水素原子を含み、水素原子核は無線周波
数に共鳴するからである。このように、一般にＭＲＩ装
置は、他の磁界中におかれた物体に無線周波数（ＲＦ）
の電磁界を照射し、次に物体内に誘発された核磁気共鳴
を検知しこれを処理することにより画像を得る。
生物の物体を空間的に変化する磁界の中に置き、その物
体の核磁気共鳴を誘発する周波数の電磁波パルスを照射
し、その時に得られるスペクトルを結合して、物体の断
面図を形成する技術として知られる。ＭＲＩは、特に医
学および獣医学上の応用に有益である。なぜなら、生物
の組織は多量の水素原子を含み、水素原子核は無線周波
数に共鳴するからである。このように、一般にＭＲＩ装
置は、他の磁界中におかれた物体に無線周波数（ＲＦ）
の電磁界を照射し、次に物体内に誘発された核磁気共鳴
を検知しこれを処理することにより画像を得る。
【０００３】磁気モ−メントを有する原子核は、その位
置における磁界の方向と磁気モ−メントの方向を揃えよ
うとする傾向がある。このため、人体の組織等の物体が
静磁界中に置かれた場合には、組織中の各陽子（水素原
子の原子核）の磁気モ−メントがこの偏光した磁界に倣
おうとして、陽子が磁界の方向の回りを固有の角周波数
で歳差運動を行う。この角周波数は、一般にラモア周波
数と呼ばれ、磁界の強さと、原子核種に固有の特性に依
存する。偏光した磁界の中では、陽子の向きは、陽子の
スピン角モ−メントを説明する２つの可能なエネルギ−
状態のうちのどちらかをとる。古典的には、陽子は歳差
運動を行う。すなわち、各陽子の回転軸は一般に円錐を
描き、印加された偏光磁界の方向に対してある角度傾い
ている。陽子の回転の位相は、本質的にランダムである
ため、正味の巨視的な磁気モ−メントは偏光磁界の方向
に形成され、垂直面および断面上ではランダムな方向を
向いた磁界成分が互いに相殺されてしまう。
置における磁界の方向と磁気モ−メントの方向を揃えよ
うとする傾向がある。このため、人体の組織等の物体が
静磁界中に置かれた場合には、組織中の各陽子（水素原
子の原子核）の磁気モ−メントがこの偏光した磁界に倣
おうとして、陽子が磁界の方向の回りを固有の角周波数
で歳差運動を行う。この角周波数は、一般にラモア周波
数と呼ばれ、磁界の強さと、原子核種に固有の特性に依
存する。偏光した磁界の中では、陽子の向きは、陽子の
スピン角モ−メントを説明する２つの可能なエネルギ−
状態のうちのどちらかをとる。古典的には、陽子は歳差
運動を行う。すなわち、各陽子の回転軸は一般に円錐を
描き、印加された偏光磁界の方向に対してある角度傾い
ている。陽子の回転の位相は、本質的にランダムである
ため、正味の巨視的な磁気モ−メントは偏光磁界の方向
に形成され、垂直面および断面上ではランダムな方向を
向いた磁界成分が互いに相殺されてしまう。
【０００４】偏光磁界を横切る方向にラモア周波数また
はラモア周波数に近い周波数のＲＦ電磁波パルスを組織
または物体に照射した場合、配列した正味の磁気モ−メ
ントはこの断面上に回転または傾斜して、この断面上に
正味のラモア周波数またはラモア周波数に近い周波数の
磁気モ−メントを形成する。この時、歳差運動をする陽
子は、もはや位相がランダムではなく、単一な位相方向
を有する。正味の磁気モ−メントが傾いた角度と、正味
の磁気モ−メントの断面方向の大きさは、ＲＦ電磁波パ
ルスの照射時間と照射量に依存する。
はラモア周波数に近い周波数のＲＦ電磁波パルスを組織
または物体に照射した場合、配列した正味の磁気モ−メ
ントはこの断面上に回転または傾斜して、この断面上に
正味のラモア周波数またはラモア周波数に近い周波数の
磁気モ−メントを形成する。この時、歳差運動をする陽
子は、もはや位相がランダムではなく、単一な位相方向
を有する。正味の磁気モ−メントが傾いた角度と、正味
の磁気モ−メントの断面方向の大きさは、ＲＦ電磁波パ
ルスの照射時間と照射量に依存する。
【０００５】電磁波パルスの照射を終了すると、陽子は
再び磁界の偏光方向に向く。この結果として生じた磁気
モ−メントの変化は測定可能であり、陽子の再配向によ
り放射された電磁波の大きさは、写し出される組織の陽
子の密度とその緩和時間（陽子が磁界の偏光方向に再配
向するために要する時間）に関係する。この陽子の数
が、人体では物体（ほとんどの場合Ｈ2 Ｏ）の密度を示
す指示薬となる。磁気モ−メントの緩和により放射され
た電磁波は，連続的な組織の画像の受信と処理が可能な
位置に設置されたアンテナに、電流またはファラデ−の
法則による電磁誘起力（ＥＭＦ：electro-motive forc
e）信号を誘発する。
再び磁界の偏光方向に向く。この結果として生じた磁気
モ−メントの変化は測定可能であり、陽子の再配向によ
り放射された電磁波の大きさは、写し出される組織の陽
子の密度とその緩和時間（陽子が磁界の偏光方向に再配
向するために要する時間）に関係する。この陽子の数
が、人体では物体（ほとんどの場合Ｈ2 Ｏ）の密度を示
す指示薬となる。磁気モ−メントの緩和により放射され
た電磁波は，連続的な組織の画像の受信と処理が可能な
位置に設置されたアンテナに、電流またはファラデ−の
法則による電磁誘起力（ＥＭＦ：electro-motive forc
e）信号を誘発する。
【０００６】種々な受信アンテナまたはコイルがＭＲＩ
装置のために設計されてきた。最も一般的に使用されて
いるアンテナは、検査される患者の身体をすべて覆う大
きさを有する標準サイズの全人体コイルである。患者
は、管状の部材、またはコイルを支持し患者を検査の間
動かないように固定するトンネルの中に置かれる。この
ような設置はしばしば不都合を生じる。第１に、標準サ
イズでは、コイルと患者の像映部分の間に非常に大きい
空間領域が存在してしまう。患者の像映部分は、コイル
の容積に対してわずかな部分となるため、信号雑音比が
低下して、画像の品質が低下してしまう。第２に、コイ
ルは共鳴信号を対象部分に比べて非常に広い領域から受
信し、無関係な情報も感知するため、空間的な解像力が
低減し、処理に用いられる２次元または３次元のフ−リ
エ変換法による画像のむらが増大する。第３に、コイル
の外形は、生成されるＲＦ電磁界の効率または品質およ
び均一性に関して、最適なものではない。第４に、多く
の人、特に閉所恐怖症の傾向を有する者、にとって、非
常に長い時間このような管の中に置かれることは快いも
のではない。
装置のために設計されてきた。最も一般的に使用されて
いるアンテナは、検査される患者の身体をすべて覆う大
きさを有する標準サイズの全人体コイルである。患者
は、管状の部材、またはコイルを支持し患者を検査の間
動かないように固定するトンネルの中に置かれる。この
ような設置はしばしば不都合を生じる。第１に、標準サ
イズでは、コイルと患者の像映部分の間に非常に大きい
空間領域が存在してしまう。患者の像映部分は、コイル
の容積に対してわずかな部分となるため、信号雑音比が
低下して、画像の品質が低下してしまう。第２に、コイ
ルは共鳴信号を対象部分に比べて非常に広い領域から受
信し、無関係な情報も感知するため、空間的な解像力が
低減し、処理に用いられる２次元または３次元のフ−リ
エ変換法による画像のむらが増大する。第３に、コイル
の外形は、生成されるＲＦ電磁界の効率または品質およ
び均一性に関して、最適なものではない。第４に、多く
の人、特に閉所恐怖症の傾向を有する者、にとって、非
常に長い時間このような管の中に置かれることは快いも
のではない。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】このように、従来のＭ
ＲＩ装置の標準サイズの全人体コイルでは、信号雑音比
の低下、解像力の劣化、さらに患者への負担といった問
題があった。
ＲＩ装置の標準サイズの全人体コイルでは、信号雑音比
の低下、解像力の劣化、さらに患者への負担といった問
題があった。
【０００８】本発明の目的は、特に、標準サイズの全人
体コイルを使用した従来のＭＲＩ装置では画像を得るこ
とが非常に困難であった、例えば、しかしこれに限定さ
れるものではないが、手、腕、肘、膝、踵、足等の人体
の手足の磁気共鳴画像の信号−雑音比を改良することの
できるＭＲＩ装置を提供することである。さらに、本発
明によるＭＲＩ装置は、患者が検査の間、通常の横たわ
った姿勢をとることを可能にすることにより、検査中の
患者の不快感を低減しようというものである。
体コイルを使用した従来のＭＲＩ装置では画像を得るこ
とが非常に困難であった、例えば、しかしこれに限定さ
れるものではないが、手、腕、肘、膝、踵、足等の人体
の手足の磁気共鳴画像の信号−雑音比を改良することの
できるＭＲＩ装置を提供することである。さらに、本発
明によるＭＲＩ装置は、患者が検査の間、通常の横たわ
った姿勢をとることを可能にすることにより、検査中の
患者の不快感を低減しようというものである。
【０００９】さらに、本発明の目的は、上記の効果を有
し、かつ、患者のさまざまな異なる手足の画像を得るた
めにただ１つのコイルしか必要としないＭＲＩ画像コイ
ルを提供することである。このように、ＭＲＩ診療所に
備えるべきコイルの数を減らすことにより、経済的負担
等の様々な負担を低減しようとするものである。
し、かつ、患者のさまざまな異なる手足の画像を得るた
めにただ１つのコイルしか必要としないＭＲＩ画像コイ
ルを提供することである。このように、ＭＲＩ診療所に
備えるべきコイルの数を減らすことにより、経済的負担
等の様々な負担を低減しようとするものである。
【００１０】
【課題を解決するための手段】上記課題を解決し目的を
達成するために、本発明によるＭＲＩコイルは、単一の
固定された水平方向のコイルと、作業者が自由に設置可
能な可動の垂直方向のコイル対とにより構成される可変
形状のコイルであることを特徴とする。このコイルは電
気マトリックスにより相互に接続され、マルチモ−ドシ
ステムを構成する。このコイルマトリックスは、作業者
が設定することができ、信号性能を最適化するように、
垂直方向のコイル対または水平方向のコイルを、単独で
機能させたり、または、２次元的に結合する（垂直に水
平を加える、または水平に垂直を加える）ことができる
ものである。さらに、作業前の臨床での調整をなくすた
めに、コイルの同調の鋭さ（Ｑ値）を低減するようにコ
イルに負荷を加え、Ｑ値の低減に伴う信号損失は前置増
幅器を組み込むことにより相殺することを特徴とする。
達成するために、本発明によるＭＲＩコイルは、単一の
固定された水平方向のコイルと、作業者が自由に設置可
能な可動の垂直方向のコイル対とにより構成される可変
形状のコイルであることを特徴とする。このコイルは電
気マトリックスにより相互に接続され、マルチモ−ドシ
ステムを構成する。このコイルマトリックスは、作業者
が設定することができ、信号性能を最適化するように、
垂直方向のコイル対または水平方向のコイルを、単独で
機能させたり、または、２次元的に結合する（垂直に水
平を加える、または水平に垂直を加える）ことができる
ものである。さらに、作業前の臨床での調整をなくすた
めに、コイルの同調の鋭さ（Ｑ値）を低減するようにコ
イルに負荷を加え、Ｑ値の低減に伴う信号損失は前置増
幅器を組み込むことにより相殺することを特徴とする。
【００１１】
【発明の実施の形態】以下、本発明の実施の形態につい
て図面を参照して説明する。
て図面を参照して説明する。
【００１２】図１に示すように、本発明による形状可変
ＭＲＩコイルは、固定された水平コイル２と２つの可動
な垂直コイル３、４を具備する。垂直コイルは、図１に
矢印Ａで示すように、固定された水平コイルの主軸に対
して横方向に移動可能である。このため、手、腕、肘、
膝、踵、足等の人体の手足に合わせて、異なる大きさを
提供することができる。使用時には、固定された水平コ
イルの上で可動の垂直コイルの間に手足を置き、垂直コ
イルを矢印Ａで示すように互いに接近させたり遠ざける
ことによりその位置を調整して、手足に合わせる。
ＭＲＩコイルは、固定された水平コイル２と２つの可動
な垂直コイル３、４を具備する。垂直コイルは、図１に
矢印Ａで示すように、固定された水平コイルの主軸に対
して横方向に移動可能である。このため、手、腕、肘、
膝、踵、足等の人体の手足に合わせて、異なる大きさを
提供することができる。使用時には、固定された水平コ
イルの上で可動の垂直コイルの間に手足を置き、垂直コ
イルを矢印Ａで示すように互いに接近させたり遠ざける
ことによりその位置を調整して、手足に合わせる。
【００１３】アンテナコイルは、診断中物体の解剖領域
の両側の平行板に設置される。図示していないが、本出
願人の別出願の米国特許明細書に開示されたものと同様
の寝台を用いて、手足が動かないようにすることができ
る。垂直コイルの方向により共鳴信号がバイアスされな
いように、２つの垂直コイルの平行度を得ることが重要
である。前記出願中の明細書に記載されているような固
定されたコイルは，低い信号雑音比、空間解像度の劣
化、画像のむらの上昇を含む、従来のＭＲＩ装置の多く
の問題点を解決する。一方、ここで述べる可動コイルを
有する構造により、前記出願中の明細書に具体的に述べ
られた寝台を用いた解決方法を、さらに最適化できると
いうことは当業者にとって明らかである。
の両側の平行板に設置される。図示していないが、本出
願人の別出願の米国特許明細書に開示されたものと同様
の寝台を用いて、手足が動かないようにすることができ
る。垂直コイルの方向により共鳴信号がバイアスされな
いように、２つの垂直コイルの平行度を得ることが重要
である。前記出願中の明細書に記載されているような固
定されたコイルは，低い信号雑音比、空間解像度の劣
化、画像のむらの上昇を含む、従来のＭＲＩ装置の多く
の問題点を解決する。一方、ここで述べる可動コイルを
有する構造により、前記出願中の明細書に具体的に述べ
られた寝台を用いた解決方法を、さらに最適化できると
いうことは当業者にとって明らかである。
【００１４】図２に示す回路により、無線周波数の電磁
エネルギ−がＭＲＩ装置のアンテナから受信装置（図示
せず）に伝送するように、コイルの同調とインピ−ダン
スの整合を行う。この回路は、形状可変ＭＲＩコイルシ
ステムと主受信器とを連結するために必要なすべての回
路素子を含んでいる。
エネルギ−がＭＲＩ装置のアンテナから受信装置（図示
せず）に伝送するように、コイルの同調とインピ−ダン
スの整合を行う。この回路は、形状可変ＭＲＩコイルシ
ステムと主受信器とを連結するために必要なすべての回
路素子を含んでいる。
【００１５】２つのアンテナコイル３、４は、左右対称
に平行な独立した板６、７上にそれぞれ設置される。固
定されたコイル２と、コイルマトリックス回路は、さら
に板５上に設置される。この板５は、制御バスまたはＭ
ＲＩ受信システムからのケ−ブル１を受けるための接続
ポ−ト（図示せず）を具備している。ＭＲＩ装置より発
生する磁界と干渉しないように、すべての回路素子は、
非磁性材料により形成されることが望ましい。
に平行な独立した板６、７上にそれぞれ設置される。固
定されたコイル２と、コイルマトリックス回路は、さら
に板５上に設置される。この板５は、制御バスまたはＭ
ＲＩ受信システムからのケ−ブル１を受けるための接続
ポ−ト（図示せず）を具備している。ＭＲＩ装置より発
生する磁界と干渉しないように、すべての回路素子は、
非磁性材料により形成されることが望ましい。
【００１６】アンテナコイルは、ＭＲＩのＲＦ電磁波に
より誘起された主磁界に対して受信モ−ドでのみ機能す
る。３つのコイルは、良く知られた通常の技術により製
造される。例えば、通常のエッチング技術により回路基
板上に矩形コイル構造に０．５インチ幅の銅線を形成
し、この回路基板を直接板５、６、７とするか、あるい
は板５、６、７上に搭載し、銅の酸化を防止するため
に、銅線を錫でメッキする。
より誘起された主磁界に対して受信モ−ドでのみ機能す
る。３つのコイルは、良く知られた通常の技術により製
造される。例えば、通常のエッチング技術により回路基
板上に矩形コイル構造に０．５インチ幅の銅線を形成
し、この回路基板を直接板５、６、７とするか、あるい
は板５、６、７上に搭載し、銅の酸化を防止するため
に、銅線を錫でメッキする。
【００１７】コイルの同調とインピ−ダンスを整合する
回路は、コイルのインピ−ダンスをリアクタンス変換す
る並列キャパシタ１２、１３と、固定された板５上の回
路へ信号を伝達するためにあらかじめ設定された値に単
位リアクタンスを変換する直列キャパシタ対１４、１５
と、受動クランプ回路１６、１７と、インダクタ１８、
１９と、さらに直列キャパシタ２０、２１により構成さ
れる。それぞれのキャパシタ対は、調整キャパシタ２
２、２３と並列に接続された固定キャパシタ２４、２５
を具備する。直列キャパシタおよび並列キャパシタ１
２、１４および１３、１５は、単一キャパシタ２０、２
１とともに動作し、これらにより、同調およびインピ−
ダンス整合回路の周波数を共鳴周波数に同調し、この回
路のインピ−ダンスをＭＲＩ受信器システムとＭＲＩ装
置を接続する伝送線のインピ−ダンスに整合する。同調
およびインピ−ダンス整合回路に接続される伝送線は、
例えば、５０オ−ムのインピ−ダンスを有する同軸線３
７を支持する標準ＢＮＣコネクタを使用することができ
る。受動クランプ回路は、各々のコイルにつき、好まし
くは並列キャパシタ対と直列キャパシタ対の間に回路を
横断するように並列に接続されたダイオ−ド対を有する
１６、１７により構成される。これは、ＭＲＩが励起中
に誘発される信号により電圧が上昇することを防止する
ためのものである。
回路は、コイルのインピ−ダンスをリアクタンス変換す
る並列キャパシタ１２、１３と、固定された板５上の回
路へ信号を伝達するためにあらかじめ設定された値に単
位リアクタンスを変換する直列キャパシタ対１４、１５
と、受動クランプ回路１６、１７と、インダクタ１８、
１９と、さらに直列キャパシタ２０、２１により構成さ
れる。それぞれのキャパシタ対は、調整キャパシタ２
２、２３と並列に接続された固定キャパシタ２４、２５
を具備する。直列キャパシタおよび並列キャパシタ１
２、１４および１３、１５は、単一キャパシタ２０、２
１とともに動作し、これらにより、同調およびインピ−
ダンス整合回路の周波数を共鳴周波数に同調し、この回
路のインピ−ダンスをＭＲＩ受信器システムとＭＲＩ装
置を接続する伝送線のインピ−ダンスに整合する。同調
およびインピ−ダンス整合回路に接続される伝送線は、
例えば、５０オ−ムのインピ−ダンスを有する同軸線３
７を支持する標準ＢＮＣコネクタを使用することができ
る。受動クランプ回路は、各々のコイルにつき、好まし
くは並列キャパシタ対と直列キャパシタ対の間に回路を
横断するように並列に接続されたダイオ−ド対を有する
１６、１７により構成される。これは、ＭＲＩが励起中
に誘発される信号により電圧が上昇することを防止する
ためのものである。
【００１８】当業者には明らかなように、上述の同調お
よびインピ−ダンス整合回路は、高いＱ値を有するよう
に設計されるため、バンド幅が小さい。これにより、整
合が困難で、素子の変更に対して、寛容ではない。この
問題を解決し、コイルの位置を変更するたびに臨床にお
いて調整する必要をなくするために、例えば、抵抗３
８、３９、４０を追加することによりＱ値を低減するこ
とが可能である。回路のＱ値を低減すると、バンド幅が
広くなるため、整合性は改良される。しかし、このよう
な回路は伝達損失が大きくなるため、Ｑ値の低下による
効果と、伝達損失および信号雑音比の低下とを比較する
必要がある。この信号雑音比の低下は、可動コイルを使
用した場合に、コイルの空間的な状態から影響を受け
る。
よびインピ−ダンス整合回路は、高いＱ値を有するよう
に設計されるため、バンド幅が小さい。これにより、整
合が困難で、素子の変更に対して、寛容ではない。この
問題を解決し、コイルの位置を変更するたびに臨床にお
いて調整する必要をなくするために、例えば、抵抗３
８、３９、４０を追加することによりＱ値を低減するこ
とが可能である。回路のＱ値を低減すると、バンド幅が
広くなるため、整合性は改良される。しかし、このよう
な回路は伝達損失が大きくなるため、Ｑ値の低下による
効果と、伝達損失および信号雑音比の低下とを比較する
必要がある。この信号雑音比の低下は、可動コイルを使
用した場合に、コイルの空間的な状態から影響を受け
る。
【００１９】このシステムは、制御バス１１と直角位相
結合器５０とに接続された電気マトリックス２８を具備
する。電気マトリックス２８は、信号性能を最適化する
ように、垂直方向のコイル対または水平方向のコイル
を、単独で動作させたり、または、２次元的に結合する
ことができる。作業前の臨床における調整が不要となる
ように、コイルに抵抗負荷を加えて同調の鋭さ（Ｑ値）
を低減させる場合には、ｒｆ増幅器３２と、分離用キャ
パシタ３３、３４、抵抗３５およびインダクタ３６を介
する電力供給源により構成される集積前置増幅器信号出
力回路３１を信号出力端子３７と２次結合器２の間に組
み込むことができる。
結合器５０とに接続された電気マトリックス２８を具備
する。電気マトリックス２８は、信号性能を最適化する
ように、垂直方向のコイル対または水平方向のコイル
を、単独で動作させたり、または、２次元的に結合する
ことができる。作業前の臨床における調整が不要となる
ように、コイルに抵抗負荷を加えて同調の鋭さ（Ｑ値）
を低減させる場合には、ｒｆ増幅器３２と、分離用キャ
パシタ３３、３４、抵抗３５およびインダクタ３６を介
する電力供給源により構成される集積前置増幅器信号出
力回路３１を信号出力端子３７と２次結合器２の間に組
み込むことができる。
【００２０】以上、本発明の好ましい形態について述べ
たが、本発明の要旨に従い、種々の変更が可能である。
すなわち、上述の説明と図は、発明の限定として解釈さ
れるものではなく、特許請求の範囲の参考とみなされる
ものである。
たが、本発明の要旨に従い、種々の変更が可能である。
すなわち、上述の説明と図は、発明の限定として解釈さ
れるものではなく、特許請求の範囲の参考とみなされる
ものである。
【００２１】
【発明の効果】このように、本発明によるＭＲＩ装置の
形状可変コイルでは、信号雑音比を向上し、解像力を改
良し、さらに患者への負担を軽減することができる。
形状可変コイルでは、信号雑音比を向上し、解像力を改
良し、さらに患者への負担を軽減することができる。
【００２２】さらに、本発明によるＭＲＩ装置の形状可
変コイルでは、１つのコイルによりさまざまな検査を行
うことができるため、診療所の経済的、論理的負担を低
減することができる。
変コイルでは、１つのコイルによりさまざまな検査を行
うことができるため、診療所の経済的、論理的負担を低
減することができる。
【図１】本発明による形状可変ＭＲＩコイルの透視図。
【図２】図１に示すＭＲＩコイルの相互接続のためのマ
ルチモ−ド信号マトリックス回路を示す回路図。
ルチモ−ド信号マトリックス回路を示す回路図。
１…形状可変コイル組、２…固定コイル、３、４…可動
コイル、５…固定板、６、７…可動板、２８…電気マト
リックス、５０…直角位相結合器。
コイル、５…固定板、６、７…可動板、２８…電気マト
リックス、５０…直角位相結合器。
Claims (6)
- 【請求項１】 アンテナ手段と同調およびインピ−ダン
ス整合手段とを具備し、前記アンテナ手段は、無線周波
数を励起する磁気装置により誘起される核磁気共鳴を表
す信号を受信し、互いに相対的に可動で平行な第１およ
び第２の板上に設置された少なくとも２つのアンテナコ
イルと前記平行板に対して横断方向に固定された板上に
設置された固定されたコイルとから構成され、前記同調
およびインピ−ダンス整合手段は、前記固定コイルと可
動コイルのインピ−ダンスを前記アンテナからＭＲＩ受
信器へ前記アンテナから無線周波数エネルギ−を伝送す
る伝送線のインピ−ダンスと整合するために固定板上に
設置されていることを特徴とする磁気共鳴画像コイル装
置。 - 【請求項２】 前記同調およびインピ−ダンス整合回路
のＱ値を低減するためのインピ−ダンス負荷手段と、Ｑ
値の低減による信号レベルの低下を相殺するために信号
レベルを増大する組込まれた増幅器とを具備する請求項
１記載の磁気共鳴画像コイル装置。 - 【請求項３】 固定板上に設置され、前記可動コイルお
よび固定コイルを同時または別個に使用する機能を有す
るマルチモ−ド信号マトリックス回路を具備する請求項
１記載の磁気共鳴画像コイル装置。 - 【請求項４】 前記同調およびインピ−ダンス整合回路
は、可動コイルに並列に接続された並列キャパシタと、
可動コイルのインピ−ダンスを単位リアクタンスに変換
するマトリックス回路に接続された伝送線と、前記マト
リックス回路に伝送するようにあらかじめ設定された値
に単位リアクタンスを変換する直列に接続されたキャパ
シタとにより構成され、前記並列キャパシタと直列接続
のキャパシタはそれぞれ、少なくとも１つの可変キャパ
シタを有する請求項３記載の磁気共鳴画像コイル装置。 - 【請求項５】 前記インピ−ダンス負荷手段は、対応す
るコイルに直列に接続された抵抗から構成される請求項
２記載の磁気共鳴画像コイル装置。 - 【請求項６】 前記３つのアンテナコイルは、プリント
基板上に方形コイル形状で構成されている請求項１記載
の磁気共鳴画像コイル装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US294507 | 1994-08-23 | ||
| US08/294,507 US5502387A (en) | 1994-08-23 | 1994-08-23 | Variable geometry MRI coil |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08173400A true JPH08173400A (ja) | 1996-07-09 |
Family
ID=23133736
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP7215048A Pending JPH08173400A (ja) | 1994-08-23 | 1995-08-23 | 形状可変ｍｒｉコイル |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5502387A (ja) |
| EP (1) | EP0698796A1 (ja) |
| JP (1) | JPH08173400A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006162258A (ja) * | 2004-12-02 | 2006-06-22 | Hitachi Ltd | 核磁気共鳴プローブコイル |
| JP2006162450A (ja) * | 2004-12-08 | 2006-06-22 | Hitachi Ltd | Ｎｍｒ装置およびｎｍｒ計測用プローブ |
| JP2007171086A (ja) * | 2005-12-26 | 2007-07-05 | Hitachi Ltd | Ｎｍｒ装置およびｎｍｒ計測用プローブ |
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|---|---|---|---|---|
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| DE19528260A1 (de) * | 1995-08-01 | 1997-02-06 | Siemens Ag | Mammographie-Antenne für Magnetresonanzuntersuchungen |
| JP3562902B2 (ja) * | 1996-04-26 | 2004-09-08 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置用ｒｆプローブ |
| US5935065A (en) * | 1997-06-27 | 1999-08-10 | Panacea Medical Laboratories | MRI system with peripheral access and inhomogeneous field |
| DE19814674A1 (de) * | 1998-04-01 | 1999-10-07 | Gsf Forschungszentrum Umwelt | Anordnung zur Untersuchung von Objekten |
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1995
- 1995-08-22 EP EP95113182A patent/EP0698796A1/en not_active Withdrawn
- 1995-08-23 JP JP7215048A patent/JPH08173400A/ja active Pending
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Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
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| EP0698796A1 (en) | 1996-02-28 |
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