JPH11253418A - 磁気共鳴イメージング装置のｒｆコイル - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置のｒｆコイルInfo
- Publication number
- JPH11253418A JPH11253418A JP10059784A JP5978498A JPH11253418A JP H11253418 A JPH11253418 A JP H11253418A JP 10059784 A JP10059784 A JP 10059784A JP 5978498 A JP5978498 A JP 5978498A JP H11253418 A JPH11253418 A JP H11253418A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- coil
- magnetic field
- sensitivity
- center conductor
- resonance imaging
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
- 238000002595 magnetic resonance imaging Methods 0.000 title claims abstract description 29
- 239000004020 conductor Substances 0.000 claims abstract description 51
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 claims abstract description 36
- 230000003068 static effect Effects 0.000 claims abstract description 14
- 230000007423 decrease Effects 0.000 abstract description 6
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 11
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 4
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 4
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 4
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 4
- 238000005481 NMR spectroscopy Methods 0.000 description 3
- 238000000034 method Methods 0.000 description 3
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 2
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 2
- 230000008859 change Effects 0.000 description 2
- 230000004907 flux Effects 0.000 description 2
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 1
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
- G01R33/3678—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver involving quadrature drive or detection, e.g. a circularly polarized RF magnetic field
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
- G01R33/341—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
- G01R33/3642—Mutual coupling or decoupling of multiple coils, e.g. decoupling of a receive coil from a transmission coil, or intentional coupling of RF coils, e.g. for RF magnetic field amplification
- G01R33/3657—Decoupling of multiple RF coils wherein the multiple RF coils do not have the same function in MR, e.g. decoupling of a transmission coil from a receive coil
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】ＭＲ信号に対する高Ｓ／Ｎの感度領域を中心導
体の走行方向に対して横方向に拡大できるとともに、被
検体の深さ方向に対する感度低下の度合いが急峻とはな
らない磁気共鳴イメージング装置のＲＦコイルを提供す
ることを目的とする。 【解決手段】本発明のＲＦコイルは、ｙ軸方向に所定の
幅を有する中心導体１０を備えて成る。矢印Ｉは電流の
方向を示し、矢印Ｓは感度磁場方向を示す。静磁場方向
をｚ軸方向とするならば、ＭＲ信号はｘｙ面内の磁力線
の変動となる。この場合、磁力線のｙ方向の成分が大き
ければ、つまりｙ方向の磁力線が密であればＭＲ信号に
対する感度が高いことを意味する。そして、本発明に係
るＲＦコイルの中心導体１０はｙ方向に高感度領域が広
がっており、これによりＭＲ信号に対する感度を高める
ことができる。
体の走行方向に対して横方向に拡大できるとともに、被
検体の深さ方向に対する感度低下の度合いが急峻とはな
らない磁気共鳴イメージング装置のＲＦコイルを提供す
ることを目的とする。 【解決手段】本発明のＲＦコイルは、ｙ軸方向に所定の
幅を有する中心導体１０を備えて成る。矢印Ｉは電流の
方向を示し、矢印Ｓは感度磁場方向を示す。静磁場方向
をｚ軸方向とするならば、ＭＲ信号はｘｙ面内の磁力線
の変動となる。この場合、磁力線のｙ方向の成分が大き
ければ、つまりｙ方向の磁力線が密であればＭＲ信号に
対する感度が高いことを意味する。そして、本発明に係
るＲＦコイルの中心導体１０はｙ方向に高感度領域が広
がっており、これによりＭＲ信号に対する感度を高める
ことができる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、核磁気共鳴（ＮＭ
Ｒ：Nuclear Magnetic Resonance）現象を利用して被検
体の画像を得る磁気共鳴イメージング装置に用いられる
ＲＦコイルに関する。
Ｒ：Nuclear Magnetic Resonance）現象を利用して被検
体の画像を得る磁気共鳴イメージング装置に用いられる
ＲＦコイルに関する。
【０００２】
【従来の技術】磁気共鳴イメージング装置において表面
コイル（ＲＦコイル）は多用されている。このうち、円
形あるいは矩形の表面コイルに加え、８の字型コイルも
多用されている。ここで、８の字型コイルは図８に示す
如きものであり、静磁場の方向が体軸と垂直な方向であ
る垂直磁場方式のＭＲＩ装置による撮影で使用されるこ
とが多い。ここで言う８の字型コイルとは、中心部の導
体（以下、「中心導体」と称する）が被検体領域のＭＲ
信号に対して感受性を持つものであり、中心導体の外側
に迂回して電流帰路を設けたようなコイル全般のことを
指す。なお、静磁場Ｂ0 方向はｚ方向である。
コイル（ＲＦコイル）は多用されている。このうち、円
形あるいは矩形の表面コイルに加え、８の字型コイルも
多用されている。ここで、８の字型コイルは図８に示す
如きものであり、静磁場の方向が体軸と垂直な方向であ
る垂直磁場方式のＭＲＩ装置による撮影で使用されるこ
とが多い。ここで言う８の字型コイルとは、中心部の導
体（以下、「中心導体」と称する）が被検体領域のＭＲ
信号に対して感受性を持つものであり、中心導体の外側
に迂回して電流帰路を設けたようなコイル全般のことを
指す。なお、静磁場Ｂ0 方向はｚ方向である。
【０００３】図９は、被検体と８の字型コイルの位置関
係を示す図である。例えば、被検体の脊椎を撮影するに
あたって、垂直磁場方式のＭＲＩにおいて円形あるいは
矩形の表面コイルを仰臥する被検体の脊椎の下に置いた
場合、その感度磁場方向は静磁場の方向に平行なｚ方向
となるが、その方向には有効なＭＲＩ信号は存在しな
い。そこで、８の字型コイルにおいては中心導体が感受
性を持つ磁場方向を中心導体の走行方向（ｘ方向）と直
交する方向（ｙ方向）としており、感受性を持つ領域を
中心導体の近傍としている。このため、走行方向が脊椎
の走行方向（ｘ方向）と平行になるように中心導体を置
けば、脊椎に沿った感度領域を得ることができ、かつ感
度を持つ磁場方向は静磁場と直交する方向となり、これ
は有効なＭＲＩ信号が得られる方向である。
係を示す図である。例えば、被検体の脊椎を撮影するに
あたって、垂直磁場方式のＭＲＩにおいて円形あるいは
矩形の表面コイルを仰臥する被検体の脊椎の下に置いた
場合、その感度磁場方向は静磁場の方向に平行なｚ方向
となるが、その方向には有効なＭＲＩ信号は存在しな
い。そこで、８の字型コイルにおいては中心導体が感受
性を持つ磁場方向を中心導体の走行方向（ｘ方向）と直
交する方向（ｙ方向）としており、感受性を持つ領域を
中心導体の近傍としている。このため、走行方向が脊椎
の走行方向（ｘ方向）と平行になるように中心導体を置
けば、脊椎に沿った感度領域を得ることができ、かつ感
度を持つ磁場方向は静磁場と直交する方向となり、これ
は有効なＭＲＩ信号が得られる方向である。
【０００４】したがって、垂直磁場方式のＭＲＩ装置に
おいて脊椎方向に沿って長い感度領域の表面コイルとし
て有用なものが得られる。しかしながら、従来例に係る
表面コイルは、横方向（ｙ方向）の有効感度領域は狭い
ので、脊椎のみに使途が限られてしまうという問題点が
ある。
おいて脊椎方向に沿って長い感度領域の表面コイルとし
て有用なものが得られる。しかしながら、従来例に係る
表面コイルは、横方向（ｙ方向）の有効感度領域は狭い
ので、脊椎のみに使途が限られてしまうという問題点が
ある。
【０００５】図１０は８の字型コイルの他の従来例を示
す図である。同図の８の字型コイルは、図８に示したも
のの如く導体の形状が角張った８の字形状ではなく、滑
らかな８の字形状となっており、このような真の８の字
型コイルも知られている。また、図１１に示すような日
の字型コイルも８の字型コイルの範疇である。
す図である。同図の８の字型コイルは、図８に示したも
のの如く導体の形状が角張った８の字形状ではなく、滑
らかな８の字形状となっており、このような真の８の字
型コイルも知られている。また、図１１に示すような日
の字型コイルも８の字型コイルの範疇である。
【０００６】互いに異なる感度磁場方向を有する複数の
表面コイルを組み合わせて、よりＳ／Ｎの高い表面ＱＤ
（矩象検出、直交位相検出）コイルを構成することも良
く知られている技術の一つである。一般には、図１２に
示すように静磁場Ｂ0 の方向が被検体の体軸方向と平行
となるようなＭＲＩ装置において多用されている。
表面コイルを組み合わせて、よりＳ／Ｎの高い表面ＱＤ
（矩象検出、直交位相検出）コイルを構成することも良
く知られている技術の一つである。一般には、図１２に
示すように静磁場Ｂ0 の方向が被検体の体軸方向と平行
となるようなＭＲＩ装置において多用されている。
【０００７】しかしながら、図１２のような表面ＱＤコ
イルを垂直磁場方式のＭＲＩ装置に用いた場合には次の
ような問題点が生じる。すなわち、同図に示す矩形コイ
ル１１０は、脊椎部からのＭＲＩ信号に対する感受性を
持たないので、Ｓ／Ｎを向上できない。
イルを垂直磁場方式のＭＲＩ装置に用いた場合には次の
ような問題点が生じる。すなわち、同図に示す矩形コイ
ル１１０は、脊椎部からのＭＲＩ信号に対する感受性を
持たないので、Ｓ／Ｎを向上できない。
【０００８】そこで、図１３に示すように、二つの８の
字型コイル１３０、１４０を互いに直交させて重ね合わ
せることにより表面ＱＤコイルを構成することも考えら
れる。
字型コイル１３０、１４０を互いに直交させて重ね合わ
せることにより表面ＱＤコイルを構成することも考えら
れる。
【０００９】しかしながら、このように構成した場合で
あっても次のような問題点がある。すなわち、表面ＱＤ
コイルとして高いＳ／Ｎが得られるのは、両者の中心導
体が交差する近傍の領域１５０だけであり、ｘ方向に長
く高Ｓ／Ｎの領域を確保することはできないという問題
点がある。このため、事前に患部の位置が的確に把握さ
れている場合であれば脊椎の局所を高画質で観測できる
が、脊椎の長い領域を見ることは出来ない。ｙ方向につ
いても同様に高Ｓ／Ｎが得られる視野は狭く、このため
使途が限られてしまう。
あっても次のような問題点がある。すなわち、表面ＱＤ
コイルとして高いＳ／Ｎが得られるのは、両者の中心導
体が交差する近傍の領域１５０だけであり、ｘ方向に長
く高Ｓ／Ｎの領域を確保することはできないという問題
点がある。このため、事前に患部の位置が的確に把握さ
れている場合であれば脊椎の局所を高画質で観測できる
が、脊椎の長い領域を見ることは出来ない。ｙ方向につ
いても同様に高Ｓ／Ｎが得られる視野は狭く、このため
使途が限られてしまう。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】上述したように、８の
字型コイルの中心導体の走行方向に対して横方向（８の
字型コイルのなす平面がｘｙ面であり、中心導体走行方
向がｘ方向で有ればｙ方向、中心導体の走行方向がｙ方
向で有ればｘ方向）に有効感度領域を広げることができ
ないという問題点がある。したがって、この方向に高Ｓ
／Ｎの有効感度領域を拡大することが望まれている。
字型コイルの中心導体の走行方向に対して横方向（８の
字型コイルのなす平面がｘｙ面であり、中心導体走行方
向がｘ方向で有ればｙ方向、中心導体の走行方向がｙ方
向で有ればｘ方向）に有効感度領域を広げることができ
ないという問題点がある。したがって、この方向に高Ｓ
／Ｎの有効感度領域を拡大することが望まれている。
【００１１】さらに、中心導体の近傍に感度が集中する
結果、例えば脊椎撮影において、体表に近い部分ではぎ
らぎらした画像になり、体表から深く離れた部分では急
速に感度が低下し、この感度ムラのために診断しづらい
画像になること、及びある程度深い場所ではＳ／Ｎが不
足がちになるといった問題点がある。
結果、例えば脊椎撮影において、体表に近い部分ではぎ
らぎらした画像になり、体表から深く離れた部分では急
速に感度が低下し、この感度ムラのために診断しづらい
画像になること、及びある程度深い場所ではＳ／Ｎが不
足がちになるといった問題点がある。
【００１２】したがって、本発明は、ＭＲ信号に対する
高Ｓ／Ｎの感度領域を中心導体の走行方向に対して横方
向に拡大できるとともに、被検体の深さ方向に対する感
度低下の度合いが急峻とはならない磁気共鳴イメージン
グ装置のＲＦコイルを提供することを目的とする。
高Ｓ／Ｎの感度領域を中心導体の走行方向に対して横方
向に拡大できるとともに、被検体の深さ方向に対する感
度低下の度合いが急峻とはならない磁気共鳴イメージン
グ装置のＲＦコイルを提供することを目的とする。
【００１３】
【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、本発明は次のように構成されている。
すなわち、本発明の磁気共鳴イメージング装置のＲＦコ
イルは、ほぼ８の字型の形状を有し、その中心部分の導
体の形状を幅広としたことを特徴とする。
達成するために、本発明は次のように構成されている。
すなわち、本発明の磁気共鳴イメージング装置のＲＦコ
イルは、ほぼ８の字型の形状を有し、その中心部分の導
体の形状を幅広としたことを特徴とする。
【００１４】これにより、ＭＲ信号に対する感度領域を
中心導体の走行方向に対して横方向に拡大できるととも
に、被検体の深さ方向に対する感度低下の度合いが急峻
とはならないという利点が得られる。
中心導体の走行方向に対して横方向に拡大できるととも
に、被検体の深さ方向に対する感度低下の度合いが急峻
とはならないという利点が得られる。
【００１５】
【発明の実施の形態】以下、図面を参照しながら本発明
の実施形態を説明する。
の実施形態を説明する。
【００１６】（第１実施形態）図１は本発明の第１実施
形態に係る磁気共鳴イメージング装置のＲＦコイルのを
示す斜視図である。本実施形態のＲＦコイルは、図８に
示した８の字型コイルを変形したものであって、ｙ軸方
向に所定の幅を有する中心導体１０を備えて成る。同図
において矢印Ｉは電流の方向を示し、矢印Ｓは感度磁場
方向を示している。なお、磁気共鳴イメージング装置の
ＲＦコイルにおいて広く用いられるチューニング回路や
プリアンプ、その他の回路ブロックについては通常のも
のを用いることとし、その詳細な説明は省略する。
形態に係る磁気共鳴イメージング装置のＲＦコイルのを
示す斜視図である。本実施形態のＲＦコイルは、図８に
示した８の字型コイルを変形したものであって、ｙ軸方
向に所定の幅を有する中心導体１０を備えて成る。同図
において矢印Ｉは電流の方向を示し、矢印Ｓは感度磁場
方向を示している。なお、磁気共鳴イメージング装置の
ＲＦコイルにおいて広く用いられるチューニング回路や
プリアンプ、その他の回路ブロックについては通常のも
のを用いることとし、その詳細な説明は省略する。
【００１７】図２は図８に示した従来例に係る８の字型
コイルの中心導体１００の近傍におけるｙｚ面の磁場分
布を示す図であり、図３は本実施形態に係る８の字型コ
イルの中心導体１０の近傍におけるｙｚ面の磁場分布を
示す図である。なお、これらの図に示される磁力線（図
２のＨＬ１、図３のＨＬ２）は信号検出端子を介して外
部から給電を行なった場合に各々の８の字型コイルが作
る磁力線である。受信に用いるとき、これら８の字型コ
イルは磁力線ＨＬ１、ＨＬ２に平行な磁力線の変動を検
出するが、この場合、磁力線ＨＬ１、ＨＬ２が密である
場所ほど感度が高い。
コイルの中心導体１００の近傍におけるｙｚ面の磁場分
布を示す図であり、図３は本実施形態に係る８の字型コ
イルの中心導体１０の近傍におけるｙｚ面の磁場分布を
示す図である。なお、これらの図に示される磁力線（図
２のＨＬ１、図３のＨＬ２）は信号検出端子を介して外
部から給電を行なった場合に各々の８の字型コイルが作
る磁力線である。受信に用いるとき、これら８の字型コ
イルは磁力線ＨＬ１、ＨＬ２に平行な磁力線の変動を検
出するが、この場合、磁力線ＨＬ１、ＨＬ２が密である
場所ほど感度が高い。
【００１８】静磁場方向をｚ軸方向とするならば、ＭＲ
信号はｘｙ面内の磁力線の変動となる。この場合、磁力
線のｙ方向の成分が大きければ、つまりｙ方向の磁力線
が密であればＭＲ信号に対する感度が高いことを意味す
る。そして、図３から明らかなように、本実施形態に係
るＲＦコイルの中心導体１０は、図２の中心導体１００
に比べてｙ方向に高感度領域が広がっている。
信号はｘｙ面内の磁力線の変動となる。この場合、磁力
線のｙ方向の成分が大きければ、つまりｙ方向の磁力線
が密であればＭＲ信号に対する感度が高いことを意味す
る。そして、図３から明らかなように、本実施形態に係
るＲＦコイルの中心導体１０は、図２の中心導体１００
に比べてｙ方向に高感度領域が広がっている。
【００１９】また、本実施形態のＲＦコイルは、磁力線
密度がｚ軸方向に沿って減少していく度合いが穏やかで
あり、被検体の深さ方向（ここではｚ軸方向）に対する
感度低下の度合いが急峻とはならない。アンペールの法
則によると、磁場強度は「電流／電流を取りまく磁力線
の周回長」によって表されるが、図３では電流源がｙ軸
方向に広く分布しており、電流の近傍位置であっても、
あるいはｚ軸方向に沿って電流から多少離れた位置であ
っても、磁力線の周回長はそれほど変わらない。
密度がｚ軸方向に沿って減少していく度合いが穏やかで
あり、被検体の深さ方向（ここではｚ軸方向）に対する
感度低下の度合いが急峻とはならない。アンペールの法
則によると、磁場強度は「電流／電流を取りまく磁力線
の周回長」によって表されるが、図３では電流源がｙ軸
方向に広く分布しており、電流の近傍位置であっても、
あるいはｚ軸方向に沿って電流から多少離れた位置であ
っても、磁力線の周回長はそれほど変わらない。
【００２０】以上説明したように、本実施形態に係る磁
気共鳴イメージング装置のＲＦコイルによれば、ｙ軸方
向に所定の幅を有する中心導体１０を備えているので、
ＭＲ信号に対する感度領域を中心導体の走行方向に対し
て横方向に拡大できるとともに、被検体の深さ方向（こ
こではｚ軸方向）に対する感度低下の度合いが急峻とは
ならないという利点が得られる。
気共鳴イメージング装置のＲＦコイルによれば、ｙ軸方
向に所定の幅を有する中心導体１０を備えているので、
ＭＲ信号に対する感度領域を中心導体の走行方向に対し
て横方向に拡大できるとともに、被検体の深さ方向（こ
こではｚ軸方向）に対する感度低下の度合いが急峻とは
ならないという利点が得られる。
【００２１】（第２実施形態）次に本発明の第２実施形
態を説明する。
態を説明する。
【００２２】図４は本実施形態に係る磁気共鳴イメージ
ングのＲＦコイルを示す斜視図である。本実施形態のＲ
Ｆコイルは、第１実施形態で述べた中心導体（幅広導
体）１０を複数の離散的な電路で代替したものである。
本実施形態のＲＦコイルの中心導体は、分流した複数の
電路（ここでは、Ｄ１，Ｄ２，…，Ｄ６）から構成され
ており、このため第１実施形態の中心導体（幅広導体）
１０とは異なり、傾斜磁場の変動による渦電流が中心導
体部に発生することがなく、渦電流が静磁場および傾斜
磁場を乱すこともない。ちなみに、渦電流が発生した場
合、パルスシーケンスの設計如何によっては、良好なＭ
Ｒ画像が得られない場合もあり得る。
ングのＲＦコイルを示す斜視図である。本実施形態のＲ
Ｆコイルは、第１実施形態で述べた中心導体（幅広導
体）１０を複数の離散的な電路で代替したものである。
本実施形態のＲＦコイルの中心導体は、分流した複数の
電路（ここでは、Ｄ１，Ｄ２，…，Ｄ６）から構成され
ており、このため第１実施形態の中心導体（幅広導体）
１０とは異なり、傾斜磁場の変動による渦電流が中心導
体部に発生することがなく、渦電流が静磁場および傾斜
磁場を乱すこともない。ちなみに、渦電流が発生した場
合、パルスシーケンスの設計如何によっては、良好なＭ
Ｒ画像が得られない場合もあり得る。
【００２３】このような中心部の離散的電路Ｄ１〜Ｄ６
の各々には、図４において四角形のブロックで示すよう
にリアクタンス素子Ｒ１，Ｒ２，…，Ｒ６が介挿されて
いる。通例、これにはコンデンサを用いる。このコンデ
ンサにより、傾斜磁場の変化による渦電流を抑制するこ
とができる。なお、同図においては全ての電路にリアク
タンス素子が介挿されているが、一部の電路のみに介挿
して渦電流対策を行なっても良いことは勿論である。
の各々には、図４において四角形のブロックで示すよう
にリアクタンス素子Ｒ１，Ｒ２，…，Ｒ６が介挿されて
いる。通例、これにはコンデンサを用いる。このコンデ
ンサにより、傾斜磁場の変化による渦電流を抑制するこ
とができる。なお、同図においては全ての電路にリアク
タンス素子が介挿されているが、一部の電路のみに介挿
して渦電流対策を行なっても良いことは勿論である。
【００２４】渦電流に係る問題が無い場合であっても、
リアクタンス素子を介挿することには意味がある。リア
クタンス素子のリアクタンス値の調整によって、各分流
電路のインピーダンスを調整することが可能となるから
である。これにより、分流電路間の電流バランスを変え
ることができる。このことは、ｙ方向の感度分布パター
ンを必要に応じて調整可能にできることを意味する。
リアクタンス素子を介挿することには意味がある。リア
クタンス素子のリアクタンス値の調整によって、各分流
電路のインピーダンスを調整することが可能となるから
である。これにより、分流電路間の電流バランスを変え
ることができる。このことは、ｙ方向の感度分布パター
ンを必要に応じて調整可能にできることを意味する。
【００２５】図５は、本実施形態のＲＦコイルの中心導
体（Ｄ１〜Ｄ６）近傍のｙｚ面の磁力線分布を示す図で
ある。本実施形態のように複数の導体を離散的に配置し
た場合における電流分布は、第１実施形態の幅広導体１
０の電流分布に概ね近似する。このため磁力線分布も同
様となり、図３に示したものと大差は無い。
体（Ｄ１〜Ｄ６）近傍のｙｚ面の磁力線分布を示す図で
ある。本実施形態のように複数の導体を離散的に配置し
た場合における電流分布は、第１実施形態の幅広導体１
０の電流分布に概ね近似する。このため磁力線分布も同
様となり、図３に示したものと大差は無い。
【００２６】したがって、本実施形態のＲＦコイルにお
いても、第１実施形態のものと同様に、中心導体の走行
方向に対し横方向（ｙ方向）に感度領域を拡大すること
ができ、被検体の深さ方向（ｚ方向）について感度の低
下が急峻となる傾向を緩和できる。
いても、第１実施形態のものと同様に、中心導体の走行
方向に対し横方向（ｙ方向）に感度領域を拡大すること
ができ、被検体の深さ方向（ｚ方向）について感度の低
下が急峻となる傾向を緩和できる。
【００２７】図６は、第２実施形態の変形例に係るトラ
ップ回路を示す回路図である。中心導体を構成する複数
電路Ｄ１〜Ｄ６の各々にリアクタンス素子Ｒ１〜Ｒ６を
介挿することについては前述したが、かかるリアクタン
ス素子をトラップ回路の一部に利用しても良い。トラッ
プ回路は公知技術であり、外部高周波磁場によって被検
体を励起する際に８の字型コイルに強大な誘導電流が生
起することを阻止するものであって、ここではラーモア
周波数で共振するＬＣ共振回路と、必要に応じて導通す
るダイオードＤＤとから構成される。
ップ回路を示す回路図である。中心導体を構成する複数
電路Ｄ１〜Ｄ６の各々にリアクタンス素子Ｒ１〜Ｒ６を
介挿することについては前述したが、かかるリアクタン
ス素子をトラップ回路の一部に利用しても良い。トラッ
プ回路は公知技術であり、外部高周波磁場によって被検
体を励起する際に８の字型コイルに強大な誘導電流が生
起することを阻止するものであって、ここではラーモア
周波数で共振するＬＣ共振回路と、必要に応じて導通す
るダイオードＤＤとから構成される。
【００２８】さらに、キャパシタンスＣあるいはインダ
クタンスＬとして上述のリアクタンス素子Ｒを利用す
る。このようにリアクタンス素子Ｒを複数の目的に応じ
て兼用することにより、無用な回路損失を最小限に押さ
えることができる上、装置の小型化および低コスト化を
図ることができる。
クタンスＬとして上述のリアクタンス素子Ｒを利用す
る。このようにリアクタンス素子Ｒを複数の目的に応じ
て兼用することにより、無用な回路損失を最小限に押さ
えることができる上、装置の小型化および低コスト化を
図ることができる。
【００２９】（第３実施形態）次に、本発明の第３実施
形態を説明する。図７は本実施形態に係る垂直磁場ＭＲ
Ｉ装置に好適な表面ＱＤコイルを示す斜視図である。本
実施形態の表面ＱＤコイルは、図８に示した８の字型コ
イルと同様のものであってｘ方向に沿って長く伸びる中
心導体を有する第１のコイルＣａと、図４に示したコイ
ルと同様のものであって且つ中心導体部の電流走行方向
がｙ方向である第２のコイルＣｂと、第１のコイルＣ
ａ、第２のコイルＣｂの各々の信号検出端子から出力さ
れた信号を通常のＱＤコイルに関する信号処理技術と同
様にして信号加算を行なう信号処理手段（不図示）と、
から構成されている。なお、本実施形態においても静磁
場Ｂ0 の方向はｚである。
形態を説明する。図７は本実施形態に係る垂直磁場ＭＲ
Ｉ装置に好適な表面ＱＤコイルを示す斜視図である。本
実施形態の表面ＱＤコイルは、図８に示した８の字型コ
イルと同様のものであってｘ方向に沿って長く伸びる中
心導体を有する第１のコイルＣａと、図４に示したコイ
ルと同様のものであって且つ中心導体部の電流走行方向
がｙ方向である第２のコイルＣｂと、第１のコイルＣ
ａ、第２のコイルＣｂの各々の信号検出端子から出力さ
れた信号を通常のＱＤコイルに関する信号処理技術と同
様にして信号加算を行なう信号処理手段（不図示）と、
から構成されている。なお、本実施形態においても静磁
場Ｂ0 の方向はｚである。
【００３０】このような本実施形態によれば、ｘ方向に
長い高Ｓ／Ｎ領域の表面ＱＤコイルを得ることができ、
被検体の関心領域がｘ方向に長く延びているような場合
であっても、この長い領域にわたって高いＳ／Ｎで撮影
を行なうことができる。
長い高Ｓ／Ｎ領域の表面ＱＤコイルを得ることができ、
被検体の関心領域がｘ方向に長く延びているような場合
であっても、この長い領域にわたって高いＳ／Ｎで撮影
を行なうことができる。
【００３１】ここで、上記第１のコイルＣａとして通常
の８の字型コイルではなく、上述した第２実施形態に記
載のＲＦコイルを利用してもよい。即ち、複数に分流さ
れた中心導体を持つ二つの８の字型コイルを二つ用い、
一方は中心導体の走行方向をｘとし、他方をこれに直交
する方向すなわちｙ方向とする。これにより、垂直磁場
方式の磁気共鳴イメージング装置に好適な表面ＱＤコイ
ルにおいて、静磁場方向と直交する広い面にわたり高感
度を持つ表面ＱＤコイルを提供することができる。
の８の字型コイルではなく、上述した第２実施形態に記
載のＲＦコイルを利用してもよい。即ち、複数に分流さ
れた中心導体を持つ二つの８の字型コイルを二つ用い、
一方は中心導体の走行方向をｘとし、他方をこれに直交
する方向すなわちｙ方向とする。これにより、垂直磁場
方式の磁気共鳴イメージング装置に好適な表面ＱＤコイ
ルにおいて、静磁場方向と直交する広い面にわたり高感
度を持つ表面ＱＤコイルを提供することができる。
【００３２】なお、本発明は上述した実施形態に限定さ
れず、種々変形して実施可能である。
れず、種々変形して実施可能である。
【００３３】例えば、上述したようなＲＦコイルは、角
張った形状の８の字型コイルに対し本発明を適用したも
のであったが、上述したような滑らかな８の字形状とい
った他の８の字型コイルにも本発明は適用可能である。
張った形状の８の字型コイルに対し本発明を適用したも
のであったが、上述したような滑らかな８の字形状とい
った他の８の字型コイルにも本発明は適用可能である。
【００３４】また、上述したようなＲＦコイルは、感度
磁場方向Ｓをｙ方向とする（換言すれば垂直磁場方式の
ＭＲＩ装置のために用いる）ものとして説明してきた。
しかしながら、静磁場方向が体軸方向に平行となるよう
な水平磁場方式のＭＲＩ装置においても８の字型コイル
はしばしば用いられることがあり、その場合においても
本発明は十分適用可能である。
磁場方向Ｓをｙ方向とする（換言すれば垂直磁場方式の
ＭＲＩ装置のために用いる）ものとして説明してきた。
しかしながら、静磁場方向が体軸方向に平行となるよう
な水平磁場方式のＭＲＩ装置においても８の字型コイル
はしばしば用いられることがあり、その場合においても
本発明は十分適用可能である。
【００３５】
【発明の効果】以上説明したように、本発明のＲＦコイ
ルによれば８の字型コイルのように感度が中心導体近傍
に限定されることなく、広範囲にわたって感度を得るこ
とができる。また、垂直磁場方式のＭＲＩ装置に好適で
あって、脊椎のような長い被写体であっても被写体に沿
う長い感度領域を持つＱＤコイルを提供できる。また、
Ｓ／Ｎが向上できるため診断能の高い画像を得ることが
でき、撮影時間の短縮を図ることもできる。
ルによれば８の字型コイルのように感度が中心導体近傍
に限定されることなく、広範囲にわたって感度を得るこ
とができる。また、垂直磁場方式のＭＲＩ装置に好適で
あって、脊椎のような長い被写体であっても被写体に沿
う長い感度領域を持つＱＤコイルを提供できる。また、
Ｓ／Ｎが向上できるため診断能の高い画像を得ることが
でき、撮影時間の短縮を図ることもできる。
【図１】本発明の第１実施形態に係る磁気共鳴イメージ
ング装置のＲＦコイルを示す斜視図。
ング装置のＲＦコイルを示す斜視図。
【図２】従来例に係る８の字型コイルの中心導体１００
の近傍におけるｙｚ面の磁場分布を示す図。
の近傍におけるｙｚ面の磁場分布を示す図。
【図３】上記第１実施形態に係る８の字型コイルの中心
導体１０の近傍におけるｙｚ面の磁場分布を示す図。
導体１０の近傍におけるｙｚ面の磁場分布を示す図。
【図４】本発明の第２実施形態に係る磁気共鳴イメージ
ングのＲＦコイルを示す斜視図。
ングのＲＦコイルを示す斜視図。
【図５】上記第２実施形態のＲＦコイルの中心導体（Ｄ
１〜Ｄ６）近傍のｙｚ面の磁力線分布を示す図。
１〜Ｄ６）近傍のｙｚ面の磁力線分布を示す図。
【図６】上記第２実施形態の変形例に係るトラップ回路
を示す回路図。
を示す回路図。
【図７】本発明の第３実施形態に係る垂直磁場ＭＲＩ装
置の表面ＱＤコイルを示す斜視図。
置の表面ＱＤコイルを示す斜視図。
【図８】従来例に係る８の字型コイルの一例を示す斜視
図。
図。
【図９】上記従来例に係る８の字型コイルと被検体の位
置関係を示す図。
置関係を示す図。
【図１０】従来例に係る８の字型コイルの他の例を示す
斜視図。
斜視図。
【図１１】従来例に係る８の字型コイルのさらに他の例
を示す斜視図。
を示す斜視図。
【図１２】従来例に係るＱＤコイルの一例を示す斜視
図。
図。
【図１３】従来例に係るＱＤコイルの他の例を示す斜視
図。
図。
１０…中心導体 Ｓ…感度磁場方向 Ｉ…電流方向 Ｂ0 …静磁場方向 ＨＬ…磁力線 Ｄ…電路 Ｒ…リアクタンス素子 Ｃ…キャパシタンス Ｌ…インダクタンス ＤＤ…ダイオード
Claims (6)
- 【請求項１】 ほぼ８の字型の形状を有し、その中心部
分の導体の形状を幅広としたことを特徴とする磁気共鳴
イメージング装置のＲＦコイル。 - 【請求項２】 ほぼ８の字型の形状を有し、その中心部
分の導体が分流する複数の電路から成ることを特徴とす
る磁気共鳴イメージング装置のＲＦコイル。 - 【請求項３】 前記分流する複数の電路から成る中心導
体の走行方向は、静磁場方向に対して直交することを特
徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置の
ＲＦコイル。 - 【請求項４】 前記分流する複数の電路の少なくとも一
部にリアクタンス素子を介挿したことを特徴とする請求
項２に記載の磁気共鳴イメージング装置のＲＦコイル。 - 【請求項５】 前記リアクタンス素子の少なくとも一部
と、これに対し並列に接続される所定の回路素子とによ
りトラップ回路を形成したことを特徴とする請求項４に
記載の磁気共鳴イメージング装置のＲＦコイル。 - 【請求項６】 ほぼ８の字型の形状を有し、その中心部
分の導体が分流する複数の電路から成る少なくとも二つ
のコイルを、その感度磁場方向が互いに略直交すると共
に各々の感度磁場方向が静磁場方向に対して略直交する
ように配置して成ることを特徴とする磁気共鳴イメージ
ング装置の矩象検出コイル。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10059784A JPH11253418A (ja) | 1998-03-11 | 1998-03-11 | 磁気共鳴イメージング装置のｒｆコイル |
| US09/265,548 US6172503B1 (en) | 1998-03-11 | 1999-03-09 | Magnetic resonance imaging apparatus and RF coil to be used therefor |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10059784A JPH11253418A (ja) | 1998-03-11 | 1998-03-11 | 磁気共鳴イメージング装置のｒｆコイル |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11253418A true JPH11253418A (ja) | 1999-09-21 |
Family
ID=13123272
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10059784A Pending JPH11253418A (ja) | 1998-03-11 | 1998-03-11 | 磁気共鳴イメージング装置のｒｆコイル |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6172503B1 (ja) |
| JP (1) | JPH11253418A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP1150133A2 (en) * | 2000-04-26 | 2001-10-31 | GE Medical Systems Global Technology Company LLC | MRI RF coil |
Families Citing this family (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3996734B2 (ja) * | 2000-11-20 | 2007-10-24 | 株式会社日立メディコ | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
| US6791326B2 (en) * | 2001-12-07 | 2004-09-14 | The University Of Chicago | NMR detector for supported monolayer and multilayer films |
| JP3971726B2 (ja) * | 2003-09-16 | 2007-09-05 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 磁気共鳴撮影装置 |
| ITTO20040378A1 (it) * | 2004-06-07 | 2004-09-07 | Infm | Configurazioni di bobina di superficie a radiofrequenza per apparecchiatura di risonanza magnetica con migliorata sensibilita' e selettivita' spaziale,ed apparecchiatura di rosonanza magnetica comprendente una tale bobina. |
| CN100592101C (zh) * | 2004-07-29 | 2010-02-24 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 用于在磁共振成像设备中发射和接收射频磁场的电线圈系统以及具有这种电线圈系统的磁共振成像设备 |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4721913A (en) | 1985-05-08 | 1988-01-26 | Mcw Research Foundation, Inc. | NMR local coil network |
| US4878022A (en) | 1988-10-14 | 1989-10-31 | The Regents Of The University Of California | Widened and shaped MRI surface coil having increased signal-to-noise ratio |
| JPH06121779A (ja) | 1992-10-12 | 1994-05-06 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP3576673B2 (ja) | 1996-01-09 | 2004-10-13 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | Ｍｒｉ用平面型コイル |
-
1998
- 1998-03-11 JP JP10059784A patent/JPH11253418A/ja active Pending
-
1999
- 1999-03-09 US US09/265,548 patent/US6172503B1/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP1150133A2 (en) * | 2000-04-26 | 2001-10-31 | GE Medical Systems Global Technology Company LLC | MRI RF coil |
| EP1150133A3 (en) * | 2000-04-26 | 2004-03-31 | GE Medical Systems Global Technology Company LLC | MRI RF coil |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US6172503B1 (en) | 2001-01-09 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| FI73320B (fi) | Nmr-spolarrangemang. | |
| US7495443B2 (en) | RF coil system for super high field (SHF) MRI | |
| US5696449A (en) | RF coil for open MR magnet | |
| US6169401B1 (en) | Flexible open quadrature highpass ladder structure RF surface coil in magnetic resonance imaging | |
| US4879515A (en) | Double-sided RF shield for RF coil contained within gradient coils of NMR imaging device | |
| US6008649A (en) | RF coil apparatus for MR system with lateral B0 field | |
| JP3432896B2 (ja) | 核スピントモグラフィ装置の高周波装置 | |
| US5327898A (en) | Signal receiving coil device for MRI apparatus | |
| US20020169374A1 (en) | Phased array local coil for MRI imaging having non-overlapping regions of sensitivity | |
| JPH0350543B2 (ja) | ||
| JPH06121779A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPS61113308A (ja) | 相互インダクタンスによるｎｍｒ用ｒｆコイル整合装置 | |
| JPH05285120A (ja) | 核スピン共鳴装置のための円偏波形局部アンテナ | |
| JPH11253418A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置のｒｆコイル | |
| US5381093A (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
| US4767993A (en) | Coil system for magnetic resonance imaging | |
| JP3519818B2 (ja) | Ｍｒｉ用平面型コイル | |
| JP3516481B2 (ja) | Ｍｒｉ装置のｒｆコイル | |
| JP3442478B2 (ja) | ヘッド−ネックコイル | |
| JPH07308304A (ja) | Ｍｒｉ用ｒｆコイル | |
| JP3836196B2 (ja) | Ｍｒｉ用ｒｆコイル | |
| JP3576673B2 (ja) | Ｍｒｉ用平面型コイル | |
| JP3549641B2 (ja) | Ｍｒｉ用ｒｆコイル | |
| JPS59156332A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH0951887A (ja) | Ｍｒｉ用クォドラチャコイル |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20050310 |
|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20050310 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20060808 |
|
| A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20061219 |