JP2000185021A - Mri用rfコイル - Google Patents
Mri用rfコイルInfo
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- JP2000185021A JP2000185021A JP10354355A JP35435598A JP2000185021A JP 2000185021 A JP2000185021 A JP 2000185021A JP 10354355 A JP10354355 A JP 10354355A JP 35435598 A JP35435598 A JP 35435598A JP 2000185021 A JP2000185021 A JP 2000185021A
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Abstract
のどちらかを選択的に形成でき、どちらのRFコイルを
選択した場合にも同一の共鳴周波数で共振する。第1の
コンデンサCα〜第4のコンデンサCδは、同一の共鳴
角周波数に対して、リングコイル1とリングコイル2の
間の相互インダクタンスが実質的に無視でき、且つ、R
Fコイルとして機能する第1の鞍型コイル(エレメント
導体3,5およびリングコイル1,2の一部により形成
される)と第2の鞍型コイル(エレメント導体4,6と
リングコイル1,2の一部により形成される)の間の相
互インダクタンスが実質的に無視できる値に調整されて
いる。 【効果】 感度方向を切換可能なMRI用フェーズドア
レイコイルを容易に構成できる。
Description
Resonance Imaging)用RF(Radio Frequency)コイ
ルに関し、さらに詳しくは、コイルを動かしたり,配置
し直す手間を掛けずに感度方向を変えることができるM
RI用RFコイルに関する。特に、垂直磁場型MRI装
置に有用である。
複数の独立したコイルを列設し、各コイルで受信したN
MR信号を別個に処理することで、感度方向を変えられ
るようにしたフェーズドアレイコイル(phased array c
oil)が知られている。
で、感度方向を変えられるMRI用RFコイルは知られ
ていない。すなわち、従来は、感度方向がコイル形状に
より一定方向に決まっており、感度方向を変えるために
はコイルをいちいち動かしたり,配置し直す必要があ
り、操作者(医師や操作技師)の負担が重かった。そこ
で、本発明の目的は、コイルを動かしたり,配置し直す
手間を掛けずに感度方向を変えることができるMRI用
RFコイルを提供することにある。
は、2つのリングコイルの間に複数のエレメント導体を
介設したMRI用RFコイルであって、前記2つのリン
グコイルからなるRFコイルと、互いに隣接する前記エ
レメント導体および当該エレメント導体と前記リングコ
イルの接続点に挟まれたリングコイル部分からなる鞍型
のRFコイルのどちらかを選択的に形成でき、どちらの
RFコイルを選択した場合にも同一の共鳴周波数で共振
することを特徴とするMRI用RFコイルを提供する。
上記第1の観点によるMRI用RFコイルでは、同一の
共鳴周波数に対して、2つのリングコイルからなるRF
コイルと、エレメント導体およびリングコイルの一部か
らなる鞍型のRFコイルのどちらかを選択的に形成でき
るので、その選択により、コイルを動かしたり配置し直
す手間を掛けずに感度方向を90°変えることが出来
る。
コイルと、第2のリングコイルと、前記第1のリングコ
イルと前記第2のリングコイルの間に介設された第1〜
第4のエレメント導体と、前記第1のエレメント導体と
前記第1のリングコイルの接続点および前記第2のエレ
メント導体と前記第1のリングコイルの接続点の間に介
設された第1のコンデンサと、前記第1のエレメント導
体と前記第2のリングコイルの接続点および前記第2の
エレメント導体と前記第2のリングコイルの接続点の間
に介設された第2のコンデンサと、前記第1のエレメン
ト導体に介設された第3のコンデンサと、前記第2のエ
レメント導体に介設された第4のコンデンサと、前記第
3のエレメント導体と前記第1のリングコイルの接続点
および前記第4のエレメント導体と前記第1のリングコ
イルの接続点の間に介設された第1の給電用コンデンサ
および第1の制御信号に応じて電流路を遮断しうる第1
のディセイブルスイッチと、前記第3のエレメント導体
と前記第2のリングコイルの接続点および前記第4のエ
レメント導体と前記第2のリングコイルの接続点の間に
介設された第2の給電用コンデンサおよび第2の制御信
号に応じて電流路を遮断しうる第2のディセイブルスイ
ッチと、前記第3のエレメント導体に介設された第3の
給電用コンデンサおよび第3の制御信号に応じて電流路
を遮断しうる第3のディセイブルスイッチと、前記第4
のエレメント導体に介設された第4の給電用コンデンサ
および第4の制御信号に応じて電流路を遮断しうる第4
のディセイブルスイッチとを具備し、前記第1〜第4の
コンデンサは、同一の共鳴周波数に対して、前記第1の
リングコイルと前記第2のリングコイルの間の相互イン
ダクタンスが実質的に無視できるように、且つ、前記第
1,第3のエレメント導体およびそれらエレメント導体
と前記第1,第2のリングコイルの接続点に挟まれたリ
ングコイル部分により形成される第1の鞍型コイルと、
前記第2,第4のエレメント導体およびそれらエレメン
ト導体と前記第1,第2のリングコイルの接続点に挟ま
れたリングコイル部分により形成される第2の鞍型コイ
ルの間の相互インダクタンスが実質的に無視できるよう
に容量が調整されていることを特徴とするMRI用RF
コイルを提供する。上記構成において、「給電」は、励
起用RFパルスの送信,NMR信号の受信のための電力
の供給,取り出しのどちらか一方または両方を意味す
る。上記第2の観点によるMRI用RFコイルでは、第
3のディセイブルスイッチにより第3のエレメント導体
を流れる電流路を遮断すると共に第4のディセイブルス
イッチにより第4のエレメント導体を流れる電流路を遮
断することで、第3,第4のエレメント導体が実質的に
切り離され、第1のリングコイルと第2のリングコイル
がRFコイルとして機能する。ここで、第1〜第4のコ
ンデンサの容量の条件より、第1のリングコイルと第2
のリングコイルの間の相互インダクタンスを実質的に無
視できるから、前記第1リングコイルと第2のリングコ
イルの間の相互干渉を実質的に無くし、SNR(Signal
to Noise Ratio)を十分に高めることが出来る。一
方、第1のディセイブルスイッチにより第1のリングコ
イルを流れる電流路を遮断すると共に第2のディセイブ
ルスイッチにより第2のリングコイルを流れる電流路を
遮断することで、第3,第4のエレメント導体と第1の
リングコイルの接続点間および第3,第4のエレメント
導体と第2のリングコイルの接続点間が実質的に切り離
され、第1,第3のエレメント導体および第1,第2の
リングコイルの一部により形成された第1の鞍型コイル
と、第2,第4のエレメント導体および第1,第2のリ
ングコイルの一部により形成された第2の鞍型コイルと
が、RFコイルとして機能する。ここで、第1〜第4の
コンデンサの容量の条件より、第1の鞍型コイルと第2
の鞍型コイルの間の相互インダクタンスを実質的に無視
できるから、前記第1の鞍型コイルと前記第2の鞍型コ
イルの間の相互干渉を実質的に無くし、SNRを十分に
高めることが出来る。以上より、同一の共鳴周波数に対
して、感度方向が90°異なったRFコイルとして機能
する。
により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これによ
り本発明が限定されるものではない。
に、本発明にかかるMRI用RFコイルの基本原理につ
いて説明する。図1は、本発明にかかるMRI用RFコ
イル100を示す斜視図である。このMRI用RFコイ
ル100は、リングコイル1と、リングコイル2と、前
記リングコイル1と前記リングコイル2の間に介設され
たエレメント導体3,4,5,6と、前記エレメント導
体3と前記リングコイル1の接続点と前記エレメント導
体4と前記リングコイル1の接続点の間に介設された第
1コンデンサCαと、前記エレメント導体3と前記リン
グコイル2の接続点と前記エレメント導体4と前記リン
グコイル2の接続点の間に介設された第2コンデンサC
βと、前記エレメント導体3に介設された第3コンデン
サCγと、前記エレメント導体4に介設された第4コン
デンサCδとを具備している。また、前記エレメント導
体5と前記リングコイル1の接続点および前記エレメン
ト導体6と前記リングコイル1の接続点の間に介設され
た給電用コンデンサC1および制御用バイアス電圧V1
に応じて電流路を遮断しうるディセイブルスイッチ(di
sable switch)101と、前記エレメント導体5と前記
リングコイル2の接続点および前記エレメント導体6と
前記リングコイル2の接続点の間に介設された給電用コ
ンデンサC2および制御用バイアス電圧V2に応じて電
流路を遮断しうるディセイブルスイッチ102と、前記
エレメント導体5に介設された給電用コンデンサC3お
よび制御用バイアス電圧V3に応じて電流路を遮断しう
るディセイブルスイッチ103と、前記エレメント導体
6に介設された給電用コンデンサC4および制御用バイ
アス電圧V4に応じて電流路を遮断しうるディセイブル
スイッチ104とを具備している。前記第1コンデンサ
Cα,第2コンデンサCβ,第3コンデンサCγ,第4
コンデンサCδは、同一の共鳴角周波数(対象核種のラ
ーモア角周波数)ωoに対して、前記リングコイル1,
2の間の相互インダクタンス(図2のM1)が実質的に
無視できるように、且つ、エレメント導体3,5および
それらエレメント導体3,5とリングコイル1,2の接
続点に挟まれたリングコイル部分により形成される鞍型
コイル(図3のK1)と,エレメント導体4,6および
それらエレメント導体4,6とリングコイル1,2の接
続点に挟まれたリングコイル部分により形成される鞍型
コイル(図3のK2)の間の相互インダクタンス(図3
のM2)が実質的に無視できるように、容量が調整され
ている。ただし、リングコイル1と,リングコイル2を
等価にする見地から、一般に、容量Cαと容量Cβは等
しい。また、2つの鞍型コイルを等価にする見地から、
一般に、容量Cγと容量Cδは等しい。
アス電圧V1,V2によりディセイブルスイッチ10
1,102を導通状態とし、前記制御用バイアス電圧V
3,V4によりディセイブルスイッチ103,104を
不通状態とし、リングコイル1にRF電圧源Vr(これ
は、励起用RFパルスの印加電圧またはNMR信号によ
る誘起電圧に相当する)から共鳴角周波数ωの電流Iを
流した場合を想定する。このとき、前記リングコイル
1,2は、図のX軸方向の振動磁場bxを発生したり検
出するRFコイルとして機能する。図中、ループABD
E(第3コンデンサCγ→第2コンデンサCβ→第4コ
ンデンサCδの経路)を流れる電流をImとすると、こ
の電流Imにより図のAB間に現れる電圧VBAは、Cβ
=Cαとすれば、
間の相互インダクタンスをM1とし、図2のように、リ
ングコイル1における電流Iの正の向きとリングコイル
2における電流I2の正の向きとを同方向に決め、M1
>0と規定すると、相互インダクタンスM1により図の
AB間に誘起される電圧VBAは、
(2)式で表される電圧VBAが等しくなると、相互干渉の
影響により、リングコイル2に誘導電流が流れることが
防止されるから、
フの法則より、
1とリングコイル2間の相互干渉を打ち消す条件は、
アス電圧V1,V2によりディセイブルスイッチ10
1,102を不通状態とし、前記制御用バイアス電圧V
3,V4によりディセイブルスイッチ103,104を
導通状態とし、エレメント導体6にRF電圧源Vrによ
り共鳴角周波数ωの電流Iを流した場合を想定する。こ
のとき、鞍型コイルK1,K2は、図のY軸方向の振動
磁場byを発生したり検出するRFコイルとして機能す
る。この場合、鞍型コイルK1と,鞍型コイルK2の間
の相互インダクタンスをM2とし、図3のように、エレ
メント導体5における電流I5の正の向きとエレメント
導体6における電流Iの正の向きとを同方向に決め、M
2>0と規定すると、鞍型コイルK1と,鞍型コイルK
2の間の相互干渉を打ち消す条件は、Cδ=Cγとすれ
ば、
について整理すると、
つための条件は、M1>0ゆえ、
に意味のある解が存在する。
容量Cα,第2コンデンサの容量Cβ(=Cα),第3
コンデンサの容量Cγ,第4コンデンサの容量Cδ(=
Cγ)を、上記(5)式,上記(6)式を満足するよう
に調整することが可能であることが証明された。このと
き、共鳴角周波数ωに対して、リングコイル1,2間の
相互インダクタンスM1(図2参照)を実質的に無視で
き、前記リングコイル1,2を相互干渉の無いRFコイ
ルとして使用することが出来る。また、共鳴角周波数ω
に対して、鞍型コイルK1と,鞍型コイルK2の間の相
互インダクタンスM2(図3参照)を実質的に無視で
き、鞍型コイルK1,K2を相互干渉の無いRFコイル
として使用することが出来る。
コイル100を含む送受信回路110の構成図である。
図中、Bzは、垂直方向の静磁場を示す。この送受信回
路110は、図1に示したMRI用RFコイル100
と、パワーアンプ11と、感度方向切換スイッチ12
と、送信/受信切換スイッチ13−1〜13−4と、バ
ラン(balun)14−1〜14−4と、プリアンプ15
−1〜15−4とを具備して構成されている。なお、各
送信/受信切換スイッチ13−1〜14−4と前記バラ
ン14−1〜14−4とを結ぶ伝送路の長さは、共鳴角
周波数ωoに対応する波長をλoとするとき、λo/4
である。
(102,103,104も同じ構成)を示す回路図で
ある。このディセイブルスイッチ101は、前記リング
コイル1に介設されたコンデンサCと,そのコンデンサ
Cと並列に接続されたインダクタLおよびダイオードD
の直列回路と,前記ダイオードDのアノードに一端が接
続された帯域消去フィルタ(band reject filter)F1
と,前記ダイオードDのカソードに一端が接続された帯
域消去フィルタF2と、前記帯域消去フィルタF1,F
2の他端に接続されたローパルフィルタFLとを具備し
て構成されている。前記インダクタのインダクタンスL
および前記コンデンサの容量Cは、両素子の並列共振角
周波数を前記共鳴角周波数ωoとするために、 を満たすように調整されている。正の制御用バイアス電
圧V1を印加して前記ダイオードDを順バイアスする
と、前記インダクタLおよび前記コンデンサCが並列共
振回路を形成して、並列共振状態(=インピーダンス無
限大)となり、リングコイル1を流れる電流路が遮断さ
れる。一方、負の制御用バイアス電圧を印加して前記ダ
イードDを逆バイアスすると、前記コンデンサCの容量
のみが実質的に電流路に介設される(リングコイル1を
流れる電流路は遮断されない)。
する。説明の都合上、撮像シーケンスは、SE(Spin E
cho)法とする。 [1]リングコイル1,2を送信コイルとして用いる場
合、感度方向切換スイッチ12の選択出力端子を〔1〕
の側に切り換える。図6に、制御用バイアス電圧V1〜
V4の状態と、励起用RFパルスおよび受信リードのタ
イミングを例示する。励起用RFパルスの送信時には、
負の制御用バイアス電圧V1,V2を供給してディセイ
ブルスイッチ101,102を単なる容量Cとして働か
せると共に、正の制御用バイアス電圧V3,V4を供給
してディセイブルスイッチ103,104で電流路を遮
断する(これにより、図2の状態となる)。リングコイ
ル1,2によりX軸方向の振動磁場bxが発生する。N
MR信号の受信時には、前記制御用バイアス電圧V1〜
V4を正電圧に反転してRFコイルとしての機能を停止
し、別のコイル(例えば受信コイル)との相互干渉を低
減した状態で、受信コイルによりNMR信号を受信し、
受信器へ送る。 [2]エレメント導体3,5およびリングコイル1,2
の一部からなる鞍型コイル(図3のK1)と,エレメン
ト導体4,6およびリングコイル1,2の一部からなる
鞍型コイルK2を送信コイルとして用いる場合、感度方
向切換スイッチ12の選択出力端子を〔2〕の側に切り
換える。図7に、制御用バイアス電圧V1〜V4の状態
と、励起用RFパルスおよび受信リードのタイミングを
例示する。励起用RFパルスの送信時には、鞍型コイル
K1,K2によりY軸方向の振動磁場byが発生する。 [3]リングコイル1,2を送信受信兼用コイルとして
用いる場合、感度方向切換スイッチ12の選択出力端子
を〔1〕の側に切り換える。図8に、制御用バイアス電
圧V1〜V4の状態と、励起用RFパルスおよび受信リ
ードのタイミングを例示する。励起用RFパルスの送信
時およびNMR信号の受信時には、負の制御用バイアス
電圧V1,V2を供給してディセイブルスイッチ10
1,102を単なる容量として働かせると共に、正の制
御用バイアス電圧V3,V4を供給してディセイブルス
イッチ103,104で電流路を遮断する(これによ
り、図2の状態となる)。リングコイル1,2は、X軸
方向の振動磁場bxを発生し、検出する。なお、各受信
器に送られたNMR信号を処理すれば、前記リングコイ
ル1,2をフェーズドアレイコイルとして使用できる。 [4]前記鞍型コイルK1,K2を送信受信兼用コイル
として用いる場合、感度方向切換スイッチ12の選択出
力端子を〔2〕の側に切り換える。図9に、制御用バイ
アス電圧V1〜V4の状態と、励起用RFパルスおよび
受信リードのタイミングを例示する。これにより、鞍型
コイルK1,K2は、Y軸方向の振動磁場byを発生
し、受信する。なお、各受信器に送られたNMR信号を
処理すれば、前記鞍型コイルK1,K2をフェーズドア
レイコイルとして使用できる。
ば、ディセイブルスイッチ101〜104で電流路を選
択的に遮断することで、リングコイル1,2と、鞍型コ
イルK1,K2のどちらかを共鳴角周波数ωoで同調す
る送信コイル(または送信受信兼用コイル)として形成
できる。したがって、例えば、受信コイルとして、Y軸
方向に感度を持つ表面コイル(コイル面はXZ面に平
行)を使用する場合には、Y軸方向と直交するX軸方向
に感度を持つリングコイル1,2を送信コイルとするこ
とで、受信コイルとの相互干渉を十分に低減し、受信コ
イルのブロッキング回路の個数を節減できる。また、X
軸方向に感度を持つ表面コイル(コイル面はYZ面に平
行)を使用する場合には、X軸方向と直交するY軸方向
の感度を持つ鞍型コイルK1,K2を送信コイルとする
ことで、受信コイルとの相互干渉を十分に低減できる。
Fコイル200を含む受信専用回路210の構成図であ
る。図中、Cα,Cβ,Cγ,Cδは、上記第1の実施
形態にかかるMRI用RFコイル100のコンデンサC
α,Cβ,Cγ,Cδと同じ容量である。Cp,Cq,
Cr,Csは、各部に介設されたコンデンサである。
のディセイブルスイッチ201(202,203,20
4も同じ構成)を示す回路図である。このディセイブル
スイッチ201は、リングコイル1’に介設された給電
用コンデンサC1と,その給電用コンデンサC1と並列
に接続されたインダクタLおよびダイオードDの直列回
路と,前記ダイオードDのアノードおよびカソードに一
端側が接続されたバラン21−1と、そのバラン21−
1の他端側に接続された送信/受信切換スイッチ22−
1とを具備して構成されている。前記インダクタLおよ
び前記共振用コンデンサC1は、両素子の並列共振角周
波数が前記共鳴角周波数ωoとなるようにインダクタン
スおよび容量が調整されている。正の制御用バイアス電
圧V1を印加して前記ダイオードDを順バイアスする
と、前記インダクタLおよび前記給電用コンデンサC1
が並列共振回路を形成して、並列共振状態(=インピー
ダンス無限大)となり、リングコイル1’を流れる電流
路が遮断される。一方、負の制御用バイアス電圧を印加
して前記ダイードDを逆バイアスすると、前記給電用コ
ンデンサC1の容量のみが実質的に電流路に介設される
(リングコイル1’を流れる電流路は遮断されない)。
なお、前記送信/受信切換スイッチ22−1は、前記制
御用バイアス電圧V1を前記リングコイル1の側のみに
伝え、プリアンプ23−1の側には伝えない働きを有す
る。このために、前記送信/受信切換スイッチ22−1
におけるインダクタのインダクタンスL’、コンデンサ
の容量C’は、 を満たすように調整されている。
明する。説明の都合上、撮像シーケンスは、SE法とす
る。 [1]図12は、リングコイル1’,2’を受信コイル
として用いる場合について、制御用バイアス電圧V1〜
V4の状態と、励起用RFパルスおよび受信リードのタ
イミングを例示する。励起用RFパルスの送信時には、
正の制御用バイアス電圧V1,V2,V3,V4を供給
してディセイブルスイッチ201,202,203,2
04で電流路を遮断する(これにより、RFコイルとし
ての機能を停止し、送信コイルとの相互干渉を低減でき
る)。NMR信号の受信時には、制御用バイアス電圧V
1,V2のみを負電圧に反転してディセイブルスイッチ
201,202を単なる容量Cとして働かせる(これに
より、図2の状態となる)。リングコイル1’,2’
は、X軸方向の振動磁場bxを検出する。[2]図13
は、エレメント導体3,5’およびリングコイル1’,
2’の一部からなる鞍型コイル(図3のK1)と,エレ
メント導体4,6’およびリングコイル1’,2’の一
部からなる鞍型コイルK2を受信コイルとして用いる場
合について、制御用バイアス電圧V1〜V4の状態と、
励起用RFパルスおよび受信リードのタイミングを例示
する。NMR信号の受信時には、制御用バイアス電圧V
3,V4のみを負電圧に反転してディセイブルスイッチ
203,204を単なる容量Cとして働かせる(これに
より、図3の状態となる)。鞍型コイルK1,K2は、
Y軸方向の振動磁場byを検出する。
ば、ディセイブルスイッチ101〜104で電流路を選
択的に遮断することで、リングコイル1,2と、鞍型コ
イルK1,K2のどちらかを共鳴角周波数ωoで同調す
る受信コイルとして形成できる。したがって、例えば、
図14に示すように、Y軸の正方向側にある関心領域を
撮像するため、Y軸方向の振動磁場by’に対して感度
を持つ受信コイルR1(コイル面はXZ面に平行)を併
用する場合には、Y軸方向に直交するX軸方向の感度を
持つリングコイル1’,2’を受信コイルとすること
で、受信コイルR1との相互干渉を十分に低減できる。
また、図15に示すように、X軸方向の振動磁場bx’
に対して感度を持つ受信コイルR2(コイル面はYZ面
に平行)を併用する場合には、X軸方向に直交するY軸
方向の感度を持つ鞍型コイルK1,K2を受信コイルと
することで受信コイルR2との相互干渉を十分に低減で
きる。どちらの場合も、相関ノイズを十分に低減でき、
SNRの高いMR画像を得ることが出来る。なお、相互
干渉を低減する見地からは、プリアンプ23−1〜23
−4の入力インピーダンスはできる限り小さくすること
が好ましい。
はMRI用RFコイル200を単独で用いたが、図16
に示すように、複数のMRI用RFコイル100−1,
100−2,100−3(200−1,200−2,2
00−3でもよい)を縦方向に配列した場合にも、各コ
イル間の相互干渉を十分に低減することが出来る。例え
ば、MRI用RFコイル100−1のみをRFコイルと
して用いる場合、MRI用RFコイル100−1の感度
方向をX軸方向とし、他のMRI用RFコイル100−
2,100−3の感度方向をY軸方向とする。MRI用
RFコイル100−2のみをRFコイルとして用いる場
合、MRI用RFコイル100−2の感度方向をX軸方
向とし、他のMRI用RFコイル100−1,100−
3の感度方向をY軸方向とする。MRI用RFコイル1
00−1,100−2またはMRI用RFコイル100
−1,100−3を同時にRFコイルとして用いる場
合、MRI用RFコイル100−1の感度方向をX軸方
向とし、MRI用RFコイル100−2の感度方向をY
軸方向とし、MRI用RFコイル100−3の感度方向
をX軸方向とする(この場合、100−1と100−3
との感度方向が一致するが、距離が離れているので、両
者間の相互干渉は無視できる)。なお、前記構成で、X
軸方向とY軸方向とを入れ換えてもよい。 (2)上記MRI用RFコイル100における給電用コ
ンデンサC1,C2,C3,C4、または、上記MRI
用RFコイル200におけるコンデンサCp,Cq,C
r,Csにも、ディセイブルスイッチを設けることで、
ディセイブル時の電流路遮断性能をさらに向上でき、コ
イル間の相互干渉をいっそう低減することが出来る。
相互干渉を無視しうる1組のリングコイルをRFコイル
として用いるか、エレメント導体およびリングコイルの
一部からなる1組の鞍型コイルをRFコイルとして用い
るかを選択できるので、コイルを動かしたり,配置し直
したりすることなく感度方向を変更可能なフェーズドア
レイコイルを容易に構成できる。このため、近傍に、他
のコイル(送信コイルや受信コイル)を併設する場合で
も、当該コイルとの相互干渉を十分に低減できる。
を示す斜視図である。
Fコイルとして機能させるときの状態を示す説明図であ
る。
するときの状態を示す説明図である。
コイルを含む送受信回路の構成図である。
ディセイブルスイッチを示す回路図である。
リングコイルを送信コイルとして用いる場合の各部の状
態を示すタイムチャートである。
形成された鞍型コイルを送信コイルとして用いる場合の
各部の状態を示すタイムチャートである。
リングコイルを送信受信兼用コイルとして用いる場合の
各部の状態を示すタイムチャートである。
形成された鞍型コイルを送信受信兼用コイルとして用い
る場合の各部の状態を示す別のタイムチャートである。
Fコイルを含む受信専用回路の構成図である。
のディセイブルスイッチを示す回路図である。
のリングコイルを受信コイルとして用いる場合の各部の
状態を示すタイムチャートである。
に形成された鞍型コイルを受信コイルとして用いる場合
の各部の状態を示すタイムチャートである。
と、Y軸方向の感度を持つ受信コイルとを併用した状態
を示す斜視図である。
と、X軸方向の感度を持つ受信コイルとを併用した状態
を示す斜視図である。
た状態を示す斜視図である。
Claims (2)
- 【請求項1】 2つのリングコイルの間に複数のエレメ
ント導体を介設したMRI用RFコイルであって、 前記2つのリングコイルからなるRFコイルと、互いに
隣接する前記エレメント導体および当該エレメント導体
と前記リングコイルの接続点に挟まれたリングコイル部
分からなる鞍型のRFコイルのどちらかを選択的に形成
でき、どちらのRFコイルを選択した場合にも同一の共
鳴周波数で共振することを特徴とするMRI用RFコイ
ル。 - 【請求項2】 第1のリングコイルと、第2のリングコ
イルと、前記第1のリングコイルと前記第2のリングコ
イルの間に介設された第1〜第4のエレメント導体と、
前記第1のエレメント導体と前記第1のリングコイルの
接続点および前記第2のエレメント導体と前記第1のリ
ングコイルの接続点の間に介設された第1のコンデンサ
と、前記第1のエレメント導体と前記第2のリングコイ
ルの接続点および前記第2のエレメント導体と前記第2
のリングコイルの接続点の間に介設された第2のコンデ
ンサと、前記第1のエレメント導体に介設された第3の
コンデンサと、前記第2のエレメント導体に介設された
第4のコンデンサと、前記第3のエレメント導体と前記
第1のリングコイルの接続点および前記第4のエレメン
ト導体と前記第1のリングコイルの接続点の間に介設さ
れた第1の給電用コンデンサおよび第1の制御信号に応
じて電流路を遮断しうる第1のディセイブルスイッチ
と、前記第3のエレメント導体と前記第2のリングコイ
ルの接続点および前記第4のエレメント導体と前記第2
のリングコイルの接続点の間に介設された第2の給電用
コンデンサおよび第2の制御信号に応じて電流路を遮断
しうる第2のディセイブルスイッチと、前記第3のエレ
メント導体に介設された第3の給電用コンデンサおよび
第3の制御信号に応じて電流路を遮断しうる第3のディ
セイブルスイッチと、前記第4のエレメント導体に介設
された第4の給電用コンデンサおよび第4の制御信号に
応じて電流路を遮断しうる第4のディセイブルスイッチ
とを具備し、 前記第1〜第4のコンデンサは、同一の共鳴周波数に対
して、前記第1のリングコイルと前記第2のリングコイ
ルの間の相互インダクタンスが実質的に無視できるよう
に、且つ、前記第1,第3のエレメント導体およびそれ
らエレメント導体と前記第1,第2のリングコイルの接
続点に挟まれたリングコイル部分により形成される第1
の鞍型コイルと、前記第2,第4のエレメント導体およ
びそれらエレメント導体と前記第1,第2のリングコイ
ルの接続点に挟まれたリングコイル部分により形成され
る第2の鞍型コイルの間の相互インダクタンスが実質的
に無視できるように容量が調整されていることを特徴と
するMRI用RFコイル。
Priority Applications (1)
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---|---|---|---|
JP35435598A JP3847019B2 (ja) | 1998-12-14 | 1998-12-14 | Mri用rfコイル |
Applications Claiming Priority (1)
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---|---|---|---|
JP35435598A JP3847019B2 (ja) | 1998-12-14 | 1998-12-14 | Mri用rfコイル |
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JP2000185021A true JP2000185021A (ja) | 2000-07-04 |
JP3847019B2 JP3847019B2 (ja) | 2006-11-15 |
Family
ID=18437005
Family Applications (1)
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---|---|---|---|
JP35435598A Expired - Fee Related JP3847019B2 (ja) | 1998-12-14 | 1998-12-14 | Mri用rfコイル |
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Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP3847019B2 (ja) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2003070764A (ja) * | 2001-08-31 | 2003-03-11 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Rf信号受信コイルおよび磁気共鳴撮像装置 |
JP2006014987A (ja) * | 2004-07-02 | 2006-01-19 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴用コイル、マグネットシステムおよび磁気共鳴撮影装置 |
CN113835053A (zh) * | 2020-06-23 | 2021-12-24 | 通用电气精准医疗有限责任公司 | 射频功率放大器的功率控制装置和mri***的射频发射*** |
-
1998
- 1998-12-14 JP JP35435598A patent/JP3847019B2/ja not_active Expired - Fee Related
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JP4531462B2 (ja) * | 2004-07-02 | 2010-08-25 | 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 | 磁気共鳴用コイル、マグネットシステムおよび磁気共鳴撮影装置 |
CN113835053A (zh) * | 2020-06-23 | 2021-12-24 | 通用电气精准医疗有限责任公司 | 射频功率放大器的功率控制装置和mri***的射频发射*** |
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