JPH08280652A - Ｍｒｉ用平面型コイル - Google Patents
Ｍｒｉ用平面型コイルInfo
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- JPH08280652A JPH08280652A JP7095403A JP9540395A JPH08280652A JP H08280652 A JPH08280652 A JP H08280652A JP 7095403 A JP7095403 A JP 7095403A JP 9540395 A JP9540395 A JP 9540395A JP H08280652 A JPH08280652 A JP H08280652A
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- mri
- coil
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 患者の表面近傍の部位を撮像するに適し、コ
イルサイズに対する感度領域の有効率が高く、直交性を
向上でき、さらに感度の異方性のないＭＲＩ用平面型コ
イルを提供する。 【構成】 第１リングＲ１と，それよりも小さな直径を
もち同心円状の第２リングＲ２の間に多数のエレメント
Ｅ，Ｅ，…を放射状に張設し、第１リングＲ１と各エレ
メントＥ，Ｅ，…の複数の接続点間にそれぞれコンデン
サＣ，Ｃ，…を介設する。また、第２リングＲ２と各エ
レメントＥ，Ｅ，…の複数の接続点間にそれぞれコンデ
ンサＣｉ，Ｃｉ，…を介設する。直交位相検波の場合、
第１リングＲ１の中心から見た幾何学的位置がπ／２だ
け異なる導出点Ｐ，Ｑにバラン１１ａ，１１ｂを接続
し、それらバラン１１ａ，１１ｂからそれぞれ同軸ケー
ブルＳＰ，ＳＱを導出する。 【効果】 表面コイルとして有用である。
イルサイズに対する感度領域の有効率が高く、直交性を
向上でき、さらに感度の異方性のないＭＲＩ用平面型コ
イルを提供する。 【構成】 第１リングＲ１と，それよりも小さな直径を
もち同心円状の第２リングＲ２の間に多数のエレメント
Ｅ，Ｅ，…を放射状に張設し、第１リングＲ１と各エレ
メントＥ，Ｅ，…の複数の接続点間にそれぞれコンデン
サＣ，Ｃ，…を介設する。また、第２リングＲ２と各エ
レメントＥ，Ｅ，…の複数の接続点間にそれぞれコンデ
ンサＣｉ，Ｃｉ，…を介設する。直交位相検波の場合、
第１リングＲ１の中心から見た幾何学的位置がπ／２だ
け異なる導出点Ｐ，Ｑにバラン１１ａ，１１ｂを接続
し、それらバラン１１ａ，１１ｂからそれぞれ同軸ケー
ブルＳＰ，ＳＱを導出する。 【効果】 表面コイルとして有用である。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は、ＭＲＩ（Ｍagnetic
Ｒesonance Imaging）用平面型コイルに関し、さらに詳
しくは、被検体の表面付近の撮像に適し、しかも感度の
均一性や効率を高くできるＭＲＩ用平面型コイルに関す
る。
Ｒesonance Imaging）用平面型コイルに関し、さらに詳
しくは、被検体の表面付近の撮像に適し、しかも感度の
均一性や効率を高くできるＭＲＩ用平面型コイルに関す
る。
【０００２】
【従来の技術】図１２は、従来のハイパス（Ｈigh Pas
s）型のＭＲＩ用バードケージコイルの一例を示す構成
図である。このようなＭＲＩ用バードケージコイルの基
本構成は、例えば特開昭６０−１３２５４７号公報や実
願平３−１６３２１号や実開平６−１７７０３号公報に
開示されている。このＭＲＩ用バードケージコイル５０
０は、第１リングＲ５１と第２リングＲ５２の間に多数
のエレメントＥ，Ｅ，…を張設し、前記第１リングＲ５
１と各エレメントＥ，Ｅ，…の複数の接続点間および前
記第２リングＲ５２と各エレメントＥ，Ｅ，…の複数の
接続点間にそれぞれコンデンサＣ，Ｃ，…を介設した構
造である。そして、直交位相受信（Ｑuadrature Ｄetec
tion）の場合、前記第１リングＲ５１の中心から見た幾
何学的位置がπ／２だけ異なる導出点Ｐ，Ｑにバラン(B
ALance to UNbalance transformer)１１ａ，１１ｂを接
続し、それらバラン１１ａ，１１ｂからそれぞれ同軸ケ
ーブルＳＰ，ＳＱを外部へ導出する。具体的には、前記
導出点Ｐ，Ｑに位置するコンデンサＣ，Ｃの両端に、バ
ラン１１ａ，１１ｂからの伝送線をそれぞれ接続する。
エレメントＥ，Ｅ，…の方向をｙ軸とし、それに直交す
る２軸の方向をｘ軸，ｚ軸とするとき、通常は、ｙ軸，
ｘ軸を水平面内とし、ｚ軸を鉛直方向とする。そして、
垂直磁場型ＭＲＩ装置の場合には、ｚ軸方向に静磁場を
加える。
s）型のＭＲＩ用バードケージコイルの一例を示す構成
図である。このようなＭＲＩ用バードケージコイルの基
本構成は、例えば特開昭６０−１３２５４７号公報や実
願平３−１６３２１号や実開平６−１７７０３号公報に
開示されている。このＭＲＩ用バードケージコイル５０
０は、第１リングＲ５１と第２リングＲ５２の間に多数
のエレメントＥ，Ｅ，…を張設し、前記第１リングＲ５
１と各エレメントＥ，Ｅ，…の複数の接続点間および前
記第２リングＲ５２と各エレメントＥ，Ｅ，…の複数の
接続点間にそれぞれコンデンサＣ，Ｃ，…を介設した構
造である。そして、直交位相受信（Ｑuadrature Ｄetec
tion）の場合、前記第１リングＲ５１の中心から見た幾
何学的位置がπ／２だけ異なる導出点Ｐ，Ｑにバラン(B
ALance to UNbalance transformer)１１ａ，１１ｂを接
続し、それらバラン１１ａ，１１ｂからそれぞれ同軸ケ
ーブルＳＰ，ＳＱを外部へ導出する。具体的には、前記
導出点Ｐ，Ｑに位置するコンデンサＣ，Ｃの両端に、バ
ラン１１ａ，１１ｂからの伝送線をそれぞれ接続する。
エレメントＥ，Ｅ，…の方向をｙ軸とし、それに直交す
る２軸の方向をｘ軸，ｚ軸とするとき、通常は、ｙ軸，
ｘ軸を水平面内とし、ｚ軸を鉛直方向とする。そして、
垂直磁場型ＭＲＩ装置の場合には、ｚ軸方向に静磁場を
加える。
【０００３】図１３は、従来のローパス（Ｌow Ｐass）
型のＭＲＩ用バードケージコイルの一例を示す構成図で
ある。このようなＭＲＩ用バードケージコイルの基本構
成は、特願平６−２７０００１号に開示されている。こ
のＭＲＩ用バードケージコイル７００は、第１リングＲ
６１と第２リングＲ６２の間に多数のエレメントＥ，
Ｅ，…を張設し、各エレメントＥ，Ｅの略中央にそれぞ
れコンデンサＣｏ，Ｃｏ，…を介設した構造である。そ
して、直交位相受信の場合、前記第１リングＲ６１また
は第２リングＲ６２の中心（正確にはコンデンサＣｏを
通る空胴断面円の中心）から見た幾何学的位置がπ／２
だけ異なる導出点Ｐ，Ｑにバラン１１ａ，１１ｂを接続
し、それらバラン１１ａ，１１ｂからそれぞれ同軸ケー
ブルＳＰ，ＳＱを外部へ導出する。すなわち、前記導出
点Ｐ，Ｑに位置するコンデンサＣｏ，Ｃｏの両端に、バ
ラン１１ａ，１１ｂからの伝送線をそれぞれ接続する。
エレメントＥ，Ｅ，…の方向をｙ軸とし、それに直交す
る２軸の方向をｘ軸，ｚ軸とするとき、通常は、ｙ軸，
ｘ軸を水平面内とし、ｚ軸を鉛直方向とする。そして、
垂直磁場型ＭＲＩ装置の場合には、ｚ軸方向に静磁場を
加える。
型のＭＲＩ用バードケージコイルの一例を示す構成図で
ある。このようなＭＲＩ用バードケージコイルの基本構
成は、特願平６−２７０００１号に開示されている。こ
のＭＲＩ用バードケージコイル７００は、第１リングＲ
６１と第２リングＲ６２の間に多数のエレメントＥ，
Ｅ，…を張設し、各エレメントＥ，Ｅの略中央にそれぞ
れコンデンサＣｏ，Ｃｏ，…を介設した構造である。そ
して、直交位相受信の場合、前記第１リングＲ６１また
は第２リングＲ６２の中心（正確にはコンデンサＣｏを
通る空胴断面円の中心）から見た幾何学的位置がπ／２
だけ異なる導出点Ｐ，Ｑにバラン１１ａ，１１ｂを接続
し、それらバラン１１ａ，１１ｂからそれぞれ同軸ケー
ブルＳＰ，ＳＱを外部へ導出する。すなわち、前記導出
点Ｐ，Ｑに位置するコンデンサＣｏ，Ｃｏの両端に、バ
ラン１１ａ，１１ｂからの伝送線をそれぞれ接続する。
エレメントＥ，Ｅ，…の方向をｙ軸とし、それに直交す
る２軸の方向をｘ軸，ｚ軸とするとき、通常は、ｙ軸，
ｘ軸を水平面内とし、ｚ軸を鉛直方向とする。そして、
垂直磁場型ＭＲＩ装置の場合には、ｚ軸方向に静磁場を
加える。
【０００４】上記ＭＲＩ用バードケージコイル５００，
６００は、有効な感度領域が比較的広く、患者の内部の
臓器などを撮像するのに適している。なお、比較的広い
有効な感度領域をもつＭＲＩ用ＲＦコイルの他の例とし
ては、サドルコイルや，ソレノイドコイルなどが知られ
ている。
６００は、有効な感度領域が比較的広く、患者の内部の
臓器などを撮像するのに適している。なお、比較的広い
有効な感度領域をもつＭＲＩ用ＲＦコイルの他の例とし
ては、サドルコイルや，ソレノイドコイルなどが知られ
ている。
【０００５】図１４は、従来のＭＲＩ用平面型コイルの
一例を示す構成図である。このＭＲＩ用平面型コイル７
００は、コイル形状が数字の“８”に似ていることか
ら、８の字型コイルとも呼ばれる。８の字の縦方向をｘ
軸とし，横方向をｙ軸とし，それらに直交する方向をｚ
軸とするとき、通常は、ｙ軸，ｘ軸を水平面内とし、ｚ
軸を鉛直方向とする。そして、垂直磁場型ＭＲＩ装置の
場合には、ｚ軸方向に静磁場を加える。
一例を示す構成図である。このＭＲＩ用平面型コイル７
００は、コイル形状が数字の“８”に似ていることか
ら、８の字型コイルとも呼ばれる。８の字の縦方向をｘ
軸とし，横方向をｙ軸とし，それらに直交する方向をｚ
軸とするとき、通常は、ｙ軸，ｘ軸を水平面内とし、ｚ
軸を鉛直方向とする。そして、垂直磁場型ＭＲＩ装置の
場合には、ｚ軸方向に静磁場を加える。
【０００６】図１５は、前記ＭＲＩ用平面型コイル７０
０に電流ｉを流したときに生じるｚｘ面の磁束分布の状
態を示す説明図である。ＭＲＩにかかる振動磁場を発生
（または受信）するのに有効な感度領域は、斜線部の領
域Ｚ１，Ｚ２である。このＭＲＩ用平面型コイル７００
は、ｘ軸方向の振動磁場Ｂｘ（図１６）を発生（または
受信）するのに用いられる。
０に電流ｉを流したときに生じるｚｘ面の磁束分布の状
態を示す説明図である。ＭＲＩにかかる振動磁場を発生
（または受信）するのに有効な感度領域は、斜線部の領
域Ｚ１，Ｚ２である。このＭＲＩ用平面型コイル７００
は、ｘ軸方向の振動磁場Ｂｘ（図１６）を発生（または
受信）するのに用いられる。
【０００７】図１６は、従来のＭＲＩ用平面型コイルの
他例を示す構成図である。このＭＲＩ用平面型コイル８
００は、８の字型コイル８１と８の字型コイル８２とを
直交させて重ね合わせた構造である。８の字型コイル８
１でｘ軸方向の振動磁場Ｂｘを発生（または受信）し，
８の字型コイル８２でｙ軸方向の振動磁場Ｂｙを発生
（または受信）することが出来るので、回転磁場Ｂ１を
発生（または受信）することが出来る。上記ＭＲＩ用平
面型コイル７００，８００は、コイル近傍の水平面（ｘ
ｙ面）に有効な感度領域を持つので、患者の表面近傍の
脊椎などを撮像するのに適している。
他例を示す構成図である。このＭＲＩ用平面型コイル８
００は、８の字型コイル８１と８の字型コイル８２とを
直交させて重ね合わせた構造である。８の字型コイル８
１でｘ軸方向の振動磁場Ｂｘを発生（または受信）し，
８の字型コイル８２でｙ軸方向の振動磁場Ｂｙを発生
（または受信）することが出来るので、回転磁場Ｂ１を
発生（または受信）することが出来る。上記ＭＲＩ用平
面型コイル７００，８００は、コイル近傍の水平面（ｘ
ｙ面）に有効な感度領域を持つので、患者の表面近傍の
脊椎などを撮像するのに適している。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】上記従来のＭＲＩ用バ
ードケージコイル５００，６００では、患者の臓器等を
撮像するのには適しているが、患者の表面近傍の部位を
撮像するには適していない。すなわち、有効な感度領域
が広いため、不要な感度領域の比率が大きくなり、ＳＮ
Ｒ（Ｓignal to Ｎoise Ｒatio）が低くなってしまう問
題点がある。この問題点は、サドルコイルやソレノイド
コイルでも同じである。
ードケージコイル５００，６００では、患者の臓器等を
撮像するのには適しているが、患者の表面近傍の部位を
撮像するには適していない。すなわち、有効な感度領域
が広いため、不要な感度領域の比率が大きくなり、ＳＮ
Ｒ（Ｓignal to Ｎoise Ｒatio）が低くなってしまう問
題点がある。この問題点は、サドルコイルやソレノイド
コイルでも同じである。
【０００９】一方、上記従来のＭＲＩ用平面型コイル７
００，８００は、有効な感度領域Ｚ１，Ｚ２が比較的狭
いため患者の表面近傍の部位を撮像するに適している
が、その有効な感度領域Ｚ１，Ｚ２の２倍程度のコイル
サイズが必要であり、コイルサイズに対する感度領域の
有効率が低い問題点がある。さらに、磁界分布（図１５
参照）からも理解されるように、ＭＲＩに無効な磁場に
対しても感度をもつため、送信時に送信パワーの無駄と
なったり、受信時にノイズを受信する問題点がある。ま
た、上記従来のＭＲＩ用平面型コイル８００では、８の
字型コイル８１，８２の幾何的位置の精度上の制限か
ら、８の字型コイル８１，８２の直交性すなわち振動磁
場Ｂｘを発生（または受信）するモードと振動磁場Ｂｙ
を発生（または受信）するモードのアイソレーション
（Ｉsolation）を完全にすることが困難な問題点があ
る。また、感度の異方性（ｘ軸方向またはｙ軸方向以外
の方向では感度の均一な領域が小さくなる）があるた
め、撮像したい領域に合せてコイル方向を合わせる必要
があり、使い勝手が悪い問題点がある。
００，８００は、有効な感度領域Ｚ１，Ｚ２が比較的狭
いため患者の表面近傍の部位を撮像するに適している
が、その有効な感度領域Ｚ１，Ｚ２の２倍程度のコイル
サイズが必要であり、コイルサイズに対する感度領域の
有効率が低い問題点がある。さらに、磁界分布（図１５
参照）からも理解されるように、ＭＲＩに無効な磁場に
対しても感度をもつため、送信時に送信パワーの無駄と
なったり、受信時にノイズを受信する問題点がある。ま
た、上記従来のＭＲＩ用平面型コイル８００では、８の
字型コイル８１，８２の幾何的位置の精度上の制限か
ら、８の字型コイル８１，８２の直交性すなわち振動磁
場Ｂｘを発生（または受信）するモードと振動磁場Ｂｙ
を発生（または受信）するモードのアイソレーション
（Ｉsolation）を完全にすることが困難な問題点があ
る。また、感度の異方性（ｘ軸方向またはｙ軸方向以外
の方向では感度の均一な領域が小さくなる）があるた
め、撮像したい領域に合せてコイル方向を合わせる必要
があり、使い勝手が悪い問題点がある。
【００１０】そこで、この発明の目的は、患者の表面近
傍の部位を撮像するのに適したＭＲＩ用平面型コイルを
提供することにある。また、コイルサイズに対する感度
領域の有効率が高いＭＲＩ用平面型コイルを提供するこ
とにある。また、直交性を向上できるＭＲＩ用平面型コ
イルを提供することにある。さらに感度の異方性のない
ＭＲＩ用平面型コイルを提供することにある。
傍の部位を撮像するのに適したＭＲＩ用平面型コイルを
提供することにある。また、コイルサイズに対する感度
領域の有効率が高いＭＲＩ用平面型コイルを提供するこ
とにある。また、直交性を向上できるＭＲＩ用平面型コ
イルを提供することにある。さらに感度の異方性のない
ＭＲＩ用平面型コイルを提供することにある。
【００１１】
【課題を解決するための手段】第１の観点では、この発
明は、第１リングと、その第１リングよりも小さな直径
をもち前記第１リングの内側に配置された第２リング
と、前記第１リングと前記第２リングの間に放射状に張
設された複数のエレメントと、前記第１リングと前記エ
レメントの複数の接続点間および前記第２リングと前記
エレメントの複数の接続点間にそれぞれ介設された複数
のコンデンサとを具備したことを特徴とするＭＲＩ用平
面型コイルを提供する。
明は、第１リングと、その第１リングよりも小さな直径
をもち前記第１リングの内側に配置された第２リング
と、前記第１リングと前記第２リングの間に放射状に張
設された複数のエレメントと、前記第１リングと前記エ
レメントの複数の接続点間および前記第２リングと前記
エレメントの複数の接続点間にそれぞれ介設された複数
のコンデンサとを具備したことを特徴とするＭＲＩ用平
面型コイルを提供する。
【００１２】第２の観点では、この発明は、リングと、
そのリングの略中心から放射状に張設された複数のエレ
メントと、前記リングと前記エレメントとの複数の接続
点間にそれぞれ介設された複数のコンデンサとを具備し
たことを特徴とするＭＲＩ用平面型コイルを提供する。
そのリングの略中心から放射状に張設された複数のエレ
メントと、前記リングと前記エレメントとの複数の接続
点間にそれぞれ介設された複数のコンデンサとを具備し
たことを特徴とするＭＲＩ用平面型コイルを提供する。
【００１３】第３の観点では、この発明は、上記構成の
ＭＲＩ用平面型コイルにおいて、前記コンデンサを、前
記リングと前記エレメントの接続点間に介設する代わり
に、前記エレメントの略中央にそれぞれ介設したことを
特徴とするＭＲＩ用平面型コイルを提供する。
ＭＲＩ用平面型コイルにおいて、前記コンデンサを、前
記リングと前記エレメントの接続点間に介設する代わり
に、前記エレメントの略中央にそれぞれ介設したことを
特徴とするＭＲＩ用平面型コイルを提供する。
【００１４】
【作用】上記第１の観点によるＭＲＩ用平面型コイルで
は、第１リングとその内側に配置された第２リングの間
に複数のエレメントを放射状に張設し、第１リングと各
エレメントの複数の接続点間および第２リングと各エレ
メントの複数の接続点間にそれぞれコンデンサを介設す
る。この構造は、ハイパス型のＭＲＩ用バードケージコ
イル（図１２）を平面的に展開した構造と見なせるの
で、コイル近傍の水平面（ｘｙ面）に感度の異方性のな
い有効な感度領域を持つ。従って、患者の表面近傍の脊
椎などを撮像するのに適している（ＳＮＲが高い）。ま
た、コイルサイズに対する感度領域の有効率が高くな
る。また、直交性を向上できる。さらに感度の異方性が
ないため、使い勝手が良くなる。
は、第１リングとその内側に配置された第２リングの間
に複数のエレメントを放射状に張設し、第１リングと各
エレメントの複数の接続点間および第２リングと各エレ
メントの複数の接続点間にそれぞれコンデンサを介設す
る。この構造は、ハイパス型のＭＲＩ用バードケージコ
イル（図１２）を平面的に展開した構造と見なせるの
で、コイル近傍の水平面（ｘｙ面）に感度の異方性のな
い有効な感度領域を持つ。従って、患者の表面近傍の脊
椎などを撮像するのに適している（ＳＮＲが高い）。ま
た、コイルサイズに対する感度領域の有効率が高くな
る。また、直交性を向上できる。さらに感度の異方性が
ないため、使い勝手が良くなる。
【００１５】上記構成において、ＭＲＩ用ＲＦパルスを
給電するか又はＮＭＲ信号を取り出すために、リングの
中心から見た幾何学的な位置が略π／２だけ異なるコン
デンサの両端から外部へ信号伝送線を導出した場合に
は、直交位相送信および直交位相受信が可能となる。
給電するか又はＮＭＲ信号を取り出すために、リングの
中心から見た幾何学的な位置が略π／２だけ異なるコン
デンサの両端から外部へ信号伝送線を導出した場合に
は、直交位相送信および直交位相受信が可能となる。
【００１６】上記構成において、コンデンサのうち少な
くとも１つを可変容量とした場合には、コンデンサの容
量やエレメントの長さ（インダクタンス）等に多少のバ
ラツキがあっても、直交性を良好に確保できるようにな
る。
くとも１つを可変容量とした場合には、コンデンサの容
量やエレメントの長さ（インダクタンス）等に多少のバ
ラツキがあっても、直交性を良好に確保できるようにな
る。
【００１７】上記第２の観点によるＭＲＩ用平面型コイ
ルでは、リングと，そのリングの略中心の間に複数のエ
レメントを放射状に張設し、前記リングと各エレメント
との複数の接続点間にそれぞれコンデンサを介設する。
これは、上記第１の観点によるＭＲＩ用平面型コイルの
変形であり、同様の作用を奏するのに加えて、部品点数
を削減できる。
ルでは、リングと，そのリングの略中心の間に複数のエ
レメントを放射状に張設し、前記リングと各エレメント
との複数の接続点間にそれぞれコンデンサを介設する。
これは、上記第１の観点によるＭＲＩ用平面型コイルの
変形であり、同様の作用を奏するのに加えて、部品点数
を削減できる。
【００１８】上記構成において、リングの形状を楕円形
とした場合には、楕円形状の偏平度を変えることで、感
度領域の態様を変化させることが出来る。このため、感
度領域の態様を撮像部位に適したものにすることが出来
る。
とした場合には、楕円形状の偏平度を変えることで、感
度領域の態様を変化させることが出来る。このため、感
度領域の態様を撮像部位に適したものにすることが出来
る。
【００１９】上記第３の観点によるＭＲＩ用平面型コイ
ルでは、上記構成において、コンデンサを、リングに介
設する代わりに、エレメントにそれぞれ介設する。これ
はローパス型のＭＲＩ用バードケージコイル（図１３）
を平面的に展開した構造と見なせる。このため、上記第
１の観点および第２の観点のＭＲＩ用平面型コイルと同
じ作用を奏する。
ルでは、上記構成において、コンデンサを、リングに介
設する代わりに、エレメントにそれぞれ介設する。これ
はローパス型のＭＲＩ用バードケージコイル（図１３）
を平面的に展開した構造と見なせる。このため、上記第
１の観点および第２の観点のＭＲＩ用平面型コイルと同
じ作用を奏する。
【００２０】
【実施例】以下、図に示す実施例によりこの発明をさら
に詳細に説明する。なお、これによりこの発明が限定さ
れるものではない。
に詳細に説明する。なお、これによりこの発明が限定さ
れるものではない。
【００２１】−第１実施例− 図１は、この発明の第１実施例のＭＲＩ用平面型コイル
の構成図である。このＭＲＩ用平面型コイル１０は、第
１リングＲ１と，それよりも小さな直径をもち同心円状
の第２リングＲ２の間に多数（本数ｎ；ｎ≧３）のエレ
メントＥ，Ｅ，…を放射状（各エレメントが略等角度間
隔となるように、隣り合うエレメントの角度差を略２π
／ｎずつとする）に張設し、前記第１リングＲ１と各エ
レメントＥ，Ｅ，…の複数の接続点間および前記第２リ
ングＲ２と各エレメントＥ，Ｅ，…の複数の接続点間に
それぞれコンデンサＣｉ，Ｃｉ，…を介設した構造であ
る。そして、直交位相受信の場合、前記第１リングＲ１
の中心から見た幾何学的位置がπ／２だけ異なる導出点
Ｐ，Ｑにバラン１１ａ，１１ｂを接続し、それらバラン
１１ａ，１１ｂからそれぞれ同軸ケーブルＳＰ，ＳＱを
導出する。すなわち、前記第１リングＲ１に介設された
コンデンサＣのうち前記導出点Ｐ，Ｑに位置するコンデ
ンサＣ，Ｃの両端に、バラン１１ａ，１１ｂからの伝送
線をそれぞれ接続する。以下、説明の都合上、前記導出
点Ｐをφ＝０側とし、前記導出点Ｑをφ＝π／２側とす
る。
の構成図である。このＭＲＩ用平面型コイル１０は、第
１リングＲ１と，それよりも小さな直径をもち同心円状
の第２リングＲ２の間に多数（本数ｎ；ｎ≧３）のエレ
メントＥ，Ｅ，…を放射状（各エレメントが略等角度間
隔となるように、隣り合うエレメントの角度差を略２π
／ｎずつとする）に張設し、前記第１リングＲ１と各エ
レメントＥ，Ｅ，…の複数の接続点間および前記第２リ
ングＲ２と各エレメントＥ，Ｅ，…の複数の接続点間に
それぞれコンデンサＣｉ，Ｃｉ，…を介設した構造であ
る。そして、直交位相受信の場合、前記第１リングＲ１
の中心から見た幾何学的位置がπ／２だけ異なる導出点
Ｐ，Ｑにバラン１１ａ，１１ｂを接続し、それらバラン
１１ａ，１１ｂからそれぞれ同軸ケーブルＳＰ，ＳＱを
導出する。すなわち、前記第１リングＲ１に介設された
コンデンサＣのうち前記導出点Ｐ，Ｑに位置するコンデ
ンサＣ，Ｃの両端に、バラン１１ａ，１１ｂからの伝送
線をそれぞれ接続する。以下、説明の都合上、前記導出
点Ｐをφ＝０側とし、前記導出点Ｑをφ＝π／２側とす
る。
【００２２】前記第１リングＲ１の中心と前記導出点Ｑ
を通る方向をｙ軸とし、前記第１リングＲ１の中心と前
記導出点Ｐを通る方向をｘ軸とし、それらに直交する方
向をｚ軸とするとき、通常は、ｙ軸，ｘ軸を水平面内と
し、ｚ軸を鉛直方向とする。そして、垂直磁場型ＭＲＩ
装置の場合には、ｚ軸方向に静磁場を加える。
を通る方向をｙ軸とし、前記第１リングＲ１の中心と前
記導出点Ｐを通る方向をｘ軸とし、それらに直交する方
向をｚ軸とするとき、通常は、ｙ軸，ｘ軸を水平面内と
し、ｚ軸を鉛直方向とする。そして、垂直磁場型ＭＲＩ
装置の場合には、ｚ軸方向に静磁場を加える。
【００２３】さて、このＭＲＩ用平面型コイル１０は、
ハイパス型のＭＲＩ用バードケージコイル５００（図１
２参照）を平面的に展開したものと見なせる。したがっ
て、前記同軸ケーブルＳＰを通じてのみの駆動（これを
シングルドライブという）を想定した場合の各部の電流
分布は、図２に示すようになる。すなわち、ｘ軸からの
角度をθとすると、第１リングＲ１上の電流ｉ１と第２
リングＲ２上の電流ｉ２の大きさはｃｏｓθに比例し、
エレメントＥ上の電流ｉｅの大きさはｓｉｎθに比例す
る（各リング上に高周波の定在波が生じるため、このよ
うな電流分布となる）。そこで、ｘ軸方向の振動磁場Ｂ
ｘに着目すると、Ｗ−Ｗ’線上では、第２リングＲ２内
では比較的大きいが、第２リングＲ２外では急速に小さ
くなる。これは、エレメントＥ上の電流ｉｅおよび第２
リングＲ２の電流ｉ２で生じた振動磁場Ｂｘが第１リン
グＲ１の電流ｉ１による磁場で打ち消されてしまうから
である。一方、Ｖ−Ｖ’線上では、エレメントＥ上の電
流ｉｅおよび第２リングＲ２の電流ｉ２で生じた振動磁
場Ｂｘが第１リングＲ１の電流ｉ１による磁場で打ち消
されてしまうことがないため、第２リングＲ２外で急速
に小さくなることはない。むしろ、エレメントＥ上の電
流ｉｅの寄与が大きいため、エレメントＥ上では第２リ
ングＲ２内より大きくなる。そして、第１リングＲ１外
で小さくなる。一方、前記同軸ケーブルＳＱを通じての
シングル駆動を想定した場合の各部の電流分布は、図２
を時計方向に９０゜回転したものとなる。従って、同軸
ケーブルＳＰを通じての駆動と同軸ケーブルＳＱを通じ
ての駆動を重ね合せれば、均一性に優れた磁場分布（感
度分布）を得ることが出来る。
ハイパス型のＭＲＩ用バードケージコイル５００（図１
２参照）を平面的に展開したものと見なせる。したがっ
て、前記同軸ケーブルＳＰを通じてのみの駆動（これを
シングルドライブという）を想定した場合の各部の電流
分布は、図２に示すようになる。すなわち、ｘ軸からの
角度をθとすると、第１リングＲ１上の電流ｉ１と第２
リングＲ２上の電流ｉ２の大きさはｃｏｓθに比例し、
エレメントＥ上の電流ｉｅの大きさはｓｉｎθに比例す
る（各リング上に高周波の定在波が生じるため、このよ
うな電流分布となる）。そこで、ｘ軸方向の振動磁場Ｂ
ｘに着目すると、Ｗ−Ｗ’線上では、第２リングＲ２内
では比較的大きいが、第２リングＲ２外では急速に小さ
くなる。これは、エレメントＥ上の電流ｉｅおよび第２
リングＲ２の電流ｉ２で生じた振動磁場Ｂｘが第１リン
グＲ１の電流ｉ１による磁場で打ち消されてしまうから
である。一方、Ｖ−Ｖ’線上では、エレメントＥ上の電
流ｉｅおよび第２リングＲ２の電流ｉ２で生じた振動磁
場Ｂｘが第１リングＲ１の電流ｉ１による磁場で打ち消
されてしまうことがないため、第２リングＲ２外で急速
に小さくなることはない。むしろ、エレメントＥ上の電
流ｉｅの寄与が大きいため、エレメントＥ上では第２リ
ングＲ２内より大きくなる。そして、第１リングＲ１外
で小さくなる。一方、前記同軸ケーブルＳＱを通じての
シングル駆動を想定した場合の各部の電流分布は、図２
を時計方向に９０゜回転したものとなる。従って、同軸
ケーブルＳＰを通じての駆動と同軸ケーブルＳＱを通じ
ての駆動を重ね合せれば、均一性に優れた磁場分布（感
度分布）を得ることが出来る。
【００２４】図３の（ａ）は、図２のＷ−Ｗ’線を通る
ｚｘ面における振動磁場Ｂｘ，Ｂｚの分布状態である。
図３の（ｂ）に実線で示す釣鐘形の分布は、前記同軸ケ
ーブルＳＰ（φ＝０）を通じての駆動における図３の
（ａ）のＡ−Ａ’線上の感度分布である（図２のＷ−
Ｗ’線上の分布に対応する）。また、図３の（ｂ）に破
線で示す双山形の分布は、前記同軸ケーブルＳＱ（φ＝
π／２）を通じての駆動における図３の（ａ）のＡ−
Ａ’線上の感度分布である（図２のＶ−Ｖ’線上の分布
を時計方向に９０゜回転したものに対応する）。
ｚｘ面における振動磁場Ｂｘ，Ｂｚの分布状態である。
図３の（ｂ）に実線で示す釣鐘形の分布は、前記同軸ケ
ーブルＳＰ（φ＝０）を通じての駆動における図３の
（ａ）のＡ−Ａ’線上の感度分布である（図２のＷ−
Ｗ’線上の分布に対応する）。また、図３の（ｂ）に破
線で示す双山形の分布は、前記同軸ケーブルＳＱ（φ＝
π／２）を通じての駆動における図３の（ａ）のＡ−
Ａ’線上の感度分布である（図２のＶ−Ｖ’線上の分布
を時計方向に９０゜回転したものに対応する）。
【００２５】なお、エレメントＥの方向すなわちコイル
中心から放射状に広がる方向の均一性は前記第１リング
Ｒ１の半径と，第２リングＲ２の半径の比に依存するの
で、この比を変えることで所望の感度分布を得ることが
出来る。また、角度θ方向すなわち各リングに沿った円
周方向の均一性は、コイル形状の対称性に依存するの
で、エレメントＥの本数を多くするほど高くなる。ＳＮ
Ｒの向上や励起電力の低減の観点からは、前記第１リン
グＲ１，前記第２リングＲ２の幅をできる限り大きくす
ると共に、前記エレメントＥの幅を最適化する（ＳＮＲ
向上や低励起電力化に好都合な幅を経験的に求める）こ
とが好ましい（特願平７−９３９０８号）。
中心から放射状に広がる方向の均一性は前記第１リング
Ｒ１の半径と，第２リングＲ２の半径の比に依存するの
で、この比を変えることで所望の感度分布を得ることが
出来る。また、角度θ方向すなわち各リングに沿った円
周方向の均一性は、コイル形状の対称性に依存するの
で、エレメントＥの本数を多くするほど高くなる。ＳＮ
Ｒの向上や励起電力の低減の観点からは、前記第１リン
グＲ１，前記第２リングＲ２の幅をできる限り大きくす
ると共に、前記エレメントＥの幅を最適化する（ＳＮＲ
向上や低励起電力化に好都合な幅を経験的に求める）こ
とが好ましい（特願平７−９３９０８号）。
【００２６】上記第１実施例のＭＲＩ用平面型コイル１
０によれば、コイル近傍の水平面（ｘｙ面）に感度の異
方性のない有効な感度領域を持つ。従って、患者の表面
近傍の脊椎などを撮像するのに適している（ＳＮＲが高
い）。また、コイルサイズに対する感度領域の有効率が
高くなる。また、直交性を向上できる。さらに感度の異
方性がないため、使い勝手が良くなる。
０によれば、コイル近傍の水平面（ｘｙ面）に感度の異
方性のない有効な感度領域を持つ。従って、患者の表面
近傍の脊椎などを撮像するのに適している（ＳＮＲが高
い）。また、コイルサイズに対する感度領域の有効率が
高くなる。また、直交性を向上できる。さらに感度の異
方性がないため、使い勝手が良くなる。
【００２７】−第２実施例− 図４は、この発明の第２実施例のＭＲＩ用平面型コイル
の構成図である。このＭＲＩ用平面型コイル２０は、上
記第１実施例の第１リングＲ１に介設されたコンデンサ
Ｃのうちの１つに直交性調整用可変容量コンデンサＣｖ
を並列接続したものである。但し、前記直交性調整用可
変容量コンデンサＣｖの接続位置は、給電点（θ＝０，
−π／２）および給電点と１８０゜対向する点（θ＝
π，π／２）以外とする。この可変容量コンデンサＣｖ
により直交性を調整することができる。上記第２実施例
のＭＲＩ用平面型コイル２０によれば、上記第１実施例
の効果に加えて、コンデンサＣ，Ｃｉの容量やエレメン
トＥの長さ（インダクタンス）等に多少のバラツキがあ
っても、直交性を良好に確保できるようになる。
の構成図である。このＭＲＩ用平面型コイル２０は、上
記第１実施例の第１リングＲ１に介設されたコンデンサ
Ｃのうちの１つに直交性調整用可変容量コンデンサＣｖ
を並列接続したものである。但し、前記直交性調整用可
変容量コンデンサＣｖの接続位置は、給電点（θ＝０，
−π／２）および給電点と１８０゜対向する点（θ＝
π，π／２）以外とする。この可変容量コンデンサＣｖ
により直交性を調整することができる。上記第２実施例
のＭＲＩ用平面型コイル２０によれば、上記第１実施例
の効果に加えて、コンデンサＣ，Ｃｉの容量やエレメン
トＥの長さ（インダクタンス）等に多少のバラツキがあ
っても、直交性を良好に確保できるようになる。
【００２８】−第３実施例− 図５は、この発明の第３実施例のＭＲＩ用平面型コイル
の構成図である。このＭＲＩ用平面型コイル３０は、上
記第１実施例の第１リングＲ１および第２リングＲ２の
形状を楕円としたものである。楕円形状の偏平度を変え
ることで、感度領域の態様を変化させることが出来る。
なお、楕円形状とすると、エレメントＥのインダクタン
スが場所により異なってくるので、コンデンサＣ，Ｃｉ
の容量も場所により変える必要がある。上記第３実施例
のＭＲＩ用平面型コイル３０によれば、感度領域の態様
を撮像部位に適したものにすることが出来る。
の構成図である。このＭＲＩ用平面型コイル３０は、上
記第１実施例の第１リングＲ１および第２リングＲ２の
形状を楕円としたものである。楕円形状の偏平度を変え
ることで、感度領域の態様を変化させることが出来る。
なお、楕円形状とすると、エレメントＥのインダクタン
スが場所により異なってくるので、コンデンサＣ，Ｃｉ
の容量も場所により変える必要がある。上記第３実施例
のＭＲＩ用平面型コイル３０によれば、感度領域の態様
を撮像部位に適したものにすることが出来る。
【００２９】−第４実施例− 図６は、この発明の第４実施例のＭＲＩ用平面型コイル
の構成図である。このＭＲＩ用平面型コイル４０は、リ
ングＲ１とその中心点の間に多数のエレメントＥ，Ｅ，
…を放射状に張設し、前記リングＲ１と各エレメント
Ｅ，Ｅ，…の複数の接続点間にそれぞれコンデンサＣ，
Ｃ，…を介設した構造である。そして、直交位相受信の
場合、前記リングＲ１の中心から見た幾何学的位置がπ
／２だけ異なる導出点Ｐ，Ｑにバラン１１ａ，１１ｂを
接続し、それらバラン１１ａ，１１ｂからそれぞれ同軸
ケーブルＳＰ，ＳＱを導出する。すなわち、前記リング
Ｒ１に介設されたコンデンサＣのうち前記導出点Ｐ，Ｑ
に位置するコンデンサＣ，Ｃの両端に、バラン１１ａ，
１１ｂからの伝送線をそれぞれ接続する。前記第１リン
グＲ１の中心と前記導出点Ｑを通る方向をｙ軸とし、前
記第１リングＲ１の中心と前記導出点Ｐを通る方向をｘ
軸とし、それらに直交する方向をｚ軸とするとき、通常
は、ｙ軸，ｘ軸を水平面内とし、ｚ軸を鉛直方向とす
る。そして、垂直磁場型ＭＲＩ装置の場合には、ｚ軸方
向に静磁場を加える。
の構成図である。このＭＲＩ用平面型コイル４０は、リ
ングＲ１とその中心点の間に多数のエレメントＥ，Ｅ，
…を放射状に張設し、前記リングＲ１と各エレメント
Ｅ，Ｅ，…の複数の接続点間にそれぞれコンデンサＣ，
Ｃ，…を介設した構造である。そして、直交位相受信の
場合、前記リングＲ１の中心から見た幾何学的位置がπ
／２だけ異なる導出点Ｐ，Ｑにバラン１１ａ，１１ｂを
接続し、それらバラン１１ａ，１１ｂからそれぞれ同軸
ケーブルＳＰ，ＳＱを導出する。すなわち、前記リング
Ｒ１に介設されたコンデンサＣのうち前記導出点Ｐ，Ｑ
に位置するコンデンサＣ，Ｃの両端に、バラン１１ａ，
１１ｂからの伝送線をそれぞれ接続する。前記第１リン
グＲ１の中心と前記導出点Ｑを通る方向をｙ軸とし、前
記第１リングＲ１の中心と前記導出点Ｐを通る方向をｘ
軸とし、それらに直交する方向をｚ軸とするとき、通常
は、ｙ軸，ｘ軸を水平面内とし、ｚ軸を鉛直方向とす
る。そして、垂直磁場型ＭＲＩ装置の場合には、ｚ軸方
向に静磁場を加える。
【００３０】このＭＲＩ用平面型コイル４０は、上記第
１実施例のＭＲＩ用平面型コイル１０（図１参照）にお
ける第２リングＲ２を極小化したものと等価であり、前
記ＭＲＩ用平面型コイル１０における第２リングＲ２
と、その第２リングＲ２に介設したコンデンサＣを不要
化できる。上記第４実施例のＭＲＩ用平面型コイル４０
によれば、上記第１実施例よりも部品点数を削減して，
構成を簡素化することが出来る。
１実施例のＭＲＩ用平面型コイル１０（図１参照）にお
ける第２リングＲ２を極小化したものと等価であり、前
記ＭＲＩ用平面型コイル１０における第２リングＲ２
と、その第２リングＲ２に介設したコンデンサＣを不要
化できる。上記第４実施例のＭＲＩ用平面型コイル４０
によれば、上記第１実施例よりも部品点数を削減して，
構成を簡素化することが出来る。
【００３１】−第５実施例− 図７は、この発明の第５実施例のＭＲＩ用平面型コイル
の構成図である。このＭＲＩ用平面型コイル５０は、第
１リングＲ１１と，それよりも小さな直径をもち同心円
状の第２リングＲ１２の間に多数のエレメントＥ，Ｅ，
…を放射状に張設し、前記第１リングＲ１１と各エレメ
ントＥ，Ｅ，…の複数の接続点間にそれぞれコンデンサ
Ｃｈ，Ｃｈ，…を介設した構造である（前記第２リング
Ｒ１２にはコンデンサを介設しない）。前記コンデンサ
Ｃｈの容量は、前記エレメントＥとの間の共振周波数が
ＭＲＩ用ＲＦパルスまたはＮＭＲ信号の周波数に略合う
ように定められている。そして、直交位相受信の場合、
前記第１リングＲ１１の中心から見た幾何学的位置がπ
／２だけ異なる導出点Ｐ，Ｑに同軸ケーブルＳＰ，ＳＱ
を接続し（当該位置のコンデンサＣの両端に同軸ケーブ
ルの心線および外部導体を接続する）、各同軸ケーブル
ＳＰ，ＳＱをそれぞれ近傍のエレメントＥａ，Ｅｂを沿
わせて前記第２リングＲ１２へ導き（同軸ケーブルＳ
Ｐ，ＳＱの外部導体をエレメントＥａ，Ｅｂに接続して
も、しなくてもよい）、各同軸ケーブルＳＰ，ＳＱの外
部導体を第２リングＲ１２上の点ＰＰ，ＰＱにそれぞれ
接続する（第２リングＲ１２上なら点ＰＰ，ＰＱ以外で
もよい）と共に、第２リングＲ１２から外部へ同軸ケー
ブルＳＰ，ＳＱを導出した構成である。バラン１１ａ，
１１ｂ（図１参照）を用いなくてよい理由は、第２リン
グＲ１２は（インダクタンスが十分に小ければ）略零電
位とり、零電位である同軸ケーブルＳＰ，ＳＱの外部導
体と直接接続できるようになるためである。このように
バランを用いずに給電する技術は、特願平６−２０１０
２９号に開示されている。
の構成図である。このＭＲＩ用平面型コイル５０は、第
１リングＲ１１と，それよりも小さな直径をもち同心円
状の第２リングＲ１２の間に多数のエレメントＥ，Ｅ，
…を放射状に張設し、前記第１リングＲ１１と各エレメ
ントＥ，Ｅ，…の複数の接続点間にそれぞれコンデンサ
Ｃｈ，Ｃｈ，…を介設した構造である（前記第２リング
Ｒ１２にはコンデンサを介設しない）。前記コンデンサ
Ｃｈの容量は、前記エレメントＥとの間の共振周波数が
ＭＲＩ用ＲＦパルスまたはＮＭＲ信号の周波数に略合う
ように定められている。そして、直交位相受信の場合、
前記第１リングＲ１１の中心から見た幾何学的位置がπ
／２だけ異なる導出点Ｐ，Ｑに同軸ケーブルＳＰ，ＳＱ
を接続し（当該位置のコンデンサＣの両端に同軸ケーブ
ルの心線および外部導体を接続する）、各同軸ケーブル
ＳＰ，ＳＱをそれぞれ近傍のエレメントＥａ，Ｅｂを沿
わせて前記第２リングＲ１２へ導き（同軸ケーブルＳ
Ｐ，ＳＱの外部導体をエレメントＥａ，Ｅｂに接続して
も、しなくてもよい）、各同軸ケーブルＳＰ，ＳＱの外
部導体を第２リングＲ１２上の点ＰＰ，ＰＱにそれぞれ
接続する（第２リングＲ１２上なら点ＰＰ，ＰＱ以外で
もよい）と共に、第２リングＲ１２から外部へ同軸ケー
ブルＳＰ，ＳＱを導出した構成である。バラン１１ａ，
１１ｂ（図１参照）を用いなくてよい理由は、第２リン
グＲ１２は（インダクタンスが十分に小ければ）略零電
位とり、零電位である同軸ケーブルＳＰ，ＳＱの外部導
体と直接接続できるようになるためである。このように
バランを用いずに給電する技術は、特願平６−２０１０
２９号に開示されている。
【００３２】なお、上記と逆に、第１リングＲ１１にコ
ンデンサを介設せず、第２リングＲ１２にコンデンサを
介設し、第２リングＲ１２に導出点Ｐ，Ｑをとり、同軸
ケーブルＳＰ，ＳＱを接続し、同軸ケーブルＳＰ，ＳＱ
をエレメントＥを沿わせて第１リングＲ１１に導き、外
部導体を接続し、第１リングＲ１１から外部へ同軸ケー
ブルＳＰ，ＳＱを導出してもよい。
ンデンサを介設せず、第２リングＲ１２にコンデンサを
介設し、第２リングＲ１２に導出点Ｐ，Ｑをとり、同軸
ケーブルＳＰ，ＳＱを接続し、同軸ケーブルＳＰ，ＳＱ
をエレメントＥを沿わせて第１リングＲ１１に導き、外
部導体を接続し、第１リングＲ１１から外部へ同軸ケー
ブルＳＰ，ＳＱを導出してもよい。
【００３３】−第６実施例− 図８は、この発明の第６実施例のＭＲＩ用平面型コイル
の構成図である。このＭＲＩ用平面型コイル６０は、第
１リングＲ１’と，それよりも小さな直径をもち同心円
状の第２リングＲ２の間に多数のエレメントＥ，Ｅ，…
を放射状に張設してなる。直交位相受信の場合、前記第
１リングＲ１’と各エレメントＥ，Ｅ，…の複数の接続
点間のうち前記第１リングＲ１’の中心から見た幾何学
的位置がπ／２だけ異なる位置に、コンデンサＣ１，Ｃ
２の直列回路を接続し、他の箇所にそれぞれコンデンサ
Ｃ，Ｃ，…を介設する。さらに、前記コンデンサＣ１
に、インダクタＬ１とダイオードＤ１の直列回路を並列
接続する。また、前記コンデンサＣに、インダクタＬと
ダイオードＤ２の直列回路を並列接続する。また、前記
コンデンサＣ２，Ｃ２の両端に同軸ケーブルＳＰ，ＳＱ
の外部導体および心線をそれぞれ接続する。前記コンデ
ンサＣ１と前記インダクタＬ１の並列共振回路および前
記コンデンサＣとインダクタＬの並列共振回路は、ＭＲ
Ｉ用ＲＦパルスまたはＮＭＲ信号の周波数に対して共振
し、高インピーダンスとなる。なお、前記コンデンサＣ
１，Ｃ２の合成容量は、コンデンサＣの容量に等しい
（１／Ｃ１＋１／Ｃ２＝１／Ｃである）。前記第２リン
グＲ２については、各エレメントＥ，Ｅ，…との複数の
接続点間にそれぞれコンデンサＣｉ，Ｃｉ，…を介設す
る。
の構成図である。このＭＲＩ用平面型コイル６０は、第
１リングＲ１’と，それよりも小さな直径をもち同心円
状の第２リングＲ２の間に多数のエレメントＥ，Ｅ，…
を放射状に張設してなる。直交位相受信の場合、前記第
１リングＲ１’と各エレメントＥ，Ｅ，…の複数の接続
点間のうち前記第１リングＲ１’の中心から見た幾何学
的位置がπ／２だけ異なる位置に、コンデンサＣ１，Ｃ
２の直列回路を接続し、他の箇所にそれぞれコンデンサ
Ｃ，Ｃ，…を介設する。さらに、前記コンデンサＣ１
に、インダクタＬ１とダイオードＤ１の直列回路を並列
接続する。また、前記コンデンサＣに、インダクタＬと
ダイオードＤ２の直列回路を並列接続する。また、前記
コンデンサＣ２，Ｃ２の両端に同軸ケーブルＳＰ，ＳＱ
の外部導体および心線をそれぞれ接続する。前記コンデ
ンサＣ１と前記インダクタＬ１の並列共振回路および前
記コンデンサＣとインダクタＬの並列共振回路は、ＭＲ
Ｉ用ＲＦパルスまたはＮＭＲ信号の周波数に対して共振
し、高インピーダンスとなる。なお、前記コンデンサＣ
１，Ｃ２の合成容量は、コンデンサＣの容量に等しい
（１／Ｃ１＋１／Ｃ２＝１／Ｃである）。前記第２リン
グＲ２については、各エレメントＥ，Ｅ，…との複数の
接続点間にそれぞれコンデンサＣｉ，Ｃｉ，…を介設す
る。
【００３４】前記第１リングＲ１’の中心と前記導出点
Ｑを通る方向をｙ軸とし、前記第１リングＲ１’の中心
と前記導出点Ｐを通る方向をｘ軸とし、それらに直交す
る方向をｚ軸とするとき、通常は、ｙ軸，ｘ軸を水平面
内とし、ｚ軸を鉛直方向とする。そして、垂直磁場型Ｍ
ＲＩ装置の場合には、ｚ軸方向に静磁場を加える。
Ｑを通る方向をｙ軸とし、前記第１リングＲ１’の中心
と前記導出点Ｐを通る方向をｘ軸とし、それらに直交す
る方向をｚ軸とするとき、通常は、ｙ軸，ｘ軸を水平面
内とし、ｚ軸を鉛直方向とする。そして、垂直磁場型Ｍ
ＲＩ装置の場合には、ｚ軸方向に静磁場を加える。
【００３５】さて、別の送信コイルからのＭＲＩ用ＲＦ
パルスの送信時には、同軸ケーブルＳＰ，ＳＱに正の直
流電圧を重畳する（この場合、本来の伝送信号はないの
で、単に直流電圧を供給すればよい）。すると、ダイオ
ードＤ１およびダイオードＤ２がオンして、コンデンサ
Ｃ１とインダクタＬ１の並列共振回路およびコンデンサ
ＣとインダクタＬの並列共振回路が形成される。この結
果、第１リングＲ１’と前記エレメントＥの接続点間の
全てはＭＲＩ用ＲＦパルスに対して高インピーダンス状
態となり、コイルとしての機能がオフされ、別の送信コ
イルとデカップリングすることが出来る。ＮＭＲ信号の
受信時には、同軸ケーブルＳＰ，ＳＱに負の直流電圧を
重畳する。すると、ダイオードＤ１およびダイオードＤ
２がオフするので、コンデンサＣ１とインダクタＬ１の
並列共振回路およびコンデンサＣとインダクタＬの並列
共振回路が形成されなくなる。この結果、上記第１実施
例のＭＲＩ用平面型コイル１０と等価になる。なお、上
記のようなデカップリング回路は、特願平７−１８２５
号に開示されている。
パルスの送信時には、同軸ケーブルＳＰ，ＳＱに正の直
流電圧を重畳する（この場合、本来の伝送信号はないの
で、単に直流電圧を供給すればよい）。すると、ダイオ
ードＤ１およびダイオードＤ２がオンして、コンデンサ
Ｃ１とインダクタＬ１の並列共振回路およびコンデンサ
ＣとインダクタＬの並列共振回路が形成される。この結
果、第１リングＲ１’と前記エレメントＥの接続点間の
全てはＭＲＩ用ＲＦパルスに対して高インピーダンス状
態となり、コイルとしての機能がオフされ、別の送信コ
イルとデカップリングすることが出来る。ＮＭＲ信号の
受信時には、同軸ケーブルＳＰ，ＳＱに負の直流電圧を
重畳する。すると、ダイオードＤ１およびダイオードＤ
２がオフするので、コンデンサＣ１とインダクタＬ１の
並列共振回路およびコンデンサＣとインダクタＬの並列
共振回路が形成されなくなる。この結果、上記第１実施
例のＭＲＩ用平面型コイル１０と等価になる。なお、上
記のようなデカップリング回路は、特願平７−１８２５
号に開示されている。
【００３６】上記第６実施例のＭＲＩ用平面型コイル６
０によれば、上記第１実施例の効果に加えて、ＭＲＩ用
ＲＦパルスの送信時またはＮＭＲ信号の受信時に他のコ
イルとのデカップリングを行うことが出来る。
０によれば、上記第１実施例の効果に加えて、ＭＲＩ用
ＲＦパルスの送信時またはＮＭＲ信号の受信時に他のコ
イルとのデカップリングを行うことが出来る。
【００３７】−第７実施例− 図９は、この発明の第７実施例のＭＲＩ用平面型コイル
の構成図である。このＭＲＩ用平面型コイル７０は、第
１リングＲ２１とそれよりも小さな直径をもち同心円状
の第２リングＲ２２の間に多数のエレメントＥ，Ｅ，…
を放射状に張設し、各エレメントＥ，Ｅ，…の略中央に
それぞれコンデンサＣｏを介設した構造である。そし
て、直交位相受信の場合、前記第１リングＲ２１の中心
から見た幾何学的位置がπ／２だけ異なる導出点Ｐ，Ｑ
にバラン１１ａ，１１ｂを接続し、それらバラン１１
ａ，１１ｂからそれぞれ同軸ケーブルＳＰ，ＳＱを導出
する。すなわち、各エレメントＥに介設されたコンデン
サＣｏのうち前記導出点Ｐ，Ｑに位置するコンデンサＣ
ｏの両端に、バラン１１ａ，１１ｂからの伝送線をそれ
ぞれ接続する。前記第１リングＲ２１の中心と前記導出
点Ｑを通る方向をｙ軸とし、前記第１リングＲ２１の中
心と前記導出点Ｐを通る方向をｘ軸方向とし、それらに
直交する方向をｚ軸とするとき、通常は、ｙ軸，ｘ軸を
水平面内とし、ｚ軸を鉛直方向とする。そして、垂直磁
場型ＭＲＩ装置の場合には、ｚ軸方向に静磁場を加え
る。
の構成図である。このＭＲＩ用平面型コイル７０は、第
１リングＲ２１とそれよりも小さな直径をもち同心円状
の第２リングＲ２２の間に多数のエレメントＥ，Ｅ，…
を放射状に張設し、各エレメントＥ，Ｅ，…の略中央に
それぞれコンデンサＣｏを介設した構造である。そし
て、直交位相受信の場合、前記第１リングＲ２１の中心
から見た幾何学的位置がπ／２だけ異なる導出点Ｐ，Ｑ
にバラン１１ａ，１１ｂを接続し、それらバラン１１
ａ，１１ｂからそれぞれ同軸ケーブルＳＰ，ＳＱを導出
する。すなわち、各エレメントＥに介設されたコンデン
サＣｏのうち前記導出点Ｐ，Ｑに位置するコンデンサＣ
ｏの両端に、バラン１１ａ，１１ｂからの伝送線をそれ
ぞれ接続する。前記第１リングＲ２１の中心と前記導出
点Ｑを通る方向をｙ軸とし、前記第１リングＲ２１の中
心と前記導出点Ｐを通る方向をｘ軸方向とし、それらに
直交する方向をｚ軸とするとき、通常は、ｙ軸，ｘ軸を
水平面内とし、ｚ軸を鉛直方向とする。そして、垂直磁
場型ＭＲＩ装置の場合には、ｚ軸方向に静磁場を加え
る。
【００３８】さて、このＭＲＩ用平面型コイル７０は、
ローパス型のＭＲＩ用バードケージコイル６００（図１
３参照）を平面的に展開したものと見なせる。したがっ
て、このＭＲＩ用平面型コイル７０では、先に図３を参
照して説明したように、均一性に優れた感度分布を得る
ことが出来る。上記第７実施例のＭＲＩ用平面型コイル
７０によれば、コイル近傍の水平面（ｘｙ面）に感度の
異方性のない有効な感度領域を持つ。従って、患者の表
面近傍の脊椎などを撮像するのに適している（ＳＮＲが
高い）。また、コイルサイズに対する感度領域の有効率
が高くなる。また、直交性を向上できる。さらに感度の
異方性がないため、使い勝手が良くなる。
ローパス型のＭＲＩ用バードケージコイル６００（図１
３参照）を平面的に展開したものと見なせる。したがっ
て、このＭＲＩ用平面型コイル７０では、先に図３を参
照して説明したように、均一性に優れた感度分布を得る
ことが出来る。上記第７実施例のＭＲＩ用平面型コイル
７０によれば、コイル近傍の水平面（ｘｙ面）に感度の
異方性のない有効な感度領域を持つ。従って、患者の表
面近傍の脊椎などを撮像するのに適している（ＳＮＲが
高い）。また、コイルサイズに対する感度領域の有効率
が高くなる。また、直交性を向上できる。さらに感度の
異方性がないため、使い勝手が良くなる。
【００３９】−第８実施例− 図１０は、この発明の第８実施例のＭＲＩ用平面型コイ
ルを示す構成図である。このＭＲＩ用平面型コイル８０
は、リングＲ２１とその中心点の間に多数のエレメント
Ｅ，Ｅ，…を放射状に張設し、各エレメントＥ，Ｅ，…
の略中央にそれぞれコンデンサＣｏ，Ｃｏ，…を介設し
た構造である。直交位相受信の場合、前記リングＲ２１
の中心から見た幾何学的位置がπ／２だけ異なる導出点
Ｐ，Ｑにバラン１１ａ，１１ｂを接続し、それらバラン
１１ａ，１１ｂからそれぞれ同軸ケーブルＳＰ，ＳＱを
導出する。すなわち、各エレメントＥ，Ｅ，…に介設さ
れたコンデンサＣｏ，Ｃｏ，…のうち前記導出点Ｐ，Ｑ
に位置するコンデンサＣｏ，Ｃｏの両端に、バラン１１
ａ，１１ｂからの伝送線をそれぞれ接続する。前記リン
グＲ２１の中心と前記導出点Ｑを通る方向をｙ軸とし、
前記リングＲ２１の中心と前記導出点Ｐを通る方向をｘ
軸とし、それらに直交する方向をｚ軸とするとき、通常
は、ｙ軸，ｘ軸を水平面内とし、ｚ軸を鉛直方向とす
る。そして、垂直磁場型ＭＲＩ装置の場合には、ｚ軸方
向に静磁場を加える。
ルを示す構成図である。このＭＲＩ用平面型コイル８０
は、リングＲ２１とその中心点の間に多数のエレメント
Ｅ，Ｅ，…を放射状に張設し、各エレメントＥ，Ｅ，…
の略中央にそれぞれコンデンサＣｏ，Ｃｏ，…を介設し
た構造である。直交位相受信の場合、前記リングＲ２１
の中心から見た幾何学的位置がπ／２だけ異なる導出点
Ｐ，Ｑにバラン１１ａ，１１ｂを接続し、それらバラン
１１ａ，１１ｂからそれぞれ同軸ケーブルＳＰ，ＳＱを
導出する。すなわち、各エレメントＥ，Ｅ，…に介設さ
れたコンデンサＣｏ，Ｃｏ，…のうち前記導出点Ｐ，Ｑ
に位置するコンデンサＣｏ，Ｃｏの両端に、バラン１１
ａ，１１ｂからの伝送線をそれぞれ接続する。前記リン
グＲ２１の中心と前記導出点Ｑを通る方向をｙ軸とし、
前記リングＲ２１の中心と前記導出点Ｐを通る方向をｘ
軸とし、それらに直交する方向をｚ軸とするとき、通常
は、ｙ軸，ｘ軸を水平面内とし、ｚ軸を鉛直方向とす
る。そして、垂直磁場型ＭＲＩ装置の場合には、ｚ軸方
向に静磁場を加える。
【００４０】このＭＲＩ用平面型コイル８０は、上記第
７実施例のＭＲＩ用平面型コイル７０（図９参照）にお
ける第２リングＲ２２を極小化したものと等価であり、
前記ＭＲＩ用平面型コイル７０における第２リングＲ２
２を不要化できる。すなわち、上記第８実施例のＭＲＩ
用平面型コイル８０によれば、上記第７実施例よりも部
品点数を削減して，構成を簡素化することが出来る。
７実施例のＭＲＩ用平面型コイル７０（図９参照）にお
ける第２リングＲ２２を極小化したものと等価であり、
前記ＭＲＩ用平面型コイル７０における第２リングＲ２
２を不要化できる。すなわち、上記第８実施例のＭＲＩ
用平面型コイル８０によれば、上記第７実施例よりも部
品点数を削減して，構成を簡素化することが出来る。
【００４１】−第９実施例− 図１１は、この発明の第９実施例のＭＲＩ用平面型コイ
ルを示す構成図である。このＭＲＩ用平面型コイル９０
は、第１リングＲ３１と，それよりも小さな直径をもち
同心円状の第２リングＲ３２の間に多数のエレメント
Ｅ，Ｅ，…を放射状に張設し、前記第１リングＲ３１と
前記エレメントＥの複数の接続点間の一つおきに複数の
第１直流カット用コンデンサ（高周波的なインピーダン
スを小さくするため一般に大容量）Ｃｘを介設し、前記
第２リングＲ３２と前記エレメントＥの複数の接続点間
の一つおきに前記第１直流カット用コンデンサＣｘとは
互違いに第２直流カット用コンデンサＣｘを介設する。
そして、直交位相受信の場合、各エレメントＥ，Ｅ，…
のうち前記第１リングＲ３１の中心から見た幾何学的な
位置がπ／２だけ異なるエレメントＥａ，Ｅｂの略中央
にコンデンサＣａ，Ｃｂの直列回路を接続し、他のエレ
メントにコンデンサＣｏを介設する。さらに、前記コン
デンサＣａに、インダクタＬａとダイオードＤ１の直列
回路を並列接続する。また、前記コンデンサＣｏに、イ
ンダクタＬｂとダイオードＤ２の直列回路を並列接続す
る。前記コンデンサＣａと前記インダクタＬａの並列共
振回路および前記コンデンサＣｏとインダクタＬｂの並
列共振回路は、ＭＲＩ用ＲＦパルスまたはＮＭＲ信号の
周波数に対して共振し、高インピーダンスとなる。な
お、前記コンデンサＣａ，Ｃｂの合成容量は、コンデン
サＣｏの容量に等しい（１／Ｃａ＋１／Ｃｂ＝１／Ｃｏ
である）。前記第１リングＲ３１の中心と前記導出点Ｑ
を通る方向をｙ軸とし、前記第１リングＲ３１の中心と
前記導出点Ｐを通る方向をｘ軸とし、それらに直交する
方向をｚ軸とするとき、通常は、ｙ軸，ｘ軸を水平面内
とし、ｚ軸を鉛直方向とする。そして、垂直磁場型ＭＲ
Ｉ装置の場合には、ｚ軸方向に静磁場を加える。
ルを示す構成図である。このＭＲＩ用平面型コイル９０
は、第１リングＲ３１と，それよりも小さな直径をもち
同心円状の第２リングＲ３２の間に多数のエレメント
Ｅ，Ｅ，…を放射状に張設し、前記第１リングＲ３１と
前記エレメントＥの複数の接続点間の一つおきに複数の
第１直流カット用コンデンサ（高周波的なインピーダン
スを小さくするため一般に大容量）Ｃｘを介設し、前記
第２リングＲ３２と前記エレメントＥの複数の接続点間
の一つおきに前記第１直流カット用コンデンサＣｘとは
互違いに第２直流カット用コンデンサＣｘを介設する。
そして、直交位相受信の場合、各エレメントＥ，Ｅ，…
のうち前記第１リングＲ３１の中心から見た幾何学的な
位置がπ／２だけ異なるエレメントＥａ，Ｅｂの略中央
にコンデンサＣａ，Ｃｂの直列回路を接続し、他のエレ
メントにコンデンサＣｏを介設する。さらに、前記コン
デンサＣａに、インダクタＬａとダイオードＤ１の直列
回路を並列接続する。また、前記コンデンサＣｏに、イ
ンダクタＬｂとダイオードＤ２の直列回路を並列接続す
る。前記コンデンサＣａと前記インダクタＬａの並列共
振回路および前記コンデンサＣｏとインダクタＬｂの並
列共振回路は、ＭＲＩ用ＲＦパルスまたはＮＭＲ信号の
周波数に対して共振し、高インピーダンスとなる。な
お、前記コンデンサＣａ，Ｃｂの合成容量は、コンデン
サＣｏの容量に等しい（１／Ｃａ＋１／Ｃｂ＝１／Ｃｏ
である）。前記第１リングＲ３１の中心と前記導出点Ｑ
を通る方向をｙ軸とし、前記第１リングＲ３１の中心と
前記導出点Ｐを通る方向をｘ軸とし、それらに直交する
方向をｚ軸とするとき、通常は、ｙ軸，ｘ軸を水平面内
とし、ｚ軸を鉛直方向とする。そして、垂直磁場型ＭＲ
Ｉ装置の場合には、ｚ軸方向に静磁場を加える。
【００４２】さて、別の送信コイルからのＭＲＩ用ＲＦ
パルスの送信時には、同軸ケーブルＳＰ，ＳＱに正の直
流電圧を重畳する（この場合、本来の伝送信号はないの
で、単に直流電圧を供給すればよい）。すると、ダイオ
ードＤ１およびダイオードＤ２がオンして、コンデンサ
ＣａとインダクタＬａの並列共振回路およびコンデンサ
ＣｏとインダクタＬｂの並列共振回路が形成される。こ
の結果、各エレメントＥ，Ｅ，…の略中央（コンデンサ
の介設箇所）の全てはＭＲＩ用ＲＦパルスに対して高イ
ンピーダンス状態となり、コイルとしての機能がオフさ
れ、別の送信コイルとデカップリングすることが出来
る。ＮＭＲ信号の受信時には、同軸ケーブルＳＰ，ＳＱ
に負の直流電圧を重畳する。すると、ダイオードＤ１お
よびダイオードＤ２がオフするので、コンデンサＣａと
インダクタＬａの並列共振回路およびコンデンサＣｏと
インダクタＬｂの並列共振回路が形成されなくなる。こ
の結果、上記第７実施例のＭＲＩ用平面型コイル７０と
等価になる。なお、上記のようなデカップリング回路
は、特願平７−１８２５号に開示されている。
パルスの送信時には、同軸ケーブルＳＰ，ＳＱに正の直
流電圧を重畳する（この場合、本来の伝送信号はないの
で、単に直流電圧を供給すればよい）。すると、ダイオ
ードＤ１およびダイオードＤ２がオンして、コンデンサ
ＣａとインダクタＬａの並列共振回路およびコンデンサ
ＣｏとインダクタＬｂの並列共振回路が形成される。こ
の結果、各エレメントＥ，Ｅ，…の略中央（コンデンサ
の介設箇所）の全てはＭＲＩ用ＲＦパルスに対して高イ
ンピーダンス状態となり、コイルとしての機能がオフさ
れ、別の送信コイルとデカップリングすることが出来
る。ＮＭＲ信号の受信時には、同軸ケーブルＳＰ，ＳＱ
に負の直流電圧を重畳する。すると、ダイオードＤ１お
よびダイオードＤ２がオフするので、コンデンサＣａと
インダクタＬａの並列共振回路およびコンデンサＣｏと
インダクタＬｂの並列共振回路が形成されなくなる。こ
の結果、上記第７実施例のＭＲＩ用平面型コイル７０と
等価になる。なお、上記のようなデカップリング回路
は、特願平７−１８２５号に開示されている。
【００４３】上記第９実施例のＭＲＩ用平面型コイル９
０によれば、上記第７実施例による効果に加えて、ＭＲ
Ｉ用ＲＦパルスの送信時またはＮＭＲ信号の受信時に他
のコイルとのデカップリングを行うことが出来る。
０によれば、上記第７実施例による効果に加えて、ＭＲ
Ｉ用ＲＦパルスの送信時またはＮＭＲ信号の受信時に他
のコイルとのデカップリングを行うことが出来る。
【００４４】
【発明の効果】この発明のＭＲＩ用平面型コイルによれ
ば、コイル近傍のコイル面と平行な面に有効な感度領域
を持つため、患者の表面近傍の脊椎などを撮像するのに
適している（ＳＮＲが高い）。また、コイルサイズに対
する感度領域の有効率が高くなる。また、直交性を向上
できる。さらに感度の異方性がないため、使い勝手が良
くなる。従って、表面コイルとして有用である。
ば、コイル近傍のコイル面と平行な面に有効な感度領域
を持つため、患者の表面近傍の脊椎などを撮像するのに
適している（ＳＮＲが高い）。また、コイルサイズに対
する感度領域の有効率が高くなる。また、直交性を向上
できる。さらに感度の異方性がないため、使い勝手が良
くなる。従って、表面コイルとして有用である。
【図１】この発明の第１実施例のＭＲＩ用平面型コイル
を示す構成図である。
を示す構成図である。
【図２】図１のＭＲＩ用平面型コイルの各部の電流分布
を示す説明図である。
を示す説明図である。
【図３】図２の電流分布に基づく磁束分布および感度分
布を示す説明図である。
布を示す説明図である。
【図４】この発明の第２実施例のＭＲＩ用平面型コイル
を示す構成図である。
を示す構成図である。
【図５】この発明の第３実施例のＭＲＩ用平面型コイル
を示す構成図である。
を示す構成図である。
【図６】この発明の第４実施例のＭＲＩ用平面型コイル
を示す構成図である。
を示す構成図である。
【図７】この発明の第５実施例のＭＲＩ用平面型コイル
を示す構成図である。
を示す構成図である。
【図８】この発明の第６実施例のＭＲＩ用平面型コイル
を示す構成図である。
を示す構成図である。
【図９】この発明の第７実施例のＭＲＩ用平面型コイル
を示す構成図である。
を示す構成図である。
【図１０】この発明の第８実施例のＭＲＩ用平面型コイ
ルを示す構成図である。
ルを示す構成図である。
【図１１】この発明の第９実施例のＭＲＩ用平面型コイ
ルを示す構成図である。
ルを示す構成図である。
【図１２】従来のハイパス型のＭＲＩ用バードケージコ
イルの一例の構成図である。
イルの一例の構成図である。
【図１３】従来のローパス型のＭＲＩ用バードケージコ
イルの一例の構成図である。
イルの一例の構成図である。
【図１４】従来のＭＲＩ用平面型コイルの一例を示す構
成図である。
成図である。
【図１５】図１４のＭＲＩ用平面型コイルの磁束分布を
示す説明図である。
示す説明図である。
【図１６】従来のＭＲＩ用平面型コイルの他例を示す構
成図である。
成図である。
１０，２０，３０，４０，５０，６０，７０，８０，９
０… ＭＲＩ用平面型コイル、 １１ａ，１１ｂ … バラ
ン、 Ｒ１，Ｒ１，Ｒ１１，Ｒ１’，Ｒ２１，Ｒ３１… 第１
リング、 Ｒ２，Ｒ１２，Ｒ２２，Ｒ３２ … 第２
リング、 Ｅ … エレ
メント、 Ｃ，Ｃｈ，Ｃ１，Ｃ２，Ｃｏ，Ｃｘ，Ｃａ，Ｃｂ …
コンデンサ、 Ｃｖ … 可変容量コンデンサ Ｌ，Ｌ１，Ｌａ，Ｌｂ … インダクタ、 Ｄ１，Ｄ２ … ダイオード、 ＳＰ，ＳＱ … 同軸ケーブル。
０… ＭＲＩ用平面型コイル、 １１ａ，１１ｂ … バラ
ン、 Ｒ１，Ｒ１，Ｒ１１，Ｒ１’，Ｒ２１，Ｒ３１… 第１
リング、 Ｒ２，Ｒ１２，Ｒ２２，Ｒ３２ … 第２
リング、 Ｅ … エレ
メント、 Ｃ，Ｃｈ，Ｃ１，Ｃ２，Ｃｏ，Ｃｘ，Ｃａ，Ｃｂ …
コンデンサ、 Ｃｖ … 可変容量コンデンサ Ｌ，Ｌ１，Ｌａ，Ｌｂ … インダクタ、 Ｄ１，Ｄ２ … ダイオード、 ＳＰ，ＳＱ … 同軸ケーブル。
Claims (3)
- 【請求項１】 第１リングと、その第１リングよりも小
さな直径をもち前記第１リングの内側に配置された第２
リングと、前記第１リングと前記第２リングの間に放射
状に張設された複数のエレメントと、前記第１リングと
前記エレメントの複数の接続点間および前記第２リング
と前記エレメントの複数の接続点間にそれぞれ介設され
た複数のコンデンサとを具備したことを特徴とするＭＲ
Ｉ用平面型コイル。 - 【請求項２】 リングと、そのリングの略中心から放射
状に張設された複数のエレメントと、前記リングと前記
エレメントとの複数の接続点間にそれぞれ介設された複
数のコンデンサとを具備したことを特徴とするＭＲＩ用
平面型コイル。 - 【請求項３】 請求項１または請求項２に記載のＭＲＩ
用平面型コイルにおいて、前記コンデンサを、前記リン
グと前記エレメントの接続点間に介設する代わりに、前
記エレメントの略中央にそれぞれ介設したことを特徴と
するＭＲＩ用平面型コイル。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP09540395A JP3519818B2 (ja) | 1995-04-20 | 1995-04-20 | Ｍｒｉ用平面型コイル |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP09540395A JP3519818B2 (ja) | 1995-04-20 | 1995-04-20 | Ｍｒｉ用平面型コイル |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08280652A true JPH08280652A (ja) | 1996-10-29 |
| JP3519818B2 JP3519818B2 (ja) | 2004-04-19 |
Family
ID=14136710
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP09540395A Expired - Fee Related JP3519818B2 (ja) | 1995-04-20 | 1995-04-20 | Ｍｒｉ用平面型コイル |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3519818B2 (ja) |
Cited By (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002085373A (ja) * | 2000-09-14 | 2002-03-26 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | コイル間電磁結合抑制方法、直交コイル、ｍｒｉ装置および直交コイルの製造方法 |
| WO2002041020A2 (en) | 2000-11-16 | 2002-05-23 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Rf surface resonator for a magnetic resonance imaging apparatus |
| WO2002051312A1 (fr) * | 2000-12-27 | 2002-07-04 | Hitachi Medical Corporation | Bobine d'irradiation et appareil d'imagerie par resonance magnetique |
| JP2004358259A (ja) * | 2003-06-06 | 2004-12-24 | General Electric Co <Ge> | 非常に高磁場の磁気共鳴イメージング・システムのための方法及び装置 |
| JP2009022562A (ja) * | 2007-07-20 | 2009-02-05 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置用高周波コイル、および、それを用いた磁気共鳴イメージング装置 |
| DE102007054744A1 (de) * | 2007-11-16 | 2009-05-28 | Universitätsklinikum Freiburg | NMR-Tomographieverfahren auf Basis von NBSEM mit 2D-Ortskodierung durch zwei gegeneinander verdrehte Multipol-Gradientenfelder |
| JP2011030890A (ja) * | 2009-08-04 | 2011-02-17 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置および高周波コイル |
| JP2022514123A (ja) * | 2019-02-22 | 2022-02-09 | プロマクソ インコーポレイテッド | 可変同調を用いた擬似バードケージコイルおよびその応用 |
-
1995
- 1995-04-20 JP JP09540395A patent/JP3519818B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002085373A (ja) * | 2000-09-14 | 2002-03-26 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | コイル間電磁結合抑制方法、直交コイル、ｍｒｉ装置および直交コイルの製造方法 |
| WO2002041020A2 (en) | 2000-11-16 | 2002-05-23 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Rf surface resonator for a magnetic resonance imaging apparatus |
| JP2008073536A (ja) * | 2000-11-16 | 2008-04-03 | Koninkl Philips Electronics Nv | Ｒｆ表面共振器 |
| JP4625834B2 (ja) * | 2000-11-16 | 2011-02-02 | 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 | Ｒｆ表面共振器 |
| US8134367B2 (en) | 2000-12-27 | 2012-03-13 | Hitachi Medical Corporation | Irradiating coil and magnetic resonance imaging apparatus using the same |
| WO2002051312A1 (fr) * | 2000-12-27 | 2002-07-04 | Hitachi Medical Corporation | Bobine d'irradiation et appareil d'imagerie par resonance magnetique |
| US8358132B2 (en) | 2000-12-27 | 2013-01-22 | Hitachi Medical Corporation | Irradiating coil and magnetic resonance imaging apparatus using the same |
| JP2004358259A (ja) * | 2003-06-06 | 2004-12-24 | General Electric Co <Ge> | 非常に高磁場の磁気共鳴イメージング・システムのための方法及び装置 |
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| DE102007054744A1 (de) * | 2007-11-16 | 2009-05-28 | Universitätsklinikum Freiburg | NMR-Tomographieverfahren auf Basis von NBSEM mit 2D-Ortskodierung durch zwei gegeneinander verdrehte Multipol-Gradientenfelder |
| US7906968B2 (en) | 2007-11-16 | 2011-03-15 | Universitaetsklinikum Freiburg | NMR tomography method based on NBSEM with 2D spatial encoding by two mutually rotated multipole gradient fields |
| DE102007054744B4 (de) * | 2007-11-16 | 2009-09-10 | Universitätsklinikum Freiburg | NMR-Tomographieverfahren auf Basis von NBSEM mit 2D-Ortskodierung durch zwei gegeneinander verdrehte Multipol-Gradientenfelder |
| JP2011030890A (ja) * | 2009-08-04 | 2011-02-17 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置および高周波コイル |
| JP2022514123A (ja) * | 2019-02-22 | 2022-02-09 | プロマクソ インコーポレイテッド | 可変同調を用いた擬似バードケージコイルおよびその応用 |
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3519818B2 (ja) | 2004-04-19 |
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