JP2620100B2 - Ｎｍｒ用ｒｆコイル - Google Patents
Ｎｍｒ用ｒｆコイルInfo
- Publication number
- JP2620100B2 JP2620100B2 JP63064845A JP6484588A JP2620100B2 JP 2620100 B2 JP2620100 B2 JP 2620100B2 JP 63064845 A JP63064845 A JP 63064845A JP 6484588 A JP6484588 A JP 6484588A JP 2620100 B2 JP2620100 B2 JP 2620100B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- coil
- conductive
- head
- nmr
- loop
- 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.)
- Expired - Fee Related
Links
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
- G01R33/34046—Volume type coils, e.g. bird-cage coils; Quadrature bird-cage coils; Circularly polarised coils
- G01R33/34076—Birdcage 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
- G01R33/3628—Tuning/matching of the transmit/receive coil
-
- 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)
Description
【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は、NMR−CT装置のRF（Radio−Frequence）信
号の送受信を行うNMR用RFコイルに関する。更に詳しく
は、例えば頭頂部についてそのSNR（Signal to Noize R
atio）を改善するNMR用RFコイルに関する。
号の送受信を行うNMR用RFコイルに関する。更に詳しく
は、例えば頭頂部についてそのSNR（Signal to Noize R
atio）を改善するNMR用RFコイルに関する。
（従来の技術） 周知のようにNMR−CT装置は、核磁気共鳴（NMR）現象
を利用して、プロトン等の特定の原子核の密度分布や緩
和時間を測定して、人体等の断層像を得るものである。
このNMR現象の測定方法について、第６図を用いて説明
する。第６図は、従来例のNMR−CT装置の概略図であ
る。まず、Ｚ方向に均一な静磁場H0を発生している主磁
場コイル１内に被検体２を挿入設置する。勾配磁場コイ
ル４は、前記静磁場H0に線形勾配磁場Gzを重畳し、被検
体２内で励起するスライス（アキシャル＝XY）面を選択
する。次に、角速度ω０で、ラーモア歳差運動している
このスライス面内の原子核に、RFコイル３からXY面内に
ω０で回転するRFパルス磁界を送信してNMR現象を誘起
させる。例えば、スピンワープ法では、始めに90゜パル
スを印加して、前記スライス面全体からのNMR（FID）信
号を得て、τ秒後に180゜パルスを印加して、再びNMR
（エコー）信号をRFコイル３によって受信する。この時
2Dフーリエ法では、読出し勾配磁場Gxにより、Ｘ方向の
位置情報を周波数（読出し時間）に割り当てて収集し、
勾配磁場Gyの大きさを規則的に変化させながら、前記NM
R信号を繰り返し収集することにより、Ｙ方向の位置情
報を位相情報として与える。収集されたNMR信号は画像
再構成され、水素原子核の密度分布像（断層像）やその
他の生体化学情報をCRT表示する。
を利用して、プロトン等の特定の原子核の密度分布や緩
和時間を測定して、人体等の断層像を得るものである。
このNMR現象の測定方法について、第６図を用いて説明
する。第６図は、従来例のNMR−CT装置の概略図であ
る。まず、Ｚ方向に均一な静磁場H0を発生している主磁
場コイル１内に被検体２を挿入設置する。勾配磁場コイ
ル４は、前記静磁場H0に線形勾配磁場Gzを重畳し、被検
体２内で励起するスライス（アキシャル＝XY）面を選択
する。次に、角速度ω０で、ラーモア歳差運動している
このスライス面内の原子核に、RFコイル３からXY面内に
ω０で回転するRFパルス磁界を送信してNMR現象を誘起
させる。例えば、スピンワープ法では、始めに90゜パル
スを印加して、前記スライス面全体からのNMR（FID）信
号を得て、τ秒後に180゜パルスを印加して、再びNMR
（エコー）信号をRFコイル３によって受信する。この時
2Dフーリエ法では、読出し勾配磁場Gxにより、Ｘ方向の
位置情報を周波数（読出し時間）に割り当てて収集し、
勾配磁場Gyの大きさを規則的に変化させながら、前記NM
R信号を繰り返し収集することにより、Ｙ方向の位置情
報を位相情報として与える。収集されたNMR信号は画像
再構成され、水素原子核の密度分布像（断層像）やその
他の生体化学情報をCRT表示する。
この様なNMR−CT装置のRFコイルの形状には、第７図
に示す様な種類がある。第７図（ａ）はサドル型コイル
であり、高い共振周波数ω（ω∝（LC）−1/2）を得る
ため、インダクタンスが小さくなるように構成されてい
る。しかし、このようなサドル型コイルでは、送信時の
RF磁界及び、受信時の信号感度の均一性が余り良くな
い。このため、得られる断層像の解像度を向上すること
ができない。第７図（ｂ）は、バードケージ型コイルで
あり、静磁場方向に所定の距離を隔てておかれた２つの
導電ループ51,52と、これらを固有のインダクタンスを
有する複数本の軸方向導電エレメント６によって相互接
続され、各導電エレメントには直列に容量素子７が接続
されている。この容量素子７の一つの両端にRF電源（図
示せず）を接続し、所定の周波数のRF電圧を印加すると
導電ループ51,52には、θを円周方向にとって、正弦波
状電流分布となり、各導電エレメント６は前記ループ電
流から90゜位相の遅れた正弦波状電流分布となり、コイ
ル内部のアキシャル面内に均一なRF磁場及び、受信信号
感度を得ることができる（特開昭60−132547号，特開昭
61−95234号）。第７図（ｃ）は、サーフェイス型コイ
ルであり、局所的にNMR信号を受信し、部分的な撮影を
行う際に用いられ、撮影部位にコイルを密接して配置す
るため、限られた領域内ではSNRを向上することができ
る。
に示す様な種類がある。第７図（ａ）はサドル型コイル
であり、高い共振周波数ω（ω∝（LC）−1/2）を得る
ため、インダクタンスが小さくなるように構成されてい
る。しかし、このようなサドル型コイルでは、送信時の
RF磁界及び、受信時の信号感度の均一性が余り良くな
い。このため、得られる断層像の解像度を向上すること
ができない。第７図（ｂ）は、バードケージ型コイルで
あり、静磁場方向に所定の距離を隔てておかれた２つの
導電ループ51,52と、これらを固有のインダクタンスを
有する複数本の軸方向導電エレメント６によって相互接
続され、各導電エレメントには直列に容量素子７が接続
されている。この容量素子７の一つの両端にRF電源（図
示せず）を接続し、所定の周波数のRF電圧を印加すると
導電ループ51,52には、θを円周方向にとって、正弦波
状電流分布となり、各導電エレメント６は前記ループ電
流から90゜位相の遅れた正弦波状電流分布となり、コイ
ル内部のアキシャル面内に均一なRF磁場及び、受信信号
感度を得ることができる（特開昭60−132547号，特開昭
61−95234号）。第７図（ｃ）は、サーフェイス型コイ
ルであり、局所的にNMR信号を受信し、部分的な撮影を
行う際に用いられ、撮影部位にコイルを密接して配置す
るため、限られた領域内ではSNRを向上することができ
る。
（発明が解決しようとする課題） しかし、前記のようなバードケージ型コイルにおいて
は、サジタル面（YZ平面）内では、コイルの端部に近づ
くにつれて受信信号感度即ち、SNR（Signal to Noize R
atio）が低下する。又、頭部を撮影する際は、円筒状の
RFコイル内の中央部に被検体の頭を入れて撮影を行うた
め、撮影部位（頭部）以外の場所、即ち顔や首に生じた
熱運動によるノイズを受信し、SNRが劣化する。又、前
記サーフェイス型コイルでは、被検体との密着性は良い
が、撮影領域が狭く、撮影部位への装着の操作も煩わし
いという問題がある。本発明はこのような問題に鑑みて
発明されたものであり、その目的は、頭部等の撮影時に
おいて、その撮影部位のSNRを向上するNMR用RFコイルを
提供することにある。
は、サジタル面（YZ平面）内では、コイルの端部に近づ
くにつれて受信信号感度即ち、SNR（Signal to Noize R
atio）が低下する。又、頭部を撮影する際は、円筒状の
RFコイル内の中央部に被検体の頭を入れて撮影を行うた
め、撮影部位（頭部）以外の場所、即ち顔や首に生じた
熱運動によるノイズを受信し、SNRが劣化する。又、前
記サーフェイス型コイルでは、被検体との密着性は良い
が、撮影領域が狭く、撮影部位への装着の操作も煩わし
いという問題がある。本発明はこのような問題に鑑みて
発明されたものであり、その目的は、頭部等の撮影時に
おいて、その撮影部位のSNRを向上するNMR用RFコイルを
提供することにある。
（課題を解決するための手段） 上記の目的を達成するために、本発明のNMR用RFコイ
ルは、導電ループと、各導電エレメントの一端は前記導
電ループの周縁に接続されるとともに他端は他の導電エ
レメントの他端同志で接続される複数の導電エレメント
と、前記導電ループ周縁上のエレメント接続部間で直列
に接続された容量素子とを備えることを特徴とする。
又、本発明のNMR用RFコイルは、大きさの異なる２つの
導電ループと、各導電エレメントの一端は前記１つの導
電ループの周縁に接続されるとともに他端は前記他の導
電ループの周縁に接続される複数の導電エレメントと、
前記エレメント上で直列に接続された容量素子とを備え
ることを特徴とする。
ルは、導電ループと、各導電エレメントの一端は前記導
電ループの周縁に接続されるとともに他端は他の導電エ
レメントの他端同志で接続される複数の導電エレメント
と、前記導電ループ周縁上のエレメント接続部間で直列
に接続された容量素子とを備えることを特徴とする。
又、本発明のNMR用RFコイルは、大きさの異なる２つの
導電ループと、各導電エレメントの一端は前記１つの導
電ループの周縁に接続されるとともに他端は前記他の導
電ループの周縁に接続される複数の導電エレメントと、
前記エレメント上で直列に接続された容量素子とを備え
ることを特徴とする。
（作用） コイルの表面電流分布が理想的状態となり、アキシャ
ル面で均一な磁場を作ると共に、コイル形状が略半球形
なので、頭部撮影時において、受信時の撮影領域外から
の熱運動に起因したノイズ量が減少し、又、コイル面と
頭部撮影面との近接により、受信信号強度が大きくな
り、SNRが向上する。
ル面で均一な磁場を作ると共に、コイル形状が略半球形
なので、頭部撮影時において、受信時の撮影領域外から
の熱運動に起因したノイズ量が減少し、又、コイル面と
頭部撮影面との近接により、受信信号強度が大きくな
り、SNRが向上する。
（実施例） 第１図は、本発明の一実施例による頭部用RFコイルを
表わす図である。第１図（ａ）のように、頭部用RFコイ
ルは、半球の形状をしており、円形の導電ループ８と、
一端を前記ループ周縁に接続し、他端を半球の頂点、即
ち接続部９に接続した1/4円弧状の導電エレメント10
と、導電ループ８周縁上の前記エレント接続部間の各々
に直列に接続されたコンデンサ11とから構成されてお
り、半球の形状を有する。導電ループ８と導電エレメン
ト10は、電気伝導性の良い材質、例えば、銅、銀又は銅
に銀メッキを施したもの等で作られ、形状は棒、管又は
箔で構成されている。第１図（ｂ）は、第１図（ａ）の
RFコイル５をＺ方向から見た図である。第１図（ｂ）の
ように、接続部９が導電ループ８のループ中心を通り、
このループ面に垂直な線上にとなるように、各導電エレ
メント10は、接続部９に一端を接続し、他端を前記ルー
プ周縁に等間隔に接続している。この導電エレメント10
の本数は16本であり、このように4n（ｎは自然数）本と
することにより、導電ループ８の円周方向に90゜離れた
２点のコンデンサ11の両端で90゜位相をずらしてRF送信
を行い、受信時は90゜位相をずらして２信号の加算を行
う直交（Quadrature）モードを用いることができる。直
交モードを用いる利点は、送信時には磁化ベクトルの回
転モードが撮影部位内のスピンの回転方向のみに制限さ
れ、送信電力が1/2に省力化できることと、受信時に
は、NMR信号は２倍になり、相関のないノイズ信号は にしかならないため、受信感度が 向上することができる点にある。RF信号の送信及び受信
は、コンデンサ11の中の１個又はお互いが90゜離れた２
個のコンデンサの両端に端子を設けて、RF電源や受信回
路を接続する。又、コイルの入出力部には、一般的に用
いられている反射防止のためのインピーダンス変換回路
を任意の位置に接続し、平衡不平衡変換のためのバラン
（balanced unbalanced transformor）回路（共に図示
せず）を前記コンデンサと端子の間に接続する。
表わす図である。第１図（ａ）のように、頭部用RFコイ
ルは、半球の形状をしており、円形の導電ループ８と、
一端を前記ループ周縁に接続し、他端を半球の頂点、即
ち接続部９に接続した1/4円弧状の導電エレメント10
と、導電ループ８周縁上の前記エレント接続部間の各々
に直列に接続されたコンデンサ11とから構成されてお
り、半球の形状を有する。導電ループ８と導電エレメン
ト10は、電気伝導性の良い材質、例えば、銅、銀又は銅
に銀メッキを施したもの等で作られ、形状は棒、管又は
箔で構成されている。第１図（ｂ）は、第１図（ａ）の
RFコイル５をＺ方向から見た図である。第１図（ｂ）の
ように、接続部９が導電ループ８のループ中心を通り、
このループ面に垂直な線上にとなるように、各導電エレ
メント10は、接続部９に一端を接続し、他端を前記ルー
プ周縁に等間隔に接続している。この導電エレメント10
の本数は16本であり、このように4n（ｎは自然数）本と
することにより、導電ループ８の円周方向に90゜離れた
２点のコンデンサ11の両端で90゜位相をずらしてRF送信
を行い、受信時は90゜位相をずらして２信号の加算を行
う直交（Quadrature）モードを用いることができる。直
交モードを用いる利点は、送信時には磁化ベクトルの回
転モードが撮影部位内のスピンの回転方向のみに制限さ
れ、送信電力が1/2に省力化できることと、受信時に
は、NMR信号は２倍になり、相関のないノイズ信号は にしかならないため、受信感度が 向上することができる点にある。RF信号の送信及び受信
は、コンデンサ11の中の１個又はお互いが90゜離れた２
個のコンデンサの両端に端子を設けて、RF電源や受信回
路を接続する。又、コイルの入出力部には、一般的に用
いられている反射防止のためのインピーダンス変換回路
を任意の位置に接続し、平衡不平衡変換のためのバラン
（balanced unbalanced transformor）回路（共に図示
せず）を前記コンデンサと端子の間に接続する。
第２図は、受信専用の本実施例の頭部用RFコイルの等
価回路図である。第２図において、121〜1216は前記導
電エレメント10の持つ固有のインダクタンス、13は受信
用の頭部用RFコイルとその外側に配置される送信用のボ
ディコイル（図示せず）との磁気的カップリングを防止
するデカップリング回路、14はコンデンサ114に並列に
接続され、容量可変のバリコン（baliable condenser）
である。図のように、全体としては、ハイパスフィルタ
ーの構造をしており、コイルの共振角周波数がω＝γＨ
（γ：磁気回転比,H:静磁場強度）となるように、コン
デンサ111〜1116の容量を決定し、バリコン14によって
その値を調節する。デカップリング回路13は、磁化ベク
トルの直交した２つの回転モードを抑えるため、前記ル
ープ円周方向に90゜の位置にも設けられ、更に確実にカ
ップリングを防止するために、180゜、270゜離れれた位
置の計４個のコンデンサの各々に設置される。このデカ
ップリング回路13は、クロスダイオード15a,15bとイン
ダクタンス16からなり、ボディコイル送信時に、インダ
クタンス121〜1216に生じる誘導起電力でクロスダイオ
ード15a,15bの両端に電位差が生じ、これらが交互にオ
ンになる。この結果、インダクタンス16とコンデンサ11
1が共振回路となり、頭部用RFコイルの共振周波数がず
れるため、頭部用RFコイルとボディ用のRFコイルとの磁
気的カップリングを防ぐことができる。頭部用RFコイル
による受信時は、NMR信号が微弱なため、インダクタン
ス121〜1216に生じる誘導起電力がダイオード15a,15bを
オンするほど大きくないため、デカップリング回路13は
動作しない。
価回路図である。第２図において、121〜1216は前記導
電エレメント10の持つ固有のインダクタンス、13は受信
用の頭部用RFコイルとその外側に配置される送信用のボ
ディコイル（図示せず）との磁気的カップリングを防止
するデカップリング回路、14はコンデンサ114に並列に
接続され、容量可変のバリコン（baliable condenser）
である。図のように、全体としては、ハイパスフィルタ
ーの構造をしており、コイルの共振角周波数がω＝γＨ
（γ：磁気回転比,H:静磁場強度）となるように、コン
デンサ111〜1116の容量を決定し、バリコン14によって
その値を調節する。デカップリング回路13は、磁化ベク
トルの直交した２つの回転モードを抑えるため、前記ル
ープ円周方向に90゜の位置にも設けられ、更に確実にカ
ップリングを防止するために、180゜、270゜離れれた位
置の計４個のコンデンサの各々に設置される。このデカ
ップリング回路13は、クロスダイオード15a,15bとイン
ダクタンス16からなり、ボディコイル送信時に、インダ
クタンス121〜1216に生じる誘導起電力でクロスダイオ
ード15a,15bの両端に電位差が生じ、これらが交互にオ
ンになる。この結果、インダクタンス16とコンデンサ11
1が共振回路となり、頭部用RFコイルの共振周波数がず
れるため、頭部用RFコイルとボディ用のRFコイルとの磁
気的カップリングを防ぐことができる。頭部用RFコイル
による受信時は、NMR信号が微弱なため、インダクタン
ス121〜1216に生じる誘導起電力がダイオード15a,15bを
オンするほど大きくないため、デカップリング回路13は
動作しない。
次に、このように構成された本実施例の頭部用RFコイ
ルの動作を説明する。第３図は、本実施例の頭部用RFコ
イルの電流分布図である。第３図（ａ）のように、−Ｚ
方向から見て最下点の給電点を設けて、このコンデンサ
の両端にRF電源（図示せず）を接続し、所定の周波数の
RF電圧を印加する。この結果、導電エレメント10には、
第３図（ｂ）のように、Ｙ軸の＋から左周りにθを円周
方向にとって、cosθに比例した共振電流分布となる。
これはコイル表面の理想的な電流分布であり、コイル内
部のアキシャル面（XY面）に均一なRF磁場及び、受信信
号感度を得ることができる。第４図は、本実施例の頭部
用RFコイルのSNRのＺ依存性を表わすグラフである。第
４図（ａ）は、頭部用RFコイルをＺ軸に垂直な方向から
見た図であり、導電ループ面がＺ軸と交わる点を０とし
て、コイル内のＺ方向への距離をdmmとする。第４図
（ｂ）は、本実施例の頭部用RFコイルを単一（single）
のモード（受信Ampが１つ）を用いて測定したときの、d
mm離れたアキシャル面の信号強度のノイズ強度に対する
比（SNR）のグラフである（直交モードを用いればSNRは
更に となる）。第４図（ｂ）において、点線は、従来のハー
ドケージコイルによる比較実験結果である。グラフのよ
うに、本実施例の頭部用RFコイルでは、ｄが大きいとこ
ろでは、SNRが従来のバードケージコイルを上回る。従
って、頭部撮影においては頭頂部の受信信号強度が大き
く、SNRが向上し、頭頂部の画質を向上することができ
る。このように、本実施例の頭部用RFコイルにおいて
は、コイル形状が半球形なため、頭部撮影時において、
コイル内に入るのは頭部だけであり、頭部以外はコイル
外にあるため、撮影領域外からの熱運動に起因したノイ
ズの受信を減少できる。又、コイル面と頭頂部が密接し
ているため、受信信号強度が大きくなり、頭頂部でのSN
Rが向上する。又、頭部以外がコイルにより囲まれてい
ないため、視界の確保ができ、患者の圧迫感を軽減する
ことができる。
ルの動作を説明する。第３図は、本実施例の頭部用RFコ
イルの電流分布図である。第３図（ａ）のように、−Ｚ
方向から見て最下点の給電点を設けて、このコンデンサ
の両端にRF電源（図示せず）を接続し、所定の周波数の
RF電圧を印加する。この結果、導電エレメント10には、
第３図（ｂ）のように、Ｙ軸の＋から左周りにθを円周
方向にとって、cosθに比例した共振電流分布となる。
これはコイル表面の理想的な電流分布であり、コイル内
部のアキシャル面（XY面）に均一なRF磁場及び、受信信
号感度を得ることができる。第４図は、本実施例の頭部
用RFコイルのSNRのＺ依存性を表わすグラフである。第
４図（ａ）は、頭部用RFコイルをＺ軸に垂直な方向から
見た図であり、導電ループ面がＺ軸と交わる点を０とし
て、コイル内のＺ方向への距離をdmmとする。第４図
（ｂ）は、本実施例の頭部用RFコイルを単一（single）
のモード（受信Ampが１つ）を用いて測定したときの、d
mm離れたアキシャル面の信号強度のノイズ強度に対する
比（SNR）のグラフである（直交モードを用いればSNRは
更に となる）。第４図（ｂ）において、点線は、従来のハー
ドケージコイルによる比較実験結果である。グラフのよ
うに、本実施例の頭部用RFコイルでは、ｄが大きいとこ
ろでは、SNRが従来のバードケージコイルを上回る。従
って、頭部撮影においては頭頂部の受信信号強度が大き
く、SNRが向上し、頭頂部の画質を向上することができ
る。このように、本実施例の頭部用RFコイルにおいて
は、コイル形状が半球形なため、頭部撮影時において、
コイル内に入るのは頭部だけであり、頭部以外はコイル
外にあるため、撮影領域外からの熱運動に起因したノイ
ズの受信を減少できる。又、コイル面と頭頂部が密接し
ているため、受信信号強度が大きくなり、頭頂部でのSN
Rが向上する。又、頭部以外がコイルにより囲まれてい
ないため、視界の確保ができ、患者の圧迫感を軽減する
ことができる。
尚、本願発明は上記実施例に限ることなく、特許請求
の範囲内で種々の変形が可能である。第５図は、本願発
明の他の実施例の頭部用RFコイルを表わす概略図であ
る。第５図における記号は、第１図と同様に用いている
ので、ここでの説明を省略する。前記実施例において
は、容量素子は導電ループ８に直列に設けられていた
が、第５図（ａ）のように、導電エレメント10に直列に
設けても良い。この場合。等価回路はローパスフィルタ
ー型となる。第５図（ｂ）は、第５図（ａ）のRFコイル
５をＺ方向から見た図である。前記実施例では、接続部
９は導電エレメント10が１点で接続するように構成され
ていたが、接続部９近傍は、Ｚ軸とのなす角が大きく、
コイル面としては有効に働かないので、第５図（ｂ）の
ように、導電ループ８と平行に配置された半径の小さい
導電性の小ループ17のように構成したり、金属プレート
構造としても良い。又、導電ループ８の形状は、完全な
円形でなく、人頭形状に合せて縦方向を長軸にとった楕
円形にすることも、容量素子の容量を調節することで可
能である。同様に、導電エレメント10の形状も完全な1/
4円弧ではなく、他の曲線の形状を用いても良い。更
に、導電エレメント10及びコンデンサ111〜1116のう
ち、電流の微少なエレメントや容量素子を取り除いても
良い。更に、コンデンサ11は、導電ループ８周縁上の導
電エレメント10接続部間と、前記導電エレント10の各々
の両方に直列に接続しても良い。この場合、等価回路は
バンドパスフィルター型となる。更に、上記実施例では
受信専用に用いたが、送受信両方に用いても良い。更
に、デカップリング回路のインダクタンス16は省略して
も良い。
の範囲内で種々の変形が可能である。第５図は、本願発
明の他の実施例の頭部用RFコイルを表わす概略図であ
る。第５図における記号は、第１図と同様に用いている
ので、ここでの説明を省略する。前記実施例において
は、容量素子は導電ループ８に直列に設けられていた
が、第５図（ａ）のように、導電エレメント10に直列に
設けても良い。この場合。等価回路はローパスフィルタ
ー型となる。第５図（ｂ）は、第５図（ａ）のRFコイル
５をＺ方向から見た図である。前記実施例では、接続部
９は導電エレメント10が１点で接続するように構成され
ていたが、接続部９近傍は、Ｚ軸とのなす角が大きく、
コイル面としては有効に働かないので、第５図（ｂ）の
ように、導電ループ８と平行に配置された半径の小さい
導電性の小ループ17のように構成したり、金属プレート
構造としても良い。又、導電ループ８の形状は、完全な
円形でなく、人頭形状に合せて縦方向を長軸にとった楕
円形にすることも、容量素子の容量を調節することで可
能である。同様に、導電エレメント10の形状も完全な1/
4円弧ではなく、他の曲線の形状を用いても良い。更
に、導電エレメント10及びコンデンサ111〜1116のう
ち、電流の微少なエレメントや容量素子を取り除いても
良い。更に、コンデンサ11は、導電ループ８周縁上の導
電エレメント10接続部間と、前記導電エレント10の各々
の両方に直列に接続しても良い。この場合、等価回路は
バンドパスフィルター型となる。更に、上記実施例では
受信専用に用いたが、送受信両方に用いても良い。更
に、デカップリング回路のインダクタンス16は省略して
も良い。
（発明の効果） 本発明のNMR用RFコイルによれば、撮影部位のSNRを向
上することができる。
上することができる。
第１図（ａ），（ｂ）は、本発明の一実施例による頭部
用RFコイルを表わす概略図、第２図は本願発明の一実施
例の頭部用RFコイルの等価回路図、第３図は本願発明の
一実施例の電流分布図、第４図（ａ），（ｂ）は、本実
施例の頭部用RFコイルのSNRのＺ依存性を表わすグラ
フ、第５図（ａ），（ｂ）は、本願発明の他の実施例の
頭部用RFコイルを表わす概略図、第６図は従来例のNMR
−CT装置を表わす概略図、第７図（ａ），（ｂ），
（ｃ）は、従来例のRFコイルを表わす概略図。 １……静磁場マグネット、２……被検体、 ３……RFコイル、４……勾配磁場コイル、 5,8……導電ループ、 6,10……導電エレメント、 ７……容量素子、９……接続部、 11,111〜1116……コンデンサ、 121〜1216……インダクタンス、 13……デカップリング回路、14……バリコン、 15a,15b……クロスダイオード、 16……インダクタンス、17……小ループ。
用RFコイルを表わす概略図、第２図は本願発明の一実施
例の頭部用RFコイルの等価回路図、第３図は本願発明の
一実施例の電流分布図、第４図（ａ），（ｂ）は、本実
施例の頭部用RFコイルのSNRのＺ依存性を表わすグラ
フ、第５図（ａ），（ｂ）は、本願発明の他の実施例の
頭部用RFコイルを表わす概略図、第６図は従来例のNMR
−CT装置を表わす概略図、第７図（ａ），（ｂ），
（ｃ）は、従来例のRFコイルを表わす概略図。 １……静磁場マグネット、２……被検体、 ３……RFコイル、４……勾配磁場コイル、 5,8……導電ループ、 6,10……導電エレメント、 ７……容量素子、９……接続部、 11,111〜1116……コンデンサ、 121〜1216……インダクタンス、 13……デカップリング回路、14……バリコン、 15a,15b……クロスダイオード、 16……インダクタンス、17……小ループ。
Claims (2)
- 【請求項１】導電ループと、各導電エレメントの一端は
前記導電ループの周縁に接続されるとともに他端は他の
導電エレメントの他端同志で接続される複数の導電エレ
メントと、前記導電ループ周縁上のエレメント接続部間
で直列に接続された容量素子とを備えることを特徴とす
るNMR用RFコイル。 - 【請求項２】大きさの異なる２つの導電ループと、各導
電エレメントの一端は前記１つの導電ループの周縁に接
続されるとともに他端は前記他の導電ループの周縁に接
続される複数の導電エレメントと、前記エレメント上で
直列に接続された容量素子とを備えることを特徴とする
NMR用RFコイル。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63064845A JP2620100B2 (ja) | 1988-03-18 | 1988-03-18 | Ｎｍｒ用ｒｆコイル |
| PCT/JP1989/000295 WO1989008426A1 (en) | 1988-03-18 | 1989-03-17 | Rf coil for head |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63064845A JP2620100B2 (ja) | 1988-03-18 | 1988-03-18 | Ｎｍｒ用ｒｆコイル |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01238849A JPH01238849A (ja) | 1989-09-25 |
| JP2620100B2 true JP2620100B2 (ja) | 1997-06-11 |
Family
ID=13269962
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63064845A Expired - Fee Related JP2620100B2 (ja) | 1988-03-18 | 1988-03-18 | Ｎｍｒ用ｒｆコイル |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2620100B2 (ja) |
| WO (1) | WO1989008426A1 (ja) |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5602479A (en) * | 1995-08-08 | 1997-02-11 | Picker International, Inc. | Quadrature radio frequency coil for magnetic resonance imaging |
| JP5572294B2 (ja) * | 2008-07-25 | 2014-08-13 | 株式会社エム・アール・テクノロジー | 核磁気共鳴画像診断システム |
| AU2015229122A1 (en) * | 2014-03-14 | 2016-09-22 | The General Hospital Corporation | System and method for low-field, multi-channel imaging |
| CN108663641B (zh) | 2017-03-28 | 2022-01-04 | 中国科学院合肥物质科学研究院 | 用于磁共振设备的射频线圈 |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4694255A (en) * | 1983-11-04 | 1987-09-15 | General Electric Company | Radio frequency field coil for NMR |
| JPS62190705A (ja) * | 1986-02-17 | 1987-08-20 | Yokogawa Medical Syst Ltd | 核磁気共鳴イメ−ジング装置用ｒｆコイル |
| JPS62170007U (ja) * | 1986-04-18 | 1987-10-28 |
-
1988
- 1988-03-18 JP JP63064845A patent/JP2620100B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1989
- 1989-03-17 WO PCT/JP1989/000295 patent/WO1989008426A1/ja unknown
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| WO1989008426A1 (en) | 1989-09-21 |
| JPH01238849A (ja) | 1989-09-25 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US6396271B1 (en) | Tunable birdcage transmitter coil | |
| US4799016A (en) | Dual frequency NMR surface coil | |
| US4783641A (en) | NMR radio frequecny field coil with distributed current | |
| EP0598013B1 (en) | Anatomically conformal quadrature mri surface coil | |
| US6710598B2 (en) | RF surface resonator for a magnetic resonance imaging apparatus | |
| US6404199B1 (en) | Quadrature RF coil for vertical field MRI systems | |
| JP4588830B2 (ja) | 垂直磁場ｍｒｉ用のｒｆコイルアレイ装置 | |
| JPH0222347B2 (ja) | ||
| JPH03236829A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH06502491A (ja) | 核磁気共鳴のための高周波体積共鳴器 | |
| JPH08299305A (ja) | 核磁気共鳴装置の高周波アンテナ系 | |
| US5646530A (en) | Surface coil for high resolution imaging using a magnetic resonance imaging apparatus | |
| JPH0315456B2 (ja) | ||
| US7391213B2 (en) | Three axis angle invariant RF coil assembly and method and system employing same | |
| EP2517035B1 (en) | RF antenna for MRI with a removable conductor | |
| JP2834569B2 (ja) | 核磁気共鳴断層撮影装置の共振器 | |
| JPH0578339B2 (ja) | ||
| CN108663641B (zh) | 用于磁共振设备的射频线圈 | |
| JP2620100B2 (ja) | Ｎｍｒ用ｒｆコイル | |
| Edelman et al. | Surface coil MR imaging of abdominal viscera. Part I. Theory, technique, and initial results. | |
| US6452393B1 (en) | Nuclear magnetic resonance birdcage coil with Cassinian oval former | |
| US5530354A (en) | Non-monotonic gradient coil system for magnetic resonance imaging | |
| JP2001128956A (ja) | 磁気共鳴映像装置 | |
| JP3492040B2 (ja) | 磁気共鳴装置用ｒｆプローブ | |
| US6980003B2 (en) | Open half volume quadrature transverse electromagnetic coil for high field magnetic resonance imaging |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |