JP2615195B2 - 磁気共鳴映像システム用広幅ｍｒｉ表面コイル - Google Patents
磁気共鳴映像システム用広幅ｍｒｉ表面コイルInfo
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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
- G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
- G01R33/341—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils
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Description
【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は、核磁気共鳴（NMR）（unclear magnetic re
sonance）現像を利用した磁気共鳴映像（MRI）（magnet
ic resomance imaging）技術の分野に関する。特に、こ
のMRIシステムに用いられるRFコイルに関する。
sonance）現像を利用した磁気共鳴映像（MRI）（magnet
ic resomance imaging）技術の分野に関する。特に、こ
のMRIシステムに用いられるRFコイルに関する。
［従来の技術及びその課題］ 現在、各種の磁気共鳴映像システムが市販され、医学
界では医用映像目的に広く用いられている。簡単に説明
すると、磁気勾配パルス及び特殊な形をした周期的RFパ
ルスを注意深く制御したシーケンスを用いることによっ
て、ラジオ周波数（radio frequency）のNMR応答が患者
の影像体の中から発せられる。この比較的弱いRF応答を
適切に集め且つ十分に解析することにより、十分な情報
が集められ、患者の影像の所定の“スライス”（薄片）
又はその他の所望の区域内のNMR核の立体的分布を表わ
す断面像が出来上がり、これが表示される。
界では医用映像目的に広く用いられている。簡単に説明
すると、磁気勾配パルス及び特殊な形をした周期的RFパ
ルスを注意深く制御したシーケンスを用いることによっ
て、ラジオ周波数（radio frequency）のNMR応答が患者
の影像体の中から発せられる。この比較的弱いRF応答を
適切に集め且つ十分に解析することにより、十分な情報
が集められ、患者の影像の所定の“スライス”（薄片）
又はその他の所望の区域内のNMR核の立体的分布を表わ
す断面像が出来上がり、これが表示される。
従来から、各種のRFコイル構造体が、患者の影像体に
向うRF信号と、これから来る信号とを効率良く組合わせ
るために用いられている。これらのコイルのあるもの
は、写し出すべき体の部分を囲み、又他のものは、患者
の体に対して接線方向に置かれ、又、所望の内部影像体
の略中心に置かれた、いわゆる“サーフェース”（表
面）コイル（surface coil）である。主に、これらの表
面コイルは、RF信号の受信用にのみに用いられる（その
他のRFコイルは患者の体内へRF伝送に用いられる）。
向うRF信号と、これから来る信号とを効率良く組合わせ
るために用いられている。これらのコイルのあるもの
は、写し出すべき体の部分を囲み、又他のものは、患者
の体に対して接線方向に置かれ、又、所望の内部影像体
の略中心に置かれた、いわゆる“サーフェース”（表
面）コイル（surface coil）である。主に、これらの表
面コイルは、RF信号の受信用にのみに用いられる（その
他のRFコイルは患者の体内へRF伝送に用いられる）。
従来から、この表面コイルの各種変わったタイプのも
のが提案され、且つ使用されている。例えば、米国特許
同時係属出願第145,279号、1988年１月19日、発明者kau
fman他氏、に、ある環境に於ける磁気共鳴映像用RF表面
コイルの公知の利点が各種記載されている。
のが提案され、且つ使用されている。例えば、米国特許
同時係属出願第145,279号、1988年１月19日、発明者kau
fman他氏、に、ある環境に於ける磁気共鳴映像用RF表面
コイルの公知の利点が各種記載されている。
映像の品質には、受取ったRF信号に対し達成し得る信
号対雑音比が直接関係するので、当該技術者の関心は常
にこの信号対雑音比の改善に向けられてている。これが
特に重要なのは、このコイルで人体の腰椎部分を映像す
るときで、この部分の診断を可能とするためには、更に
改善された映像品質を必要とする。
号対雑音比が直接関係するので、当該技術者の関心は常
にこの信号対雑音比の改善に向けられてている。これが
特に重要なのは、このコイルで人体の腰椎部分を映像す
るときで、この部分の診断を可能とするためには、更に
改善された映像品質を必要とする。
［課題を解決するための手段及びその作用］ 比較的幅広で形状寸法を工夫したMRI・RFコイルの導
体要素を作ることによって、受け取ったRF信号の信号対
雑音比が効率良く改善することを見出した。本発明は、
特に、人体の腰椎の部分の映像を見るために用いられる
表面コイル構造体に有効に利用することが出来る。
体要素を作ることによって、受け取ったRF信号の信号対
雑音比が効率良く改善することを見出した。本発明は、
特に、人体の腰椎の部分の映像を見るために用いられる
表面コイル構造体に有効に利用することが出来る。
本発明による好ましい１つの実施例に於いては、この
導体要素が、人体の映像部分の方を向いた比較的幅の広
い平らな部分とこれに繋がる所定形状寸法の縁部とを持
って形成されており、この縁の部分が、この平らな部分
から遠ざかり且つ患者の映像部分から遠ざかる方向に湾
曲している。
導体要素が、人体の映像部分の方を向いた比較的幅の広
い平らな部分とこれに繋がる所定形状寸法の縁部とを持
って形成されており、この縁の部分が、この平らな部分
から遠ざかり且つ患者の映像部分から遠ざかる方向に湾
曲している。
この実施例に於いては、導体要素が全体的に浅いＵ字
形をした断面を持っている。実質的に平らで薄い輪状の
部分が、その内外両側端部に比較的小さな曲率半径で湾
曲した湾曲縁部をそれぞれ持ち、これらが、導体の平ら
な輪状の部分の内外両側端部から徐々に90゜まで湾曲し
て、患者の映像部から遠ざかる方向に立ち上がってい
る。 好ましくは、この導体の断面の幅が、表面コイル
のループの平均巻回半径の約1/2（又はそれ以下）であ
る。その結果、このコイルのループの中心に比較的小さ
な穴ができる。表面コイルのループの平均巻回半径に比
しこの比較的幅の広い平らな胴体部分と、それに繋がり
その両縁から湾曲して立ち上がる形の湾曲縁部とによ
り、信号対雑音比が改善される。
形をした断面を持っている。実質的に平らで薄い輪状の
部分が、その内外両側端部に比較的小さな曲率半径で湾
曲した湾曲縁部をそれぞれ持ち、これらが、導体の平ら
な輪状の部分の内外両側端部から徐々に90゜まで湾曲し
て、患者の映像部から遠ざかる方向に立ち上がってい
る。 好ましくは、この導体の断面の幅が、表面コイル
のループの平均巻回半径の約1/2（又はそれ以下）であ
る。その結果、このコイルのループの中心に比較的小さ
な穴ができる。表面コイルのループの平均巻回半径に比
しこの比較的幅の広い平らな胴体部分と、それに繋がり
その両縁から湾曲して立ち上がる形の湾曲縁部とによ
り、信号対雑音比が改善される。
［実施例］ “相反の定理”により理解し得る如く、表面コイルRF
レシーバーに対するある位置に於ける信号対雑音比（S/
N）は、（ａ）その点に於ける磁場の強さ（Ｂ）と、
（ｂ）送信器として使用されるとき、コイルによって消
費される電力（Ｐ）と、を知ることによって計算され
る。即ち、信号対雑音比に就いては次の式が成立する、 この式は、又、消費される電力を、電気回路の中のコ
イルの有効直列抵抗（Ｒ）と、その中を流れる電流
（Ｉ）の単位量当りのコイルにより励起される磁場の強
さとによって書替えることが出来る。即ち、 この式に、Ｐ＝I2R、を代入することによって次の式
が得られる、 これらのパラメーターは、全て、RF送信器としてコイ
ルが使用されたとき測られたものであるが、本件の場合
は、送信器としてではなく、表面コイル・レシーバーと
して考えられる。しかし、この解析は相反の定理を用い
ているので、コイルにより作られる仮想磁場は、この信
号対雑音比に寄与する量の仮想量を表わすものとして考
え且つ理解することが出来る。
レシーバーに対するある位置に於ける信号対雑音比（S/
N）は、（ａ）その点に於ける磁場の強さ（Ｂ）と、
（ｂ）送信器として使用されるとき、コイルによって消
費される電力（Ｐ）と、を知ることによって計算され
る。即ち、信号対雑音比に就いては次の式が成立する、 この式は、又、消費される電力を、電気回路の中のコ
イルの有効直列抵抗（Ｒ）と、その中を流れる電流
（Ｉ）の単位量当りのコイルにより励起される磁場の強
さとによって書替えることが出来る。即ち、 この式に、Ｐ＝I2R、を代入することによって次の式
が得られる、 これらのパラメーターは、全て、RF送信器としてコイ
ルが使用されたとき測られたものであるが、本件の場合
は、送信器としてではなく、表面コイル・レシーバーと
して考えられる。しかし、この解析は相反の定理を用い
ているので、コイルにより作られる仮想磁場は、この信
号対雑音比に寄与する量の仮想量を表わすものとして考
え且つ理解することが出来る。
普通、表面コイルの電流の通る路は単巻のループであ
る。従ってこれは、単に、導体の線の多数の細い線のル
ープ（円形、正方形、方形等）の並列体として考えるこ
とが出来る。このコイルのループの部分の大きさ及び形
状は、主に、患者の映像を求める容積部までの横断距離
（即ち深さ）及び所望の視野の大きさによって決定され
る。いわゆる“右螺子の法則”は、コイルの平面に対す
る患者の映像容積部の深さに、略等しい半径（又は平均
半径）を持ったループ（例えば円形又は正方形）が用い
られる場合に成立する法則である。
る。従ってこれは、単に、導体の線の多数の細い線のル
ープ（円形、正方形、方形等）の並列体として考えるこ
とが出来る。このコイルのループの部分の大きさ及び形
状は、主に、患者の映像を求める容積部までの横断距離
（即ち深さ）及び所望の視野の大きさによって決定され
る。いわゆる“右螺子の法則”は、コイルの平面に対す
る患者の映像容積部の深さに、略等しい半径（又は平均
半径）を持ったループ（例えば円形又は正方形）が用い
られる場合に成立する法則である。
標準的体格の患者の場合、腰椎は患者の背中の外表面
から約8cmの所にある。十分に広い視野を得るために、
表面コイルの実際の半径はこれよりももっと大きい。例
えば、大きな視野を持った表面コイルには、各辺の長さ
が約20cmの実質的に正方形のループが用いられる。（同
時係属出願、第145,279号参照）。
から約8cmの所にある。十分に広い視野を得るために、
表面コイルの実際の半径はこれよりももっと大きい。例
えば、大きな視野を持った表面コイルには、各辺の長さ
が約20cmの実質的に正方形のループが用いられる。（同
時係属出願、第145,279号参照）。
表面コイルのこのように簡単な形状のループを変形し
て、信号対雑音比を改善することは、一見、難しいと思
われる。例えば、ある位置に於ける磁場の強さは、表面
コイルのループの半径に対して（比較的広い区域に亙っ
て）比較的鈍感なのである。半径Ｒの円形ループの中心
から8cmの所の磁場の強さが第１図に描かれている。こ
の曲線から明らかな如く、最大値はＲ＝11.3cmの所にあ
るが、そのピークが非常に広い範囲に亙っている。従っ
て、半径が7.7cmから17.2cmに変化しても、磁場の強さ
は約10％しか変化しない。
て、信号対雑音比を改善することは、一見、難しいと思
われる。例えば、ある位置に於ける磁場の強さは、表面
コイルのループの半径に対して（比較的広い区域に亙っ
て）比較的鈍感なのである。半径Ｒの円形ループの中心
から8cmの所の磁場の強さが第１図に描かれている。こ
の曲線から明らかな如く、最大値はＲ＝11.3cmの所にあ
るが、そのピークが非常に広い範囲に亙っている。従っ
て、半径が7.7cmから17.2cmに変化しても、磁場の強さ
は約10％しか変化しない。
かくの如く、コイルの半径を変化させること自体によ
っては、磁場の強さは明らかな変化を示さないので、上
述の式から、（患者が乗った状態で）コイルによって有
効に吸収される電力を若干でも減らすことが出来るなら
ば、信号対雑音比及び雑音比を改善させることが出来る
ことがわかる。コイル自体は本来可能な限り電力の吸収
を小さくするように設計されてはいるが、患者の体の不
必要な部分によって消費される電力量を有効に減らすよ
うに、コイルを設計することが出来るならば、更に改善
の余地のあることが分かる。
っては、磁場の強さは明らかな変化を示さないので、上
述の式から、（患者が乗った状態で）コイルによって有
効に吸収される電力を若干でも減らすことが出来るなら
ば、信号対雑音比及び雑音比を改善させることが出来る
ことがわかる。コイル自体は本来可能な限り電力の吸収
を小さくするように設計されてはいるが、患者の体の不
必要な部分によって消費される電力量を有効に減らすよ
うに、コイルを設計することが出来るならば、更に改善
の余地のあることが分かる。
患者の下側の部分によって消費される電力量は多くの
因子によって決定される。例えば、患者自体の質量体の
形及び大きさと、それ自体の局部的導電性とが、全てそ
れぞれ影響している。しかし、制御可能なことを見出だ
した１つの因子は、映像する必要のない体の部分に於け
る局部的RF磁場の強さである。例えば、表面コイルに関
する１つの問題点は、コイルに最も近接するRF磁場が最
も強いことだが、この区域は皮下脂肪の部分なので、一
般的に、診断上余り意味の無い所なのである。
因子によって決定される。例えば、患者自体の質量体の
形及び大きさと、それ自体の局部的導電性とが、全てそ
れぞれ影響している。しかし、制御可能なことを見出だ
した１つの因子は、映像する必要のない体の部分に於け
る局部的RF磁場の強さである。例えば、表面コイルに関
する１つの問題点は、コイルに最も近接するRF磁場が最
も強いことだが、この区域は皮下脂肪の部分なので、一
般的に、診断上余り意味の無い所なのである。
要するに、本発明は信号対雑音比を改善した新しいコ
イル構造体を提供するものであり、この信号対雑音比の
改善が、次の如きコイル構造によって行われる、即ち、
この構造は、コイルに近接した場所でRF磁場の強さを有
効に減らす一方、コイルから縦方向に若干離れた所（例
えば人間の腰椎の場合8cm）にある患者の映像を見る必
要のある部分内でそのRF磁場を必要な強さに保つことが
出来る。
イル構造体を提供するものであり、この信号対雑音比の
改善が、次の如きコイル構造によって行われる、即ち、
この構造は、コイルに近接した場所でRF磁場の強さを有
効に減らす一方、コイルから縦方向に若干離れた所（例
えば人間の腰椎の場合8cm）にある患者の映像を見る必
要のある部分内でそのRF磁場を必要な強さに保つことが
出来る。
例えば３インチの比較的幅の広い銅の導電体のストリ
ップを用いた表面コイルが既に作られているが（同時係
属出願第145,279号参照）、従来の代表的MRI・RF方面コ
イルは幅の狭い導体で作られている（例えば、１インチ
幅の銅ストリップ又は各種の径の銅管）。
ップを用いた表面コイルが既に作られているが（同時係
属出願第145,279号参照）、従来の代表的MRI・RF方面コ
イルは幅の狭い導体で作られている（例えば、１インチ
幅の銅ストリップ又は各種の径の銅管）。
比較的幅の広いストリップに沿って流れる電流は、そ
れ自体、複雑な形でストリップの中を流れるが、ある電
流分布を仮定すれば、この幅の広いストリップを、多数
のループの積層体として取扱うことによって、その各々
が、上記の仮定した電流分布に基づき、それぞれ異なっ
た電流を持つものとして、その場合の磁場の強さを計算
することが出来る。しかし、第１図に就いて既に説明し
た如く、横断深さ8cmの距離の所の磁場を考えた場合、
7.7cmから17.2cmのループ半径によって、磁場の強さは
約10％しか変化しないので、どのような電流分布を仮定
しても、ループに対し横断深さ8cmの所の又は半径11.3c
mの所の磁場の強さは、内径7.7cmで外径17.2cmの幅の広
いストリップのループと比較して10％以下の差しか無
い。
れ自体、複雑な形でストリップの中を流れるが、ある電
流分布を仮定すれば、この幅の広いストリップを、多数
のループの積層体として取扱うことによって、その各々
が、上記の仮定した電流分布に基づき、それぞれ異なっ
た電流を持つものとして、その場合の磁場の強さを計算
することが出来る。しかし、第１図に就いて既に説明し
た如く、横断深さ8cmの距離の所の磁場を考えた場合、
7.7cmから17.2cmのループ半径によって、磁場の強さは
約10％しか変化しないので、どのような電流分布を仮定
しても、ループに対し横断深さ8cmの所の又は半径11.3c
mの所の磁場の強さは、内径7.7cmで外径17.2cmの幅の広
いストリップのループと比較して10％以下の差しか無
い。
しかし、導体表面に近い位置での磁場を考えると、こ
の幅は余り重要な因子ではない。例えば、導体に近接し
た位置の平均磁場強さは、アンペールの法則を用いるこ
とによって引き出すことが出来る。幅Ｗの比較的幅の広
い導体の断面が第２図に示されており、この場合、電流
は第２図の面に対して直角の方向に流れている。アンペ
ールの法則により、第２図の破線に沿う磁場の線積分
は、この導体を流れる電流（Ｉ）に比例する。又、この
磁場のベクトルは、この破線に対してタンジェント方向
を向いている。この場合得られる磁場の強さは平均値で
ある。：即ち、 従って、幅Ｗが大きくなると、コイルの導体表面に近
い位置の磁場の平均強さが小さくなる。
の幅は余り重要な因子ではない。例えば、導体に近接し
た位置の平均磁場強さは、アンペールの法則を用いるこ
とによって引き出すことが出来る。幅Ｗの比較的幅の広
い導体の断面が第２図に示されており、この場合、電流
は第２図の面に対して直角の方向に流れている。アンペ
ールの法則により、第２図の破線に沿う磁場の線積分
は、この導体を流れる電流（Ｉ）に比例する。又、この
磁場のベクトルは、この破線に対してタンジェント方向
を向いている。この場合得られる磁場の強さは平均値で
ある。：即ち、 従って、幅Ｗが大きくなると、コイルの導体表面に近
い位置の磁場の平均強さが小さくなる。
この理論を試すために、各種のコイルが作られ、この
上に標準化した塩水試料が置かれた。標準の回路パラメ
ータ（例えば、Ｑ、インクダクタンス及び共鳴周波数）
を測定することにより、塩水試料によりコイルに加えら
れる実効直列抵抗が計算出来る。導体部材として１イン
チ幅の銅のストリップを用いた１つのコイルに於いて、
塩水試料によって付加される直列抵抗値は1.14オームで
あった。しかし、このストリップの幅を１インチから2.
75インチに広げ、又、比較的小さな半径を保つことによ
り（例えば、９×9.5インチの外法寸法と、3.5×４イン
チの内法寸法とを持った方形）、同じ塩水試料によって
加えられる実効直列抵抗値は、たった0.43オームであっ
た。即ち、平均半径の半分（又はそれ以上）程度の幅を
持ったループ導体を用いることにより、塩水試料によっ
てコイルに実効的に加算される直列抵抗が、約1/3に減
った。
上に標準化した塩水試料が置かれた。標準の回路パラメ
ータ（例えば、Ｑ、インクダクタンス及び共鳴周波数）
を測定することにより、塩水試料によりコイルに加えら
れる実効直列抵抗が計算出来る。導体部材として１イン
チ幅の銅のストリップを用いた１つのコイルに於いて、
塩水試料によって付加される直列抵抗値は1.14オームで
あった。しかし、このストリップの幅を１インチから2.
75インチに広げ、又、比較的小さな半径を保つことによ
り（例えば、９×9.5インチの外法寸法と、3.5×４イン
チの内法寸法とを持った方形）、同じ塩水試料によって
加えられる実効直列抵抗値は、たった0.43オームであっ
た。即ち、平均半径の半分（又はそれ以上）程度の幅を
持ったループ導体を用いることにより、塩水試料によっ
てコイルに実効的に加算される直列抵抗が、約1/3に減
った。
導体の幅の広い平らなストリップ上での電流の分布
は、解析的に解くには難しい問題があるが、ある特定の
場合はこれを解くことが出来、これに関する記載が本発
明者による出版物に載っている（Magnetic Resonance i
n Medicine,Vol.3、pp778〜790、1986）。一般的に言っ
て、電流密度は、幅の広い平らな銅電体の縁近くに集中
する。
は、解析的に解くには難しい問題があるが、ある特定の
場合はこれを解くことが出来、これに関する記載が本発
明者による出版物に載っている（Magnetic Resonance i
n Medicine,Vol.3、pp778〜790、1986）。一般的に言っ
て、電流密度は、幅の広い平らな銅電体の縁近くに集中
する。
このピーク電流密度の区域はRF磁場の強さがピークに
なる区域でもある。従って、このような比較的幅が広く
平らなストリップの縁を患者の影像体から遠のく方向に
適切に湾曲させることによって、信号対雑音比を更に改
善することが出来る。本発明による実施例に於いては、
ストリップのこの縁が約1/4インチの深さ及び半径だけ
丸まるような形で、患者の映像部分から遠くへ湾曲して
いる。この結果、このような湾曲した縁が無い設計に対
し、信号対雑音比が約20％以上更に増加した。
なる区域でもある。従って、このような比較的幅が広く
平らなストリップの縁を患者の影像体から遠のく方向に
適切に湾曲させることによって、信号対雑音比を更に改
善することが出来る。本発明による実施例に於いては、
ストリップのこの縁が約1/4インチの深さ及び半径だけ
丸まるような形で、患者の映像部分から遠くへ湾曲して
いる。この結果、このような湾曲した縁が無い設計に対
し、信号対雑音比が約20％以上更に増加した。
上述した実施例が第３〜５図に示されている。ここで
は、導体10が、単巻の方形のループ（その寸法は第３図
に示す）に形作られた比較的平らな輪の部分12を含み、
上記実施例に平らな輪の部分12に対して全体的に平行な
面の中にある。
は、導体10が、単巻の方形のループ（その寸法は第３図
に示す）に形作られた比較的平らな輪の部分12を含み、
上記実施例に平らな輪の部分12に対して全体的に平行な
面の中にある。
当該技術者には明らかな如く、導電性のコイルのルー
プ10が一般的なRFマッチング及びチューニング回路14に
繋がれ、RF導電線16を介して、磁気共鳴映像システムの
中の一般的なMRI・RFレシーバー回路18に繋がれてい
る。実際の導体要素10は、多くの場合、（例えば、非磁
性で絶縁性のポッティング（potting）をしたコンパウ
ンド、プラスチック等の）ハウジング20の中に納められ
ており、腰椎部分の回りにある影像部分をコイル構造体
の略中心に置いて、このハウジングの形を患者22が寝易
いような外形にすることが出来る。
プ10が一般的なRFマッチング及びチューニング回路14に
繋がれ、RF導電線16を介して、磁気共鳴映像システムの
中の一般的なMRI・RFレシーバー回路18に繋がれてい
る。実際の導体要素10は、多くの場合、（例えば、非磁
性で絶縁性のポッティング（potting）をしたコンパウ
ンド、プラスチック等の）ハウジング20の中に納められ
ており、腰椎部分の回りにある影像部分をコイル構造体
の略中心に置いて、このハウジングの形を患者22が寝易
いような外形にすることが出来る。
第３図に示す如く、コイル10の平均半径は導体10の幅
の約２倍又はそれ以下で、コイルが比較的小さな中心穴
を持つ構造になっている。
の約２倍又はそれ以下で、コイルが比較的小さな中心穴
を持つ構造になっている。
又図に示す如く、輪の部分12の両側の縁部に、湾曲し
た形状部分30a,30bを設け、患者の体22から遠く離れた
平らな導体の縁部分に、強度の高い電流分布部分が移動
するようになっている。
た形状部分30a,30bを設け、患者の体22から遠く離れた
平らな導体の縁部分に、強度の高い電流分布部分が移動
するようになっている。
実施例に於いては、コイルからから8cmの距離の横断
深さに於ける信号対雑音比が、一般的に入手可能のコイ
ル構造（例えば上述した如く、コイルのループの巻回半
径に比較して比較的幅が広く湾曲した縁部分を持たない
構造）に対し35％増加した。10cmの横断深さに於いて
は、本実施例の増加率は約12％のみであり、13cmの所で
は約８％のみである。但し、この増加率は患者によって
異なる。
深さに於ける信号対雑音比が、一般的に入手可能のコイ
ル構造（例えば上述した如く、コイルのループの巻回半
径に比較して比較的幅が広く湾曲した縁部分を持たない
構造）に対し35％増加した。10cmの横断深さに於いて
は、本実施例の増加率は約12％のみであり、13cmの所で
は約８％のみである。但し、この増加率は患者によって
異なる。
第６図は、３種類のコイルで塩水映像した場合の信号
の強さを示す図で、１つ目は、１″の銅ストリップで作
られた視野の広い標準コイルで、２つ目は比較的幅の広
い（2.75″）平らな銅ストリップで作られた表面コイル
で、湾曲した縁部を持たない点を除いて、その他の寸法
に就いては次の実施例と同じである、３つ目は、第３か
ら５図に示した実施例であり、半径で言って比較的幅の
広い2.75″の幅の導体であるばかりでなく、湾曲した縁
部も持っている。図に示す如く、コイルのループとして
その巻回半径に比較して比較的幅の広い平らな導体を使
用した場合は、深さ8cmの所で顕著な改善が見られ、そ
の中でも、実施例の如く湾曲した縁部を持つ場合は、更
に大きな改善が見られる。
の強さを示す図で、１つ目は、１″の銅ストリップで作
られた視野の広い標準コイルで、２つ目は比較的幅の広
い（2.75″）平らな銅ストリップで作られた表面コイル
で、湾曲した縁部を持たない点を除いて、その他の寸法
に就いては次の実施例と同じである、３つ目は、第３か
ら５図に示した実施例であり、半径で言って比較的幅の
広い2.75″の幅の導体であるばかりでなく、湾曲した縁
部も持っている。図に示す如く、コイルのループとして
その巻回半径に比較して比較的幅の広い平らな導体を使
用した場合は、深さ8cmの所で顕著な改善が見られ、そ
の中でも、実施例の如く湾曲した縁部を持つ場合は、更
に大きな改善が見られる。
以上、本発明の１つの実施例に就いてのみ説明した
が、当該技術者にとっては、本発明の特徴利点を保持し
つつ、本発明の実施例に各種の変更をを加えることは容
易であろう。しかし、これらの変更は全て、本発明の思
想及び特許請求の範囲に含まれるものである
が、当該技術者にとっては、本発明の特徴利点を保持し
つつ、本発明の実施例に各種の変更をを加えることは容
易であろう。しかし、これらの変更は全て、本発明の思
想及び特許請求の範囲に含まれるものである
第１図は、本発明の説明に用いる、巻回半径Ｒの円形の
コイルのループの中心から約8cmの横断深さに於ける磁
場の強さを示す概念図、 第２図は、本発明の説明に用いる、幅Ｗを持った幅の広
い導体の断面図、 第３図は、本発明による１つの実施例を示す平面図、 第４図は、第３図の線４−４に沿う部分断面図、 第５図は、第３図の線５−５に沿う断面図、 第６図は、本発明の実施例により得られる信号対雑音比
の改善状況を示す図、である。
コイルのループの中心から約8cmの横断深さに於ける磁
場の強さを示す概念図、 第２図は、本発明の説明に用いる、幅Ｗを持った幅の広
い導体の断面図、 第３図は、本発明による１つの実施例を示す平面図、 第４図は、第３図の線４−４に沿う部分断面図、 第５図は、第３図の線５−５に沿う断面図、 第６図は、本発明の実施例により得られる信号対雑音比
の改善状況を示す図、である。
Claims (10)
- 【請求項１】磁気共鳴映像システム用MRI・RFコイルで
あって、 映像区域に対して近い側に位置する面と遠い側に位置す
る面との二つの面で挟まれた薄い平板体積内において、
これら二つの面の方向に延び実質的に平らで薄い輪状の
導体要素を含み、 上記導体要素が、上記近い側に配置される面に沿い厚さ
に対して充分幅広の平らな部分と、これに繋がる縁部
と、を持ち、この縁部が、上記近い側に位置する面から
上記遠い側に位置する面に向かって湾曲して遠ざかって
いる ことを特徴とするコイル。 - 【請求項２】請求項１に記載の磁気共鳴映像システム用
MRI・RFコイルであって、 上記導体要素が、概してＵ字形の断面を持つ ことを特徴とするもの。 - 【請求項３】請求項２に記載の磁気共鳴映像システム用
MRI・RFコイルであって、 上記断面が、幅広の平らな部分とその両側から湾曲して
立ち上がった湾曲縁部とを持つ ことを特徴とするもの。 - 【請求項４】請求項３に記載の磁気共鳴映像システム用
MRI・RFコイルであって 上記幅広の平らな部分が実質的に１インチ以上の幅を持
ち、上記湾曲縁部が実質的に１インチ以下の曲率半径で
形成されており、この場合、上記湾曲縁部の端部が上記
幅広の平らな部分から90゜湾曲して延びている ことを特徴とするもの。 - 【請求項５】請求項４に記載の磁気共鳴映像システム用
MRI・RFコイルであって、 上記湾曲縁部の曲率半径が略0.31インチで、上記両湾曲
縁部の端部の間の距離が、上記幅広の平らな部分に平行
に測って、約2.75インチである ことを特徴とするもの。 - 【請求項６】請求項２に記載の磁気共鳴映像システム用
MRI・RFコイルであって、 上記輪状の導体要素が、患者の腰椎の区域からMRI・RF
信号を受け取るための表面コイルのループを形成してい
る ことを特徴とするもの。 - 【請求項７】磁気共鳴映像システム用MRI・RF表面コイ
ルであって、 幅Ｗの平らな部分を持つ導体要素が、約2W以下の半径の
仮想輪状曲線の内外両側に、かつ人体からのMRI・RF信
号を受け取るために、上記の仮想輪状曲線が成す面に平
行に延びて、コイルのループを構成している ことを特徴とする表面コイル。 - 【請求項８】請求項７に記載の磁気共鳴映像システム用
MRI・RF表面コイルであって、 上記導体要素が上記平らな部分の両側に湾曲した湾曲縁
部を含み、これにより上記平らな部分とともに浅いＵ字
形の断面を形成している ことを特徴とするもの。 - 【請求項９】請求項８に記載の磁気共鳴映像システム用
MRI・RF表面コイルであって、 上記湾曲した湾曲縁部が、約0.3インチの曲率半径で約9
0゜湾曲して延びている ことを特徴とするもの。 - 【請求項１０】磁気共鳴映像システム用MRI・RFコイル
であって、 コイルの巻回半径の方向に幅がＷの導体要素を含み、こ
れが2W以下の平均半径を持つ仮想輪状曲線の内外両側に
延びている ことを特徴とするコイル。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US07/257,801 US4878022A (en) | 1988-10-14 | 1988-10-14 | Widened and shaped MRI surface coil having increased signal-to-noise ratio |
| US257,801 | 1988-10-14 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02109544A JPH02109544A (ja) | 1990-04-23 |
| JP2615195B2 true JP2615195B2 (ja) | 1997-05-28 |
Family
ID=22977804
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1092032A Expired - Lifetime JP2615195B2 (ja) | 1988-10-14 | 1989-04-13 | 磁気共鳴映像システム用広幅ｍｒｉ表面コイル |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4878022A (ja) |
| EP (1) | EP0364061B1 (ja) |
| JP (1) | JP2615195B2 (ja) |
| AT (1) | ATE119677T1 (ja) |
| DE (1) | DE68921537D1 (ja) |
Families Citing this family (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE4301557C2 (de) * | 1993-01-21 | 1995-07-06 | Siemens Ag | Antennenanordnung mit Abschirmung für ein Kernspintomographiegerät |
| US5329234A (en) * | 1993-01-28 | 1994-07-12 | Burton Edward M | Surface coil holder for magnetic resonance imaging |
| US5490509A (en) * | 1993-03-18 | 1996-02-13 | The Regents Of The University Of California | Method and apparatus for MRI using selectively shaped image volume of homogeneous NMR polarizing field |
| DE4314338C2 (de) * | 1993-04-30 | 1998-07-23 | Siemens Ag | Hochfrequenz-System einer Anlage zur Kernspintomographie mit Abschirmmitteln zu einer E-Feld-Begrenzung |
| DE4320531A1 (de) * | 1993-06-21 | 1994-12-22 | Siemens Ag | Zirkular polarisierende Antenne für ein Magnetresonazgerät |
| US6060882A (en) * | 1995-12-29 | 2000-05-09 | Doty Scientific, Inc. | Low-inductance transverse litz foil coils |
| US6087832A (en) * | 1997-05-06 | 2000-07-11 | Doty Scientific, Inc. | Edge-wound solenoids and strongly coupled ring resonators for NMR and MRI |
| JPH11253418A (ja) | 1998-03-11 | 1999-09-21 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置のｒｆコイル |
| EP1145027A1 (en) * | 1999-10-11 | 2001-10-17 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Mri rf coils with overlapping regions of sensitivity |
| US6593743B2 (en) * | 2001-10-26 | 2003-07-15 | Varian, Inc. | Rounded-conductor NMR RF resonators |
| EP1625414A1 (en) | 2003-05-08 | 2006-02-15 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Rf surface coil for use in mri with reduced sensitivity close to the conductors |
| CN105572612B (zh) * | 2014-12-31 | 2019-05-03 | 中国科学院深圳先进技术研究院 | 一种提高多通道射频线圈性能的方法 |
| US10418581B2 (en) * | 2015-03-25 | 2019-09-17 | Pioneer Corporation | Light emitting device |
| JP7479178B2 (ja) * | 2020-03-31 | 2024-05-08 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 高周波コイル |
Family Cites Families (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB8329196D0 (en) * | 1983-11-02 | 1983-12-07 | Bydder G M | Nuclear magnetic resonance apparatus |
| DE3340384A1 (de) * | 1983-11-08 | 1985-05-15 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Hochfrequenz-einrichtung einer kernspinresonanz-apparatur mit einer oberflaechenspule |
| US4672972A (en) * | 1984-08-13 | 1987-06-16 | Berke Howard R | Solid state NMR probe |
| US4620155A (en) * | 1984-08-16 | 1986-10-28 | General Electric Company | Nuclear magnetic resonance imaging antenna subsystem having a plurality of non-orthogonal surface coils |
| US4636730A (en) * | 1984-08-16 | 1987-01-13 | General Electric Company | NMR spectroscopy body probes with at least one surface coil |
| US4740751A (en) * | 1984-08-16 | 1988-04-26 | Picker International, Inc. | Whole body MRI resonator |
| US4649348A (en) * | 1984-08-20 | 1987-03-10 | Technicare Corporation | Radio frequency coils for nuclear magnetic resonance imaging systems |
| US4724389A (en) * | 1985-05-08 | 1988-02-09 | Medical College Of Wisconsin, Inc. | Loop-gap resonator for localized NMR imaging |
| FR2592715B1 (fr) * | 1986-01-07 | 1990-09-21 | Thomson Cgr | Antenne orbite pour appareil d'imagerie par resonance magnetique nucleaire |
| DE3619970A1 (de) * | 1986-06-13 | 1987-12-17 | Philips Patentverwaltung | Oberflaechenspule fuer hochfrequenzmagnetfelder bei kernspinuntersuchungen |
| US4703274A (en) * | 1986-08-29 | 1987-10-27 | The Regents Of The University Of California | Arrangement of RF coils and related method for magnetic resonance imaging of a selected inner-volume |
| US4841249A (en) * | 1986-10-28 | 1989-06-20 | Siemens Aktiengesellschaft | Truncated cone shaped surface resonator for nuclear magnetic resonance tomography |
| US4791371A (en) * | 1986-11-17 | 1988-12-13 | Memorial Hospital For Cancer And Allied Diseases | Apparatus useful in magnetic resonance imaging |
| US4777438A (en) * | 1987-04-27 | 1988-10-11 | Picker International, Inc. | Multiple imaging with improved signal-to-noise ratio |
| US4881034A (en) * | 1988-01-19 | 1989-11-14 | The Regents Of The University Of California | Switchable MRI RF coil array with individual coils having different and overlapping fields of view |
-
1988
- 1988-10-14 US US07/257,801 patent/US4878022A/en not_active Expired - Lifetime
-
1989
- 1989-01-10 DE DE68921537T patent/DE68921537D1/de not_active Expired - Lifetime
- 1989-01-10 AT AT89300167T patent/ATE119677T1/de active
- 1989-01-10 EP EP89300167A patent/EP0364061B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1989-04-13 JP JP1092032A patent/JP2615195B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0364061B1 (en) | 1995-03-08 |
| DE68921537D1 (de) | 1995-04-13 |
| EP0364061A3 (en) | 1990-12-05 |
| US4878022A (en) | 1989-10-31 |
| JPH02109544A (ja) | 1990-04-23 |
| ATE119677T1 (de) | 1995-03-15 |
| EP0364061A2 (en) | 1990-04-18 |
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