JP4233738B2

JP4233738B2 - RF coil and magnetic resonance imaging apparatus

Info

Publication number: JP4233738B2
Application number: JP2000243897A
Authority: JP
Inventors: 章奈部谷; 明今井
Original assignee: ジーイー横河メディカルシステム株式会社
Priority date: 1999-09-07
Filing date: 2000-08-11
Publication date: 2009-03-04
Anticipated expiration: 2020-08-11
Also published as: JP2001145610A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、ＲＦコイル（ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙｃｏｉｌ）、ＲＦ信号送受信装置および磁気共鳴撮像装置に関し、特に、ＴＥＭレゾネータ（ｔｒａｎｓｖｅｒｓｅｅｌｅｃｔｒｏｍａｇｎｅｔｉｃｍｏｄｅｒｅｓｏｎａｔｏｒ）型のＲＦコイル、そのようなＲＦコイルを用いるＲＦ信号送受信装置、および、そのようなＲＦ信号送受信装置を用いる磁気共鳴撮像装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴撮像（ＭＲＩ：ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅＩｍａｇｉｎｇ）装置では、マグネットシステム（ｍａｇｎｅｔｓｙｓｔｅｍ）の内部空間、すなわち、静磁場を形成した空間に撮像の対象（患者等）を配置し、勾配磁場および高周波磁場を印加して対象内に磁気共鳴信号を発生させ、その受信信号に基づいて断層像を生成（再構成）する。
【０００３】
静磁場として磁場強度が例えば３Ｔ程度の高磁場を用いる磁気共鳴撮像装置では、ＲＦ信号の送受信効率の良さに着目し、ＴＥＭレゾネータ型のＲＦコイルを用いて、撮像対象のスピン（ｓｐｉｎ）のＲＦ励起および励起されたスピンが生じる磁気共鳴信号の受信を行う。
【０００４】
ＴＥＭレゾネータ型のＲＦコイルは、図１３に模式的構成を示すように、円筒状の筒部７００を有する。筒部７００は両端にオリフィス（ｏｒｉｆｉｓ）部７０２，７０２’を有する。オリフィス部７０２，７０２’は筒部７００の内径よりも小径の同心円をなす開口７０４，７０４’を有する。
【０００５】
筒部７００およびオリフィス部７０２，７０２’は連続した導電体で構成される。このような筒部７００およびオリフィス部７０２，７０２’を持つ筒体は、シールド（ｓｈｉｅｌｄ）またはキャビティ（ｃａｖｉｔｙ）と呼ばれる。
【０００６】
シールドの内側には、複数のラインエレメント（ｌｉｎｅｅｌｅｍｅｎｔ）８０２がシールドの軸に平行に設けられる。なお、ラインエレメントへの符号付けは１箇所で代表する。ラインエレメント８０２は、電気的にはＬＣ直列回路となっている。複数のラインエレメント８０２は、その両端がオリフィス部７０２，７０２’に電気的および機械的にそれぞれ結合し、開口７０４，７０４’の周辺に沿って同心的に配置されている。ラインエレメント８０２は、筒部７００の内面から離れている。
【０００７】
このような構成のＲＦコイルの所定の箇所にＲＦ信号を供給することとにより、複数のラインエレメント８０２で囲まれた円柱状の空間に、その軸方向に垂直な面内で回転するＲＦ磁場を生じさせる。また、同面内で回転するスピンが生じるＲＦ信号（磁気共鳴信号）を受信した信号をこのＲＦコイルの所定の箇所から取り出す。
【０００８】
実際の磁気共鳴撮像では、例えば図１４に示すように、シールド部分が軸方向および放射方向のスリット７０６によって複数に分離されたものを用いる。なお、スリットへの符号付けは１箇所で代表する。スリット７０６によって分離された個々のシールドセグメント（ｓｈｉｅｌｄｓｅｇｍｅｎｔ）は電気的に絶縁されたものとなり、勾配磁場印加時に渦電流がシールドの円周方向に流れるのを阻止し、渦電流による静磁場の乱れを防止する。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
ＴＥＭレゾネータ型のＲＦコイルにおいては、動作時のラインエレメント上の電位分布は、中央部がグラウンド（ｇｒｏｕｎｄ）電位、両端部が高電位となるが、シールドをスリットで分離したＲＦコイルでは、両端のオリフィス部７０２，７０２’がスリット７０６で個々のセグメントに分離されているために、セグメント間で電位状態のアンバランス（ｕｎｂａｌａｎｃｅ）が生じる。
【００１０】
このようなＲＦコイルを撮像対象である患者等の頭部を撮像するヘッドコイル（ｈｅａｄｃｏｉｌ）として用いる場合、その内部に頭部を収容した状態では撮像対象の頸部が一方のオリフィスに外部からロード（ｌｏａｄ）として加わるので、電気的特性が変化してＲＦコイルの動作が不安定になり易い。
【００１１】
また、銅箔等で構成されるシールドは光を遮るので、ヘッドコイルの内部は暗く、その中に頭部を挿入する患者等にとって必ずしも快適でない。また、撮像中に勾配磁場の印加に伴って発生する音響も患者等の快適性を阻害する。
【００１２】
そこで、本発明の課題は、動作の安定なＴＥＭレゾネータ型のＲＦコイル、そのようなＲＦコイルを用いるＲＦ信号送受信装置、および、そのようなＲＦ信号送受信装置を用いる磁気共鳴撮像装置を実現することである。
【００１３】
また、患者等にとって快適なＴＥＭレゾネータ型のＲＦコイル、そのようなＲＦコイルを用いるＲＦ信号送受信装置、および、そのようなＲＦ信号送受信装置を用いる磁気共鳴撮像装置を実現することを課題とする。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
（１）上記の課題を解決するための１つの観点での発明は、シールド部材がスリットによって複数に分離されたＴＥＭレゾネータ型のＲＦコイルであって、前記スリット部分において前記シールド部材同士を接続するキャパシタを具備することを特徴とするＲＦコイルである。
【００１５】
この観点での発明では、スリット部分においてシールド部材同士をキャパシタで接続し、ＲＦ領域におけるシールド部材の電気的一体化を実現する。これによって、ＲＦコイルの両端部における電気的条件を、ロードの有無に関わらず安定化する。
【００１６】
（２）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、前記シールド部材を網状の導電体を用いて構成した、ことを特徴とする（１）に記載のＲＦコイルである。
【００１７】
この観点での発明では、（１）に加えて、シールド部材を網状の導電体を用いて構成したので、外光の進入によりＲＦコイルの内部の明るさが増す。
（３）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、シールド部材がスリットによって複数に分割されたＴＥＭレゾネータ型のＲＦコイルであって、前記シールド部材を網状の導電体を用いて構成した、ことを特徴とするＲＦコイルである。
【００１８】
この観点での発明では、シールド部材を網状の導電体を用いて構成したので、外光の進入によりＲＦコイルの内部の明るさが増す。
（４）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、前記シールド部材の内側に吸音材を設けた、ことを特徴とする（１）ないし（３）のうちのいずれか１つに記載のＲＦコイルである。
【００１９】
この観点での発明では、（１）ないし（３）のうちのいずれか１つに加えて、シールド部材の内側に吸音材を設けたので、外部音響の侵入量が減少する。
（５）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、環状のオリフィス部を両端に持つ筒状のシールドと、前記オリフィス部に両端が接続され前記オリフィス部の開口に沿って間隔を保って配置された複数のラインエレメントと、を有するＴＥＭレゾネータ型のＲＦコイルであって、前記シールドを網状の導電体を用いて構成した、ことを特徴とするＲＦコイルである。
【００２０】
この観点での発明では、シールドを網状の導電体を用いて構成したので、外光の進入によりＲＦコイルの内部の明るさが増す。
（６）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、前記シールドの内側に吸音材を設けた、ことを特徴とする（５）に記載のＲＦコイルである。
【００２１】
この観点での発明では、（５）に加えて、シールドの内側に吸音材を設けたので、外部音響の侵入量が減少する。
（７）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、環状のオリフィス部を両端に持つ筒状のシールドと、前記オリフィス部に両端が接続され前記オリフィス部の開口に沿って間隔を保って配置された複数のラインエレメントと、を有するＴＥＭレゾネータ型のＲＦコイルであって前記シールドの内側に吸音材を設けた、ことを特徴とするＲＦコイルである。
【００２２】
この観点での発明では、シールドの内側に吸音材を設けたので、外部音響の侵入量が減少する。
（８）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、シールド部材がスリットによって複数に分離されたＴＥＭレゾネータ型のＲＦコイルと、前記ＲＦコイルにＲＦ送信信号を供給するＲＦ信号供給手段と、前記ＲＦコイルからＲＦ受信信号を受信するＲＦ信号受信手段と、を有するＲＦ信号送受信装置であって、前記ＲＦコイルは前記スリット部分において前記シールド部材同士を接続するキャパシタを具備する、ことを特徴とするＲＦ信号送受信装置である。
【００２３】
この観点での発明では、スリット部分においてシールド部材同士をキャパシタで接続し、ＲＦ領域におけるシールド部材の電気的一体化を実現する。これによって、ＲＦコイルの両端部における電気的条件を、ロードの有無に関わらず安定化する。
【００２４】
（９）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、前記シールド部材を網状の導電体を用いて構成した、ことを特徴とする（８）に記載のＲＦ信号送受信装置である。
【００２５】
この観点での発明では、（８）に加えて、シールド部材を網状の導電体を用いて構成したので、外光の進入によりＲＦコイルの内部の明るさが増す。
（１０）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、ＲＦコイルと、前記ＲＦコイルにＲＦ送信信号を供給するＲＦ信号供給手段と、前記ＲＦコイルからＲＦ受信信号を受信するＲＦ信号受信手段と、を有するＲＦ信号送受信装置であって、前記ＲＦコイルは、シールド部材がスリットによって複数に分割されたＴＥＭレゾネータ型のＲＦコイルであって、前記シールド部材を網状の導電体を用いて構成した、ことを特徴とするＲＦ信号送受信装置である。
【００２６】
この観点での発明では、シールド部材を網状の導電体を用いて構成したので、外光の進入によりＲＦコイルの内部の明るさが増す。
（１１）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、前記シールド部材の内側に吸音材を設けた、ことを特徴とする（８）ないし（１０）のうちのいずれか１つに記載のＲＦ信号送受信装置である。
【００２７】
この観点での発明では、（８）ないし（１０）のうちのいずれか１つに加えて、シールド部材の内側に吸音材を設けたので、外部音響の侵入量が減少する。
（１２）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、ＲＦコイルと、前記ＲＦコイルにＲＦ送信信号を供給するＲＦ信号供給手段と、前記ＲＦコイルからＲＦ受信信号を受信するＲＦ信号受信手段と、を有するＲＦ信号送受信装置であって前記ＲＦコイルは、環状のオリフィス部を両端に持つ筒状のシールドと、前記オリフィス部に両端が接続され前記オリフィス部の開口に沿って間隔を保って配置された複数のラインエレメントと、を有するＴＥＭレゾネータ型のＲＦコイルであって、前記シールドを網状の導電体を用いて構成した、ことを特徴とするＲＦ信号送受信装置である。
【００２８】
この観点での発明では、シールドを網状の導電体を用いて構成したので、外光の進入によりＲＦコイルの内部の明るさが増す。
（１３）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、前記シールドの内側に吸音材を設けた、ことを特徴とする（１２）に記載のＲＦ信号送受信装置である。
【００２９】
この観点での発明では、（１２）に加えて、シールドの内側に吸音材を設けたので、外部音響の侵入量が減少する。
（１４）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、ＲＦコイルと、前記ＲＦコイルにＲＦ送信信号を供給するＲＦ信号供給手段と、前記ＲＦコイルからＲＦ受信信号を受信するＲＦ信号受信手段と、を有するＲＦ信号送受信装置であって、前記ＲＦコイルは、環状のオリフィス部を両端に持つ筒状のシールドと、前記オリフィス部に両端が接続され前記オリフィス部の開口に沿って間隔を保って配置された複数のラインエレメントと、を有するＴＥＭレゾネータ型のＲＦコイルであって、前記シールドの内側に吸音材を設けた、ことを特徴とするＲＦ信号送受信装置である。
【００３０】
この観点での発明では、シールドの内側に吸音材を設けたので、外部音響の侵入量が減少する。
（１５）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、撮像対象を収容した空間に静磁場を形成する静磁場形成手段と、前記空間に勾配磁場を形成する勾配磁場形成手段と、前記空間にＲＦ励起信号を送信するとともに前記空間から磁気共鳴信号を受信する送受信手段と、前記受信した磁気共鳴信号に基づいて画像を生成する画像生成手段と、を有する磁気共鳴撮像装置であって、前記送受信手段として（８）に記載のＲＦ信号送受信装置を用いる、ことを特徴とする磁気共鳴撮像装置である。
【００３１】
この観点での発明では、スリット部分においてシールド部材同士をキャパシタで接続し、ＲＦ領域におけるシールド部材の電気的一体化を実現する。これによって、ＲＦコイルの両端部における電気的条件を、ロードの有無に関わらず安定化する。
【００３２】
（１６）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、前記シールド部材を網状の導電体を用いて構成した、ことを特徴とする（１５）に記載の磁気共鳴撮像装置である。
【００３３】
この観点での発明では、（１５）に加えて、シールド部材を網状の導電体を用いて構成したので、外光の進入によりＲＦコイルの内部の明るさが増す。
（１７）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、撮像対象を収容した空間に静磁場を形成する静磁場形成手段と、前記空間に勾配磁場を形成する勾配磁場形成手段と、前記空間にＲＦ励起信号を送信するとともに前記空間から磁気共鳴信号を受信する送受信手段と、前記受信した磁気共鳴信号に基づいて画像を生成する画像生成手段と、を有する磁気共鳴撮像装置であって、前記送受信手段として（１０）に記載のＲＦ信号送受信装置を用いる、ことを特徴とする磁気共鳴撮像装置である。
【００３４】
この観点での発明では、シールド部材を網状の導電体を用いて構成したので、外光の進入によりＲＦコイルの内部の明るさが増す。
（１８）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、前記シールド部材の内側に吸音材を設けた、ことを特徴とする（１５）ないし（１７）のうちのいずれか１つに記載の磁気共鳴撮像装置である。
【００３５】
この観点での発明では、（１５）ないし（１７）のうちのいずれか１つに加えて、シールド部材の内側に吸音材を設けたので、外部音響の侵入量が減少する。
（１９）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、対象を収容した空間に静磁場を形成する静磁場形成手段と、前記空間に勾配磁場を形成する勾配磁場形成手段と、前記空間にＲＦ励起信号を送信するとともに前記空間から磁気共鳴信号を受信する送受信手段と、前記受信した磁気共鳴信号に基づいて画像を生成する画像生成手段と、を有する磁気共鳴撮像装置であって、前記送受信手段として（１２）に記載のＲＦ信号送受信装置を用いる、ことを特徴とする磁気共鳴撮像装置である。
【００３６】
この観点での発明では、シールドを網状の導電体を用いて構成したので、外光の進入によりＲＦコイルの内部の明るさが増す。
（２０）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、前記シールドの内側に吸音材を設けた、ことを特徴とする（１９）に記載の磁気共鳴撮像装置である。
【００３７】
この観点での発明では、（１９）に加えて、シールドの内側に吸音材を設けたので、外部音響の侵入量が減少する。
（２１）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、撮像対象を収容した空間に静磁場を形成する静磁場形成手段と、前記空間に勾配磁場を形成する勾配磁場形成手段と、前記空間にＲＦ励起信号を送信するとともに前記空間から磁気共鳴信号を受信する送受信手段と、前記受信した磁気共鳴信号に基づいて画像を生成する画像生成手段と、を有する磁気共鳴撮像装置であって、前記送受信手段として（１４）に記載のＲＦ信号送受信装置を用いる、ことを特徴とする磁気共鳴撮像装置である。
【００３８】
この観点での発明では、シールドの内側に吸音材を設けたので、外部音響の侵入量が減少する。
【００３９】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態に限定されるものではない。図１に磁気共鳴撮像装置のブロック（ｂｌｏｃｋ）図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。
【００４０】
図１に示すように、本装置はマグネットシステム（ｍａｇｎｅｔｓｙｓｔｅｍ）１００を有する。マグネットシステム１００は主磁場コイル部１０２、勾配コイル部１０６およびＲＦコイル部１０８を有する。これら各コイル部は概ね円筒状の外形を有し、互いに同軸的に配置されている。マグネットシステム１００の内部空間に、撮像対象３００がクレードル（ｃｒａｄｌｅ）５００に搭載されて図示しない搬送手段により搬入および搬出される。
【００４１】
主磁場コイル部１０２はマグネットシステム１００の内部空間に静磁場を形成する。主磁場コイル部１０２は、本発明における静磁場形成手段の実施の形態の一例である。静磁場の方向は概ね撮像対象３００の体軸方向に平行である。すなわちいわゆる水平磁場を形成する。主磁場コイル部１０２は例えば超伝導コイルを用いて構成される。なお、超伝導コイルに限らず常伝導コイル等を用いて構成しても良いのはもちろんである。
【００４２】
勾配コイル部１０６は静磁場強度に勾配を持たせるための勾配磁場を生じる。発生する勾配磁場は、スライス（ｓｌｉｃｅ）勾配磁場、リードアウト（ｒｅａｄｏｕｔ）勾配磁場およびフェーズエンコード（ｐｈａｓｅｅｎｃｏｄｅ）勾配磁場の３種であり、これら３種類の勾配磁場に対応して勾配コイル部１０６は図示しない３系統の勾配コイルを有する。
【００４３】
ＲＦコイル部１０８は撮像対象３００の体内のスピンを励起するための高周波磁場を形成する。以下、高周波磁場を形成することをＲＦ励起信号の送信ともいう。ＲＦコイル部１０８は、また、励起されたスピンが生じる電磁波すなわち磁気共鳴信号を受信する。ＲＦコイル部１０８については後にあらためて説明する。
【００４４】
勾配コイル部１０６には勾配駆動部１３０が接続されている。勾配駆動部１３０は勾配コイル部１０６に駆動信号を与えて勾配磁場を発生させる。勾配コイル部１０６および勾配駆動部１３０からなる部分は、本発明における勾配磁場形成手段の実施の形態の一例である。勾配駆動部１３０は、勾配コイル部１０６における３系統の勾配コイルに対応する図示しない３系統の駆動回路を有する。
【００４５】
ＲＦコイル部１０８には、ＲＦ駆動部１４０およびデータ収集部１５０が接続されている。ＲＦ駆動部１４０はＲＦコイル部１０８に駆動信号を与えてＲＦ励起信号を送信し、撮像対象３００の体内のスピンを励起する。データ収集部１５０は受信コイル部１１０が受信した受信信号を取り込み、それをディジタルデータ（ｄｉｇｉｔａｌｄａｔａ）として収集する。
【００４６】
ＲＦコイル部１０８、ＲＦ駆動部１４０およびデータ収集部１５０からなる部分は、本発明のＲＦ信号送受信装置の実施の形態の一例である。本送受信装置の構成によって、本発明のＲＦ信号送受信装置に関するの実施の形態の一例が示される。
【００４７】
ＲＦコイル部１０８は、本発明におけるＲＦコイルの実施の形態の一例である。ＲＦ駆動部１４０は、本発明におけるＲＦ信号供給手段の実施の形態の一例である。データ収集部１５０は、本発明におけるＲＦ信号受信手段の実施の形態の一例である。ＲＦコイル部１０８、ＲＦ駆動部１４０およびデータ収集部１５０からなる部分は、また、本発明における送受信手段の実施の形態の一例である。
【００４８】
勾配駆動部１３０、ＲＦ駆動部１４０およびデータ収集部１５０には制御部１６０が接続されている。制御部１６０は、勾配駆動部１３０ないしデータ収集部１５０をそれぞれ制御する。
【００４９】
データ収集部１５０の出力側はデータ処理部１７０に接続されている。データ処理部１７０は、データ収集部１５０から取り込んだデータを図示しないメモリ（ｍｅｍｏｒｙ）に記憶する。メモリ内にはデータ空間が形成される。データ空間は２次元フーリエ（Ｆｏｕｒｉｅｒ）空間を構成する。データ処理部１７０は、これら２次元フーリエ空間のデータを２次元逆フーリエ変換して撮像対象３００の画像を再構成する。データ処理部１７０は、本発明における画像生成手段の実施の形態の一例である。
【００５０】
データ処理部１７０は制御部１６０に接続されている。データ処理部１７０は制御部１６０の上位にあってそれを統括する。データ処理部１７０には、表示部１８０および操作部１９０が接続されている。表示部１８０は、データ処理部１７０から出力される再構成画像および各種の情報を表示する。操作部１９０は、操作者によって操作され、各種の指令や情報等をデータ処理部１７０に入力する。
【００５１】
図２に、磁気共鳴撮像装置のブロック図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。
【００５２】
同図に示すように、本装置では図１に示した装置におけるものとは大きさが異なるＲＦコイル部１０８’を用いる。ＲＦコイル部１０８’は頭部撮像用のＲＦコイル部すなわちいわゆるヘッドコイルであり、撮像対象３００の頭部を収容するのに適する大きさを持つ。
【００５３】
ＲＦコイル部１０８’は、本発明のＲＦコイルの実施の形態の一例である。本コイルの構成によって、本発明のＲＦコイルに関する構成が示される。ＲＦコイル部１０８’以外は図１に示したものと同様なので、同一の符号を付して説明を省略する。
【００５４】
図３に、ＲＦコイル部１０８の模式的構成を示す。ＲＦコイル部１０８’も大きさが異なることを除けば同一の構成を有する。同図に示すように、ＲＦコイル部１０８は、図１４に示したものと共通する構成を持つＴＥＭレゾネータ型のＲＦコイルである。
【００５５】
あらためて説明すれば、ＲＦコイル部１０８は円筒状の筒部１１０を有する。筒部１１０は円筒に限るものではなく楕円筒等であっても良い。筒部１１０は両端にオリフィス部１１２，１１２’を有する。オリフィス部１１２，１１２’は筒部１１０の内径よりも小径の同心円をなす開口１１４，１１４’を有する。
【００５６】
筒部１１０およびオリフィス部１１２，１１２’は、軸方向および放射方向のスリット１１６によって複数部分に分離された導体箔で覆われた、例えばプラスチック（ｐｌａｓｔｉｃｓ）等の絶縁体で構成される。なお、スリットへの符号付けは１箇所で代表する。このような筒部１１０およびオリフィス部１１２，１１２’を持つ筒体は、いわゆるシールドまたはキャビティを構成する。このシールドは、本発明におけるシールド部材の実施の形態の一例である。また、本発明におけるシールドの実施の形態の一例である。スリット１１６は、本発明におけるスリットの実施の形態の一例である。
【００５７】
シールドの内側には、複数のラインエレメント１１８がシールドの軸に平行に設けられる。なお、ラインエレメントへの符号付けは１箇所で代表する。ラインエレメント１１８は、中央部に図示しないキャパシタを直列に有する直線状導体からなり。シールドとともにＬＣ回路の閉ループを構成する。ＲＦ信号の給電および受電は所定のラインエレメント１１８のキャパシタの両端で行われる。ラインエレメント１１８は、本発明におけるラインエレメントの実施の形態の一例である。
【００５８】
複数のラインエレメント１１８は、その両端がオリフィス部１１２，１１２’に電気的および機械的にそれぞれ結合し、開口１１４，１１４’の周辺に沿って同心的に配置されている。ただし、ラインエレメント１１８は、オリフィス部１１２，１１２’のスリット１１６を橋絡しない。ラインエレメント１１８は、また、筒部１１０の内面から離れている。
【００５９】
ここまでの構成は図１４に示したＲＦコイルと共通である。本ＲＦコイルでは、さらに、シールドの両端のオリフィス部１１２，１１２’に、隣り合うシールドセグメント同士を接続するキャパシタ（ｃａｐａｃｉｔｏｒ）１２２を有する。キャパシタ１２２は、本発明におけるキャパシタの実施の形態の一例である。なお、キャパシタへの符号付けは１箇所で代表する。また、オリフィス部１１２’におけるキャパシタの図示を省略する。
【００６０】
キャパシタ１２２としては、例えば１ｋＨｚ〜１０ｋＨｚ程度の周波数領域では十分高インピーダンスとなり、例えば１２８ＭＨｚ程度の周波数領域では十分低インピーダンスとなる、例えば１０００ｐＦ程度のキャパシタンスを持つマイカコンデンサ（ｍｉｃａｃｏｎｄｅｎｓｅｒ）等が用いられる。
【００６１】
このようなキャパシタ１２２で接続されたオリフィス部１１２，１１２’は、ＲＦ領域ではスリット１１６が短絡されたのと同等になる。したがって、複数のラインエレメント１１８は、両端を導体でそれぞれ共通接続したのと等価になり、オリフィス部１１２，１１２’の付近におけるロードの有無に関わらず電気的条件が安定し動作が安定化する。また、キャパシタ１２２を通じて複数のシールドセグメントが電気的に一体化することにより、スリットを通じての静電結合と相俟って、ＲＦ領域でのシールド効果も一層向上する。
【００６２】
一方、１ｋＨｚ〜１０ｋＨｚ程度の周波数領域では、キャパシタ１２２は十分高インピーダンスなので、同周波数領域の信号となる勾配磁場印加時の渦電流がシールドの円周方向に流れることはない。したがって、渦電流の影響が静磁場に及ぶことを防止することができる。
【００６３】
キャパシタ１２２は、オリフィス部１１２，１１２’に設ける変わりに、あるいはそれに加えて、例えば図４に示すように、筒部１１０の両端部に設けるようにしても良い。なお、図４はシールドを平面展開した状態で示す。筒部１１０の両端部もラインエレメント１１８の両端の高電位部に近いので、オリフィス部１１２，１１２’に設けたのと同等の効果を奏する。また、使用するキャパシタは、例えば図５に示すように、スリット１１６上に適宜に分布させるようにしても良い。
【００６４】
キャパシタ１２２でシールドセグメント同士を接続することは、例えば図６に示すように、ヘッドコイル型のＲＦコイル部１０８を、撮像対象３００の頭部の挿入を容易にするために軸に沿って２分割可能な構成にし、両者をコネクタ（ｃｏｎｎｅｃｔｏｒ）で結合するようにした場合に、ＲＦ領域におけるシールドセグメントの電気的な一体化を実現する点でも好ましい。
【００６５】
すなわち、コネクタ結合部ではスリット１１６の幅が他の部分より広くならざるを得ず、この部分ではスリットを通じての静電結合が弱くなりシールド効果が低減するおそれがある。そこで、例えば図７に示すように、コネクタ１２４の結合部では、スリット１１６，１１６’を両シールドセグメント側にそれぞれ回り込ませ、導体箔のランド（ｌａｎｄ）１２６，１２６’をそれぞれ形成して、それらをコネクタ１２４で電気的に接続し、かつ、スリット１１６，１１６’をキャパシタ１２２，１２２’でそれぞれ橋絡する。このようにすることにより、分割部における十分な静電結合を確保することができる。
【００６６】
本装置の動作を説明する。本装置の動作は制御部１６０による制御の下で進行する。図８に、磁気共鳴撮像に用いるパルスシーケンス（ｐｕｌｓｅｓｅｑｕｅｎｃｅ）の一例を示す。このパルスシーケンスは、スピンエコー（ＳＥ：ＳｐｉｎＥｃｈｏ）法のパルスシーケンスである。
【００６７】
すなわち、（１）はＳＥ法におけるＲＦ励起用の９０°パルスおよび１８０°パルスのシーケンスであり、（２）、（３）、（４）および（５）は、同じくそれぞれ、スライス勾配Ｇｓ、リードアウト勾配Ｇｒ、フェーズエンコード勾配ＧｐおよびスピンエコーＭＲのシーケンスである。なお、９０°パルスおよび１８０°パルスはそれぞれ中心信号で代表する。パルスシーケンスは時間軸ｔに沿って左から右に進行する。
【００６８】
同図に示すように、９０°パルスによりスピンのが行われる。このときスライス勾配Ｇｓが印加され所定のスライスについての選択励起が行われる。９０°励起から所定の時間後に、１８０°パルスによる１８０°励起すなわちスピン反転が行われる。このときもスライス勾配Ｇｓが印加され、同じスライスについての選択的反転が行われる。ＲＦコイル部１０８が前述のような構成を有することにより、９０°励起および１８０°励起を安定に行うことができる。
【００６９】
９０°励起とスピン反転の間の期間に、リードアウト勾配Ｇｒおよびフェーズエンコード勾配Ｇｐが印加される。リードアウト勾配Ｇｒによりスピンのディフェーズ（ｄｅｐｈａｓｅ）が行われる。フェーズエンコード勾配Ｇｐによりスピンのフェーズエンコードが行われる。
【００７０】
スピン反転後、リードアウト勾配Ｇｒでスピンをリフェーズ（ｒｅｐｈａｓｅ）してスピンエコーＭＲを発生させる。スピンエコーＭＲは、エコー中心に関して対称的な波形を持つＲＦ信号となる。中心エコーは９０°励起からＴＥ（ｅｃｈｏｔｉｍｅ）後に生じる。スピンエコーＭＲはＲＦコイル部１０８で受信される。ＲＦコイル部１０８が前述のような構成を有することにより、信号の受信を安定に行うことができる。受信信号はデータ収集部１５０により受信データとして収集される。
【００７１】
このようなパスルシーケンスが周期ＴＲ（ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎｔｉｍｅ）で例えば６４〜５１２回程度繰り返される。繰り返しのたびにフェーズエンコード勾配Ｇｐを変更し、毎回異なるフェーズエンコードを行う。これによって、６４〜５１２ビュー（ｖｉｅｗ）のビューデータが得られる。
【００７２】
磁気共鳴撮像用パルスシーケンスの他の例を図９に示す。このパルスシーケンスは、グラディエントエコー（ＧＲＥ：ＧｒａｄｉｅｎｔＥｃｈｏ）法のパルスシーケンスである。
【００７３】
すなわち、（１）はＧＲＥ法におけるＲＦ励起用のα°パルスのシーケンスであり、（２）、（３）、（４）および（５）は、同じくそれぞれ、スライス勾配Ｇｓ、リードアウト勾配Ｇｒ、フェーズエンコード勾配ＧｐおよびスピンエコーＭＲのシーケンスである。なお、α°パルスは中心信号で代表する。パルスシーケンスは時間軸ｔに沿って左から右に進行する。
【００７４】
同図に示すように、α°パルスによりスピンのα°励起が行われる。αは９０以下である。このときスライス勾配Ｇｓが印加され所定のスライスについての選択励起が行われる。ＲＦコイル部１０８が前述のような構成を有することにより、α°励起を安定に行うことができる。
【００７５】
α°励起後、フェーズエンコード勾配Ｇｐによりスピンのフェーズエンコードが行われる。次に、リードアウト勾配Ｇｒにより先ずスピンをディフェーズし、次いでスピンをリフェーズして、グラディエントエコーＭＲを発生させる。グラディエントエコーＭＲは、エコー中心に関して対称的な波形を持つＲＦ信号となる。中心エコーはα°励起からＴＥ後に生じる。
【００７６】
グラディエントエコーＭＲは、ＲＦコイル部１０８で受信される。ＲＦコイル部１０８が前述のような構成を有することにより、信号の受信を安定に行うことができる。受信信号はデータ収集部１５０によりビューデータとして収集される。
【００７７】
このようなパスルシーケンスが周期ＴＲで例えば６４〜５１２回程度繰り返される。繰り返しのたびにフェーズエンコード勾配Ｇｐを変更し、毎回異なるフェーズエンコードを行う。これによって、６４〜５１２ビューのビューデータが得られる。
【００７８】
図８または図９のパルスシーケンスによって得られたビューデータが、データ処理部１７０のメモリに収集される。なお、パルスシーケンスはＳＥ法またはＧＲＥ法に限るものではなく、例えばファーストスピンエコー（ＦＳＥ：ＦａｓｔＳｐｉｎＥｃｈｏ）法やエコープラナーイメージング（ＥｃｈｏＰｌａｎａｒＩｍａｇｉｎｇ）等、他の適宜の技法のものであって良いのはいうまでもない。
【００７９】
データ処理部１７０は、ビューデータを２次元逆フーリエ変換して撮像対象３００の断層像を再構成する。ＲＦ信号の送受信が安定に行われとともに渦電流が阻止されるので、品質の良い再構成画像を得ることができる。再構成画像は表示部１８０により可視像として表示される。
【００８０】
以上は、ＲＦコイル部１０８をＲＦ信号の送受信に兼用する例であるが、ＲＦコイル部１０８は、ＲＦ信号の送信専用または受信専用としても良いのはいうまでもない。
【００８１】
図１０に、ＲＦコイル部１０８’の他の構成の一例を示す。同図に示すようＲＦコイル部１０８’では、シールドを構成する導電体として網状の導電体１１１が用いられる。網状の導電体１１１は、本発明における網状の導電体の実施の形態の一例である。
【００８２】
網状の導電体１１１としては、例えば、太さが０．２ｍｍ程度の銅線を例えば０．２ｍｍ程度の網目をなすように編んだもの等が用いられる。なお、網状の導電体１１１は、銅線の編組体に限るものではなく、例えば網目状パターンをなす銅箔等であって良い。
【００８３】
そのような網状の導電体１１１が、例えば透明または半透明のプラスチック筒の表面全体を覆うように設けられる。ただし、図１０では図示の便宜上それを部分的に示す。網状の導電体１１１はオリフィス部１１２の導体箔の電気的に接続され、一体となってシールドを構成している。
【００８４】
このようなＲＦコイル部１０８’では、網状の導電体１１１の網目および透明または半透明の筒を通して内部に外光が進入するので、内部が明るい。また、網状の導電体１１１の網目および透明の筒を通して外部の光景が目視可能となる。
【００８５】
したがって、このＲＦコイル部１０８’を頭部に装着した患者等に不安感等を与えることがない。すなわち、ＲＦコイル部１０８’は、これを装着する患者等にとって快適なものとなる。また、ｆＭＲＩ（ＦｕｎｃｔｉｏｎａｌＭＲＩ）によって脳機能画像を撮像する場合等に、患者等に外部から光刺激を与えることも容易になる。
【００８６】
網状の導電体１１１を用いることにより、シールドに渦電流が流れにくくなり、渦電流による静磁場への影響が減少するので、シールドに前述のようなスリットを設けることは省略することが可能である。
【００８７】
なお、渦電流阻止を一層確実にするために、例えば図１１に示すように、網状の導電体１１１を複数のスリット１１６で分割するようにしても良い。この場合、スリット１１６をまたいで網状の導電体１１１同士を接続するキャパシタを、図３ないし図５に示した要領で接続するのが、ＲＦコイル部１０８’の動作を安定化する点で好ましい。
【００８８】
図１２に、ＲＦコイル部１０８’の構成を断面図によって示す。同図はＲＦコイル部１０８’の軸に垂直な断面を示す。同図に示すように、ＲＦコイル部１０８’は吸音材１３２を有する。吸音材１３２は、本発明における吸音材の実施の形態の一例である。吸音材１３２は、筒体１１０の内面とラインエレメント１１８の間の空間に詰め込まれている。ただし、患者等の頭部を内部に収容した状態で患者等の眼と対向する部分には、吸音材１３２を設けない。
【００８９】
吸音材１３２としては、例えばグラスウール（ｇｌａｓｓｗｏｏｌ）等が用いられる。なお、それに限るものではなく、例えばスポンジ（ｓｐｏｎｇｅ）等の多孔材料であって良く、また、例えば粉末、高粘性の液体またはゲル（ｇｅｌ）等、適宜の吸音物質を袋に封入したものを用いて良い。
【００９０】
患者等がこのＲＦコイル部１０８’を頭部に装着した状態では、勾配磁場の印加に伴う外部音響は、吸音材１３２で減衰されて患者等の耳に達する。また、吸音材１３２はシールドの制振材としても機能するので、シールド自身の振動によって発する音響を抑制することもできる。したがって、外部音響等が患者等に不快感ないし不安感等を与えることがない。すなわち、ＲＦコイル部１０８’は、これを装着する患者等にとって快適なものとなる。
【００９１】
【発明の効果】
以上詳細に説明したように、本発明によれば、動作の安定なＴＥＭレゾネータ型のＲＦコイル、そのようなＲＦコイルを用いるＲＦ信号送受信装置、および、そのようなＲＦ信号送受信装置を用いる磁気共鳴撮像装置を実現することができる。
【００９２】
また、患者等にとって快適なＴＥＭレゾネータ型のＲＦコイル、そのようなＲＦコイルを用いるＲＦ信号送受信装置、および、そのようなＲＦ信号送受信装置を用いる磁気共鳴撮像装置を実現することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。
【図２】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。
【図３】図１に示した装置におけるＲＦコイル部の模式図である。
【図４】図３に示したＲＦコイル部の展開図である。
【図５】図３に示したＲＦコイル部の展開図である。
【図６】図１に示した装置におけるＲＦコイル部の模式図である。
【図７】図６に示したＲＦコイル部の一部の拡大図である。
【図８】図１に示した装置が実行するパルスシーケンスの一例を示す図である。
【図９】図１に示した装置が実行するパルスシーケンスの一例を示す図である。
【図１０】図２に示した装置におけるＲＦコイル部の模式図である。
【図１１】図２に示した装置におけるＲＦコイル部の模式図である。
【図１２】図２に示したＲＦコイル部の軸に垂直な断面図である。
【図１３】ＴＥＭレゾネータ型のＲＦコイルの模式図である。
【図１４】ＴＥＭレゾネータ型のＲＦコイルの模式図である。
【符号の説明】
１００マグネットシステム
１０２主磁場コイル部
１０６勾配コイル部
１０８，１０８’ ＲＦコイル部
１１０筒部
１１１網状の導電体
１１２，１１２’ オリフィス部
１１４，１１４’ 開口
１１６スリット
１１８ラインエレメント
１２２キャパシタ
１３０勾配駆動部
１３２吸音材
１４０ＲＦ駆動部
１５０データ収集部
１６０制御部
１７０データ処理部
１８０表示部
１９０操作部
３００撮像対象
５００クレードル[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an RF coil (radio frequency coil), an RF signal transmission / reception device, and a magnetic resonance imaging device, and more particularly, a TEM resonator (transverse electromagnetic mode resonator) type RF coil, an RF signal transmission / reception device using such an RF coil, The present invention also relates to a magnetic resonance imaging apparatus using such an RF signal transmitting / receiving apparatus.
[0002]
[Prior art]
In a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus, an imaging target (patient or the like) is placed in an internal space of a magnet system (namely, a space where a static magnetic field is formed), and a gradient magnetic field and a high-frequency magnetic field are applied. Then, a magnetic resonance signal is generated in the object, and a tomographic image is generated (reconstructed) based on the received signal.
[0003]
In a magnetic resonance imaging apparatus using a high magnetic field with a magnetic field strength of, for example, about 3T as a static magnetic field, paying attention to the good RF signal transmission / reception efficiency, a TEM resonator type RF coil is used to scan the spin RF of the imaging target. The magnetic resonance signal generated by the excited and excited spin is received.
[0004]
The TEM resonator type RF coil has a cylindrical tube portion 700 as shown in a schematic configuration in FIG. The cylindrical portion 700 has orifices 702 and 702 ′ at both ends. The orifice portions 702 and 702 ′ have openings 704 and 704 ′ that form concentric circles having a diameter smaller than the inner diameter of the cylindrical portion 700.
[0005]
The cylindrical portion 700 and the orifice portions 702 and 702 ′ are made of a continuous conductor. The cylindrical body having the cylindrical portion 700 and the orifice portions 702 and 702 ′ is called a shield or a cavity.
[0006]
Inside the shield, a plurality of line elements 802 are provided parallel to the axis of the shield. In addition, the code | symbol to a line element is represented by one place. The line element 802 is electrically an LC series circuit. The plurality of line elements 802 are electrically and mechanically coupled to the orifice portions 702 and 702 ′ at both ends, and are concentrically disposed along the periphery of the openings 704 and 704 ′. The line element 802 is separated from the inner surface of the cylindrical portion 700.
[0007]
By supplying an RF signal to a predetermined portion of the RF coil having such a configuration, an RF magnetic field that rotates in a plane perpendicular to the axial direction is formed in a cylindrical space surrounded by a plurality of line elements 802. Cause it to occur. In addition, a signal that has received an RF signal (magnetic resonance signal) that generates a spin rotating in the same plane is taken out from a predetermined portion of the RF coil.
[0008]
In actual magnetic resonance imaging, for example, as shown in FIG. 14, a shield part is used which is separated into a plurality of pieces by axial and radial slits 706. In addition, the code | symbol to a slit is represented by one place. The individual shield segments separated by the slits 706 are electrically insulated, preventing the eddy current from flowing in the circumferential direction of the shield when a gradient magnetic field is applied, and disturbing the static magnetic field due to the eddy current. To prevent.
[0009]
[Problems to be solved by the invention]
In the TEM resonator type RF coil, the potential distribution on the line element during operation has a ground potential at the center and a high potential at both ends, but in an RF coil in which the shield is separated by slits, Since the orifice portions 702 and 702 ′ are separated into individual segments by the slits 706, an unbalance of the potential state occurs between the segments.
[0010]
When such an RF coil is used as a head coil for imaging the head of a patient or the like that is an imaging target, the neck of the imaging target is externally connected to one orifice when the head is accommodated in the head coil. Since it is added as a load, the electrical characteristics change and the operation of the RF coil tends to become unstable.
[0011]
Further, since the shield made of copper foil or the like shields light, the inside of the head coil is dark and is not necessarily comfortable for a patient or the like who inserts the head therein. In addition, the sound generated with the application of the gradient magnetic field during imaging also impairs the comfort of the patient and the like.
[0012]
Accordingly, an object of the present invention is to realize a TEM resonator type RF coil with stable operation, an RF signal transmitting / receiving apparatus using such an RF coil, and a magnetic resonance imaging apparatus using such an RF signal transmitting / receiving apparatus. It is.
[0013]
It is another object of the present invention to realize a TEM resonator type RF coil that is comfortable for patients and the like, an RF signal transmission / reception apparatus using such an RF coil, and a magnetic resonance imaging apparatus using such an RF signal transmission / reception apparatus.
[0014]
[Means for Solving the Problems]
(1) One aspect of the invention for solving the above problem is a TEM resonator type RF coil in which a shield member is divided into a plurality by a slit, and the shield members are connected to each other at the slit portion. An RF coil including a capacitor.
[0015]
In the invention from this viewpoint, the shield members are connected to each other at the slit portion by the capacitor, and the electrical integration of the shield members in the RF region is realized. This stabilizes the electrical conditions at both ends of the RF coil regardless of whether or not there is a load.
[0016]
(2) The invention according to another aspect to solve the above-described problem is the RF coil according to (1), wherein the shield member is configured using a net-like conductor.
[0017]
In the invention from this point of view, in addition to (1), since the shield member is configured by using a net-like conductor, the brightness inside the RF coil increases due to the entrance of external light.
(3) Another aspect of the invention for solving the above problem is a TEM resonator type RF coil in which the shield member is divided into a plurality of portions by slits, and the shield member is made of a net-like conductor. The RF coil is characterized in that it is configured.
[0018]
In the invention from this viewpoint, since the shield member is configured by using a net-like conductor, the brightness inside the RF coil is increased by the entrance of external light.
(4) According to another aspect of the invention for solving the above-described problem, any one of (1) to (3) is characterized in that a sound absorbing material is provided inside the shield member. It is RF coil as described in above.
[0019]
In the invention in this aspect, in addition to any one of (1) to (3), since the sound absorbing material is provided inside the shield member, the amount of intrusion of external sound is reduced.
(5) In another aspect of the invention for solving the above-described problem, a cylindrical shield having annular orifice portions at both ends, and both ends connected to the orifice portion and spaced along the opening of the orifice portion The RF coil is a TEM resonator type RF coil having a plurality of line elements arranged so as to keep the shield, wherein the shield is configured by using a net-like conductor.
[0020]
In the invention from this viewpoint, since the shield is configured by using a net-like conductor, the brightness inside the RF coil is increased by the entrance of external light.
(6) Another aspect of the invention for solving the above problem is the RF coil according to (5), wherein a sound absorbing material is provided inside the shield.
[0021]
In the invention from this point of view, in addition to (5), since the sound absorbing material is provided inside the shield, the amount of intrusion of external sound is reduced.
(7) In another aspect of the invention for solving the above problem, a cylindrical shield having an annular orifice at both ends, and both ends connected to the orifice and spaced along the opening of the orifice A RF coil of a TEM resonator type having a plurality of line elements arranged so as to maintain a sound absorber, wherein a sound absorbing material is provided inside the shield.
[0022]
In the invention from this viewpoint, since the sound absorbing material is provided inside the shield, the amount of intrusion of external sound is reduced.
(8) According to another aspect of the invention for solving the above-described problem, a TEM resonator type RF coil in which a shield member is divided into a plurality by a slit, and an RF signal supply for supplying an RF transmission signal to the RF coil And an RF signal receiving means for receiving an RF reception signal from the RF coil, wherein the RF coil includes a capacitor for connecting the shield members at the slit portion. This is an RF signal transmitting / receiving apparatus.
[0023]
In the invention from this viewpoint, the shield members are connected to each other at the slit portion by the capacitor, and the electrical integration of the shield members in the RF region is realized. This stabilizes the electrical conditions at both ends of the RF coil regardless of whether or not there is a load.
[0024]
(9) An RF signal transmitting / receiving apparatus according to (8), characterized in that the invention in another aspect for solving the above-mentioned problems is characterized in that the shield member is configured using a net-like conductor. .
[0025]
In the invention from this viewpoint, in addition to (8), since the shield member is configured by using a net-like conductor, the brightness inside the RF coil is increased by the entrance of external light.
(10) In another aspect of the invention for solving the above-described problems, an RF coil, RF signal supply means for supplying an RF transmission signal to the RF coil, and RF for receiving an RF reception signal from the RF coil are provided. An RF signal transmitting / receiving device having a signal receiving means, wherein the RF coil is a TEM resonator type RF coil in which a shield member is divided into a plurality of portions by slits, and the shield member is made of a net-like conductor. This is an RF signal transmitting / receiving apparatus configured as described above.
[0026]
In the invention from this viewpoint, since the shield member is configured by using a net-like conductor, the brightness inside the RF coil is increased by the entrance of external light.
(11) In another aspect of the invention for solving the above-described problem, any one of (8) to (10) is characterized in that a sound absorbing material is provided inside the shield member. The RF signal transmitting / receiving apparatus according to.
[0027]
In the invention in this aspect, in addition to any one of (8) to (10), since the sound absorbing material is provided inside the shield member, the amount of intrusion of external sound is reduced.
(12) In another aspect of the invention for solving the above problems, an RF coil, RF signal supply means for supplying an RF transmission signal to the RF coil, and RF for receiving an RF reception signal from the RF coil An RF signal transmitting / receiving device comprising: a signal receiving means, wherein the RF coil is connected to a cylindrical shield having annular orifice portions at both ends, and both ends of the RF coil are connected to the orifice portion and spaced along the opening of the orifice portion. The RF signal transmitting / receiving apparatus is a TEM resonator type RF coil having a plurality of line elements arranged so as to keep the shield, wherein the shield is configured by using a net-like conductor.
[0028]
In the invention from this viewpoint, since the shield is configured by using a net-like conductor, the brightness inside the RF coil is increased by the entrance of external light.
(13) An RF signal transmitting / receiving apparatus according to (12), characterized in that a sound absorbing material is provided on the inner side of the shield.
[0029]
In the invention from this viewpoint, in addition to (12), since the sound absorbing material is provided inside the shield, the amount of intrusion of external sound is reduced.
(14) In another aspect of the invention for solving the above problems, an RF coil, an RF signal supply means for supplying an RF transmission signal to the RF coil, and an RF for receiving an RF reception signal from the RF coil. An RF signal transmitting / receiving device having a signal receiving means, wherein the RF coil has a cylindrical shield having annular orifice portions at both ends, and both ends of the RF coil are connected to the orifice portions along the openings of the orifice portions. An RF signal transmitting / receiving apparatus comprising: a TEM resonator type RF coil having a plurality of line elements arranged at intervals, wherein a sound absorbing material is provided inside the shield.
[0030]
In the invention from this viewpoint, since the sound absorbing material is provided inside the shield, the amount of intrusion of external sound is reduced.
(15) In another aspect of the invention for solving the above-described problem, a static magnetic field forming unit that forms a static magnetic field in a space accommodating an imaging target, and a gradient magnetic field forming unit that forms a gradient magnetic field in the space A magnetic resonance imaging apparatus comprising: a transmission / reception unit that transmits an RF excitation signal to the space and receives a magnetic resonance signal from the space; and an image generation unit that generates an image based on the received magnetic resonance signal. An RF signal transmitting / receiving apparatus according to (8) is used as the transmitting / receiving means.
[0031]
In the invention from this viewpoint, the shield members are connected to each other at the slit portion by the capacitor, and the electrical integration of the shield members in the RF region is realized. This stabilizes the electrical conditions at both ends of the RF coil regardless of whether or not there is a load.
[0032]
(16) The magnetic resonance imaging apparatus according to (15), characterized in that the invention in another aspect for solving the above-described problem comprises the shield member using a net-like conductor. .
[0033]
In the invention from this point of view, in addition to (15), since the shield member is configured using a net-like conductor, the brightness inside the RF coil is increased by the entrance of external light.
(17) In another aspect of the invention for solving the above-described problem, a static magnetic field forming unit that forms a static magnetic field in a space accommodating an imaging target, and a gradient magnetic field forming unit that forms a gradient magnetic field in the space A magnetic resonance imaging apparatus comprising: a transmission / reception unit that transmits an RF excitation signal to the space and receives a magnetic resonance signal from the space; and an image generation unit that generates an image based on the received magnetic resonance signal. An RF signal transmitting / receiving apparatus according to (10) is used as the transmitting / receiving means.
[0034]
In the invention from this viewpoint, since the shield member is configured by using a net-like conductor, the brightness inside the RF coil is increased by the entrance of external light.
(18) According to another aspect of the invention for solving the above-described problem, any one of (15) to (17) is characterized in that a sound absorbing material is provided inside the shield member. The magnetic resonance imaging apparatus described in 1.
[0035]
In the invention from this viewpoint, in addition to any one of (15) to (17), since the sound absorbing material is provided inside the shield member, the amount of intrusion of external sound is reduced.
(19) According to another aspect of the invention for solving the above problems, a static magnetic field forming unit that forms a static magnetic field in a space that accommodates an object, a gradient magnetic field forming unit that forms a gradient magnetic field in the space, A magnetic resonance imaging apparatus comprising: transmission / reception means for transmitting an RF excitation signal to the space and receiving a magnetic resonance signal from the space; and image generation means for generating an image based on the received magnetic resonance signal. A magnetic resonance imaging apparatus using the RF signal transmitting / receiving apparatus according to (12) as the transmitting / receiving means.
[0036]
In the invention from this viewpoint, since the shield is configured by using a net-like conductor, the brightness inside the RF coil is increased by the entrance of external light.
(20) The invention according to another aspect to solve the above-described problem is the magnetic resonance imaging apparatus according to (19), wherein a sound absorbing material is provided inside the shield.
[0037]
In the invention from this viewpoint, in addition to (19), since the sound absorbing material is provided inside the shield, the amount of intrusion of external sound is reduced.
(21) In another aspect of the invention for solving the above-described problem, a static magnetic field forming unit that forms a static magnetic field in a space that accommodates an imaging target, and a gradient magnetic field forming unit that forms a gradient magnetic field in the space A magnetic resonance imaging apparatus comprising: a transmission / reception unit that transmits an RF excitation signal to the space and receives a magnetic resonance signal from the space; and an image generation unit that generates an image based on the received magnetic resonance signal. An RF signal transmission / reception apparatus according to (14) is used as the transmission / reception means.
[0038]
In the invention from this viewpoint, since the sound absorbing material is provided inside the shield, the amount of intrusion of external sound is reduced.
[0039]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. The present invention is not limited to the embodiment. FIG. 1 shows a block diagram of the magnetic resonance imaging apparatus. This apparatus is an example of an embodiment of the present invention. An example of an embodiment relating to the apparatus of the present invention is shown by the configuration of the apparatus.
[0040]
As shown in FIG. 1, the apparatus has a magnet system 100. The magnet system 100 includes a main magnetic field coil unit 102, a gradient coil unit 106 and an RF coil unit 108. Each of these coil portions has a substantially cylindrical outer shape and is arranged coaxially with each other. The imaging object 300 is mounted on a cradle 500 and carried into and out of the internal space of the magnet system 100 by a conveying means (not shown).
[0041]
The main magnetic field coil unit 102 forms a static magnetic field in the internal space of the magnet system 100. The main magnetic field coil section 102 is an example of an embodiment of the static magnetic field forming means in the present invention. The direction of the static magnetic field is generally parallel to the body axis direction of the imaging target 300. That is, a so-called horizontal magnetic field is formed. The main magnetic field coil unit 102 is configured using, for example, a superconducting coil. Needless to say, the present invention may be configured using not only a superconducting coil but also a normal conducting coil.
[0042]
The gradient coil unit 106 generates a gradient magnetic field for giving a gradient to the static magnetic field strength. There are three types of gradient magnetic fields that are generated: a slice gradient magnetic field, a read out gradient magnetic field, and a phase encode gradient magnetic field. The gradient coil unit 106 corresponds to these three types of gradient magnetic fields. Has three gradient coils (not shown).
[0043]
The RF coil unit 108 generates a high frequency magnetic field for exciting spins in the body of the imaging target 300. Hereinafter, the formation of a high-frequency magnetic field is also referred to as transmission of an RF excitation signal. The RF coil unit 108 also receives an electromagnetic wave generated by excited spin, that is, a magnetic resonance signal. The RF coil unit 108 will be described later.
[0044]
A gradient driving unit 130 is connected to the gradient coil unit 106. The gradient driving unit 130 gives a driving signal to the gradient coil unit 106 to generate a gradient magnetic field. The portion composed of the gradient coil section 106 and the gradient drive section 130 is an example of an embodiment of the gradient magnetic field forming means in the present invention. The gradient driving unit 130 includes three systems of driving circuits (not shown) corresponding to the three systems of gradient coils in the gradient coil unit 106.
[0045]
An RF drive unit 140 and a data collection unit 150 are connected to the RF coil unit 108. The RF drive unit 140 provides a drive signal to the RF coil unit 108 and transmits an RF excitation signal to excite spins in the body of the imaging target 300. The data collection unit 150 takes in the reception signal received by the reception coil unit 110 and collects it as digital data.
[0046]
A portion including the RF coil unit 108, the RF drive unit 140, and the data collection unit 150 is an example of an embodiment of the RF signal transmitting / receiving apparatus according to the present invention. An example of an embodiment related to the RF signal transmitting / receiving apparatus of the present invention is shown by the configuration of the transmitting / receiving apparatus.
[0047]
The RF coil unit 108 is an example of an embodiment of the RF coil in the present invention. The RF drive unit 140 is an example of an embodiment of the RF signal supply means in the present invention. The data collection unit 150 is an example of an embodiment of the RF signal receiving means in the present invention. A portion including the RF coil unit 108, the RF drive unit 140, and the data collection unit 150 is also an example of an embodiment of the transmission / reception means in the present invention.
[0048]
A control unit 160 is connected to the gradient driving unit 130, the RF driving unit 140, and the data collection unit 150. The control unit 160 controls the gradient driving unit 130 or the data collection unit 150, respectively.
[0049]
The output side of the data collection unit 150 is connected to the data processing unit 170. The data processing unit 170 stores the data fetched from the data collection unit 150 in a memory (not shown). A data space is formed in the memory. The data space constitutes a two-dimensional Fourier space. The data processing unit 170 reconstructs an image of the imaging target 300 by performing two-dimensional inverse Fourier transform on the data in the two-dimensional Fourier space. The data processing unit 170 is an example of an embodiment of image generation means in the present invention.
[0050]
The data processing unit 170 is connected to the control unit 160. The data processing unit 170 is above the control unit 160 and controls it. A display unit 180 and an operation unit 190 are connected to the data processing unit 170. The display unit 180 displays the reconstructed image and various information output from the data processing unit 170. The operation unit 190 is operated by an operator and inputs various commands and information to the data processing unit 170.
[0051]
FIG. 2 shows a block diagram of the magnetic resonance imaging apparatus. This apparatus is an example of an embodiment of the present invention. An example of an embodiment relating to the apparatus of the present invention is shown by the configuration of the apparatus.
[0052]
As shown in the figure, this apparatus uses an RF coil section 108 'having a different size from that in the apparatus shown in FIG. The RF coil unit 108 ′ is an RF coil unit for imaging the head, that is, a so-called head coil, and has a size suitable for accommodating the head of the imaging target 300.
[0053]
The RF coil unit 108 ′ is an example of an embodiment of the RF coil of the present invention. The configuration of the RF coil of the present invention is shown by the configuration of the coil. Except for the RF coil section 108 ', the configuration is the same as that shown in FIG.
[0054]
FIG. 3 shows a schematic configuration of the RF coil unit 108. The RF coil section 108 'also has the same configuration except that the sizes are different. As shown in the figure, the RF coil unit 108 is a TEM resonator type RF coil having the same configuration as that shown in FIG.
[0055]
If it demonstrates again, the RF coil part 108 has the cylindrical cylinder part 110. FIG. The cylinder part 110 is not limited to a cylinder but may be an elliptic cylinder or the like. The cylinder part 110 has orifice parts 112 and 112 'at both ends. The orifice portions 112 and 112 ′ have openings 114 and 114 ′ that form concentric circles having a smaller diameter than the inner diameter of the cylindrical portion 110.
[0056]
The cylindrical portion 110 and the orifice portions 112 and 112 ′ are made of an insulator such as plastic covered with a conductive foil separated into a plurality of portions by axial and radial slits 116. In addition, the code | symbol to a slit is represented by one place. Such a cylindrical body having the cylindrical portion 110 and the orifice portions 112 and 112 'constitutes a so-called shield or cavity. This shield is an example of an embodiment of a shield member in the present invention. Moreover, it is an example of embodiment of the shield in this invention. The slit 116 is an example of an embodiment of a slit in the present invention.
[0057]
Inside the shield, a plurality of line elements 118 are provided parallel to the axis of the shield. In addition, the code | symbol to a line element is represented by one place. The line element 118 is composed of a linear conductor having a capacitor (not shown) in series at the center. It forms a closed loop of the LC circuit together with the shield. The RF signal is fed and received at both ends of a capacitor of a predetermined line element 118. The line element 118 is an example of an embodiment of the line element in the present invention.
[0058]
The ends of the plurality of line elements 118 are electrically and mechanically coupled to the orifice portions 112 and 112 ′, respectively, and are concentrically arranged around the periphery of the openings 114 and 114 ′. However, the line element 118 does not bridge the slits 116 of the orifice portions 112 and 112 ′. The line element 118 is also separated from the inner surface of the cylindrical portion 110.
[0059]
The configuration so far is the same as that of the RF coil shown in FIG. This RF coil further includes a capacitor 122 that connects adjacent shield segments to the orifices 112 and 112 ′ at both ends of the shield. Capacitor 122 is an example of an embodiment of a capacitor in the present invention. In addition, the code | symbol to a capacitor is represented by one place. Further, the illustration of the capacitor in the orifice portion 112 ′ is omitted.
[0060]
As the capacitor 122, for example, a mica capacitor having a capacitance of about 1000 pF, which has a sufficiently high impedance in a frequency region of about 1 kHz to 10 kHz and a sufficiently low impedance in a frequency region of about 128 MHz, for example, is used.
[0061]
The orifices 112 and 112 ′ connected by such a capacitor 122 are equivalent to the case where the slit 116 is short-circuited in the RF region. Accordingly, the plurality of line elements 118 are equivalent to the common connection of both ends with conductors, and the electrical conditions are stabilized and the operation is stabilized regardless of the presence or absence of the load in the vicinity of the orifices 112 and 112 ′. In addition, since the plurality of shield segments are electrically integrated through the capacitor 122, the shield effect in the RF region is further improved in combination with the electrostatic coupling through the slit.
[0062]
On the other hand, in the frequency region of about 1 kHz to 10 kHz, the capacitor 122 has a sufficiently high impedance, so that an eddy current at the time of applying a gradient magnetic field that is a signal in the same frequency region does not flow in the circumferential direction of the shield. Therefore, it is possible to prevent the influence of the eddy current from reaching the static magnetic field.
[0063]
The capacitor 122 may be provided at both end portions of the cylindrical portion 110 as shown in FIG. 4 instead of or in addition to the orifice portions 112 and 112 ′. FIG. 4 shows the shield in a state where it is flattened. Since both end portions of the cylindrical portion 110 are also close to the high potential portions at both ends of the line element 118, the same effect as that provided in the orifice portions 112, 112 ′ can be obtained. Further, the capacitors to be used may be appropriately distributed on the slits 116 as shown in FIG.
[0064]
For example, as shown in FIG. 6, connecting the shield segments with the capacitor 122 divides the head coil type RF coil unit 108 into two along the axis in order to facilitate the insertion of the head of the imaging target 300. It is also preferable in terms of realizing electrical integration of the shield segments in the RF region when a possible configuration is made and both are connected by a connector.
[0065]
That is, in the connector coupling portion, the width of the slit 116 must be wider than other portions, and in this portion, the electrostatic coupling through the slit is weakened and the shielding effect may be reduced. Therefore, for example, as shown in FIG. 7, at the coupling portion of the connector 124, the slits 116 and 116 'are respectively wound around the shield segment sides to form conductor foil lands 126 and 126', respectively. Are electrically connected by a connector 124, and the slits 116 and 116 'are bridged by capacitors 122 and 122', respectively. By doing in this way, sufficient electrostatic coupling in a division part is securable.
[0066]
The operation of this apparatus will be described. The operation of this apparatus proceeds under the control of the control unit 160. FIG. 8 shows an example of a pulse sequence used for magnetic resonance imaging. This pulse sequence is a pulse sequence of a spin echo (SE: Spin Echo) method.
[0067]
That is, (1) is a sequence of 90 ° pulses and 180 ° pulses for RF excitation in the SE method, and (2), (3), (4) and (5) are respectively the slice gradient Gs and the lead. This is a sequence of an out gradient Gr, a phase encode gradient Gp, and a spin echo MR. The 90 ° pulse and the 180 ° pulse are represented by center signals. The pulse sequence proceeds from left to right along the time axis t.
[0068]
As shown in the figure, spin is performed by a 90 ° pulse. At this time, the slice gradient Gs is applied, and selective excitation for a predetermined slice is performed. After a predetermined time from the 90 ° excitation, 180 ° excitation by a 180 ° pulse, that is, spin inversion is performed. At this time, the slice gradient Gs is applied, and selective inversion is performed for the same slice. Since the RF coil unit 108 has the above-described configuration, 90 ° excitation and 180 ° excitation can be stably performed.
[0069]
In the period between 90 ° excitation and spin reversal, a readout gradient Gr and a phase encode gradient Gp are applied. Spin dephase is performed by the lead-out gradient Gr. Spin phase encoding is performed by the phase encoding gradient Gp.
[0070]
After the spin inversion, the spin is rephased at the readout gradient Gr to generate the spin echo MR. The spin echo MR is an RF signal having a symmetrical waveform with respect to the echo center. The central echo occurs after TE (echo time) from 90 ° excitation. The spin echo MR is received by the RF coil unit 108. Since the RF coil unit 108 has the above-described configuration, signal reception can be performed stably. The received signal is collected as received data by the data collecting unit 150.
[0071]
Such a pulse sequence is repeated about 64 to 512 times in a cycle TR (repetition time). The phase encoding gradient Gp is changed every time it is repeated, and a different phase encoding is performed each time. Thereby, view data of 64 to 512 views (view) is obtained.
[0072]
Another example of a magnetic resonance imaging pulse sequence is shown in FIG. This pulse sequence is a pulse sequence of a gradient echo (GRE) method.
[0073]
That is, (1) is a sequence of α ° pulses for RF excitation in the GRE method, and (2), (3), (4) and (5) are respectively slice gradient Gs, readout gradient Gr, It is a sequence of a phase encoding gradient Gp and a spin echo MR. The α ° pulse is represented by a center signal. The pulse sequence proceeds from left to right along the time axis t.
[0074]
As shown in the figure, the α ° excitation of the spin is performed by the α ° pulse. α is 90 or less. At this time, the slice gradient Gs is applied, and selective excitation for a predetermined slice is performed. Since the RF coil unit 108 has the above-described configuration, α ° excitation can be stably performed.
[0075]
After the α ° excitation, spin phase encoding is performed by the phase encoding gradient Gp. Next, the spin is first dephased by the readout gradient Gr, and then the spin is rephased to generate a gradient echo MR. The gradient echo MR is an RF signal having a symmetrical waveform with respect to the echo center. The central echo occurs after TE from α ° excitation.
[0076]
The gradient echo MR is received by the RF coil unit 108. Since the RF coil unit 108 has the above-described configuration, signal reception can be performed stably. The received signal is collected as view data by the data collection unit 150.
[0077]
Such a pulse sequence is repeated, for example, about 64 to 512 times in a cycle TR. The phase encoding gradient Gp is changed every time it is repeated, and a different phase encoding is performed each time. Thereby, view data of 64 to 512 views is obtained.
[0078]
View data obtained by the pulse sequence of FIG. 8 or FIG. 9 is collected in the memory of the data processing unit 170. Note that the pulse sequence is not limited to the SE method or the GRE method, and may be one of other appropriate techniques such as the Fast Spin Echo (FSE) method and Echo Planar Imaging (Echo Planar Imaging). Needless to say.
[0079]
The data processing unit 170 reconstructs a tomographic image of the imaging target 300 by performing two-dimensional inverse Fourier transform on the view data. Since RF signal transmission / reception is performed stably and eddy currents are blocked, a high-quality reconstructed image can be obtained. The reconstructed image is displayed as a visible image by the display unit 180.
[0080]
The above is an example in which the RF coil unit 108 is also used for RF signal transmission / reception, but it goes without saying that the RF coil unit 108 may be dedicated to transmission or reception of RF signals.
[0081]
FIG. 10 shows an example of another configuration of the RF coil unit 108 ′. As shown in the figure, in the RF coil section 108 ', a net-like conductor 111 is used as the conductor constituting the shield. The net-like conductor 111 is an example of an embodiment of the net-like conductor in the present invention.
[0082]
As the net-like conductor 111, for example, a copper wire having a thickness of about 0.2 mm is knitted so as to form a mesh of about 0.2 mm. Note that the net-like conductor 111 is not limited to a braided body of copper wire, and may be, for example, a copper foil that forms a net-like pattern.
[0083]
Such a net-like conductor 111 is provided so as to cover the entire surface of a transparent or translucent plastic cylinder, for example. However, in FIG. 10, it is partially shown for convenience of illustration. The net-like conductor 111 is electrically connected to the conductor foil of the orifice portion 112 and integrally forms a shield.
[0084]
In such an RF coil section 108 ′, the outside light enters the inside through the mesh of the net-like conductor 111 and the transparent or translucent tube, so the inside is bright. Further, an external scene can be seen through the mesh of the net-like conductor 111 and the transparent tube.
[0085]
Therefore, there is no sense of anxiety or the like to a patient or the like who wears this RF coil unit 108 'on the head. That is, the RF coil section 108 ′ is comfortable for a patient or the like who wears the RF coil section 108 ′. In addition, when a brain function image is captured by fMRI (Functional MRI), it becomes easy to externally give a light stimulus to a patient or the like.
[0086]
By using the net-like conductor 111, it becomes difficult for eddy current to flow through the shield, and the influence of the eddy current on the static magnetic field is reduced. Therefore, it is possible to omit providing the slit as described above in the shield. .
[0087]
In order to further prevent eddy currents, for example, as shown in FIG. 11, the net-like conductor 111 may be divided by a plurality of slits 116. In this case, it is preferable that the capacitor for connecting the net-like conductors 111 across the slit 116 is connected in the manner shown in FIGS. 3 to 5 in order to stabilize the operation of the RF coil section 108 ′.
[0088]
FIG. 12 is a sectional view showing the configuration of the RF coil section 108 ′. This figure shows a cross section perpendicular to the axis of the RF coil section 108 '. As shown in the figure, the RF coil section 108 ′ has a sound absorbing material 132. The sound absorbing material 132 is an example of an embodiment of a sound absorbing material in the present invention. The sound absorbing material 132 is packed in a space between the inner surface of the cylindrical body 110 and the line element 118. However, the sound absorbing material 132 is not provided in a portion facing the eyes of the patient or the like while the head of the patient or the like is housed inside.
[0089]
As the sound absorbing material 132, for example, glass wool or the like is used. However, the present invention is not limited to this, and may be a porous material such as sponge, for example, and a material in which an appropriate sound absorbing material such as powder, highly viscous liquid or gel is sealed in a bag is used. Good.
[0090]
In a state where the patient or the like wears the RF coil unit 108 ′ on the head, the external sound accompanying the application of the gradient magnetic field is attenuated by the sound absorbing material 132 and reaches the ear of the patient or the like. Moreover, since the sound absorbing material 132 also functions as a vibration damping material for the shield, it is possible to suppress sound generated by the vibration of the shield itself. Therefore, external sound or the like does not give the patient an uncomfortable feeling or anxiety. That is, the RF coil section 108 ′ is comfortable for a patient or the like who wears the RF coil section 108 ′.
[0091]
【The invention's effect】
As described above in detail, according to the present invention, a stable TEM resonator type RF coil, an RF signal transmitting / receiving apparatus using such an RF coil, and a magnetic resonance using such an RF signal transmitting / receiving apparatus are used. An imaging device can be realized.
[0092]
In addition, a TEM resonator type RF coil that is comfortable for a patient or the like, an RF signal transmission / reception apparatus using such an RF coil, and a magnetic resonance imaging apparatus using such an RF signal transmission / reception apparatus can be realized.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram of an exemplary apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a block diagram of an exemplary apparatus according to an embodiment of the present invention.
3 is a schematic diagram of an RF coil unit in the apparatus shown in FIG. 1. FIG.
4 is a development view of the RF coil section shown in FIG. 3. FIG.
5 is a development view of the RF coil section shown in FIG. 3. FIG.
6 is a schematic diagram of an RF coil unit in the apparatus shown in FIG.
FIG. 7 is an enlarged view of a part of the RF coil section shown in FIG.
8 is a diagram showing an example of a pulse sequence executed by the apparatus shown in FIG. 1. FIG.
9 is a diagram showing an example of a pulse sequence executed by the apparatus shown in FIG. 1. FIG.
10 is a schematic diagram of an RF coil unit in the apparatus shown in FIG.
11 is a schematic diagram of an RF coil unit in the apparatus shown in FIG.
12 is a cross-sectional view perpendicular to the axis of the RF coil section shown in FIG.
FIG. 13 is a schematic view of a TEM resonator type RF coil.
FIG. 14 is a schematic view of a TEM resonator type RF coil.
[Explanation of symbols]
100 Magnet system
102 Main magnetic field coil section
106 Gradient coil
108, 108 'RF coil section
110 Tube
111 Reticulated conductor
112, 112 'orifice part
114, 114 'opening
116 slit
118 Line element
122 capacitor
130 Gradient drive
132 Sound absorbing material
140 RF drive unit
150 Data collection unit
160 Control unit
170 Data processing unit
180 display unit
190 Operation unit
300 Imaging target
500 cradle

Claims

円環状のオリフィス部を両端に持つ円筒状のシールドと、前記オリフィス部に両端が接続され前記オリフィス部の開口に沿って間隔を保って配置された複数のラインエレメントとを有するＴＥＭレゾネータ型のＲＦコイルであって、
隣り合う前記ラインエメントの間で一方の前記オリフィス部から前記ラインエレメントが延びる方向に沿うようにして他方の前記オリフィス部に延びるスリットにより、前記円筒状のシールドが複数に分離され、
隣り合う前記分離されたシールド部材が前記スリット部分においてキャパシタにより接続されたことを特徴とするＲＦコイル。A TEM resonator type RF having a cylindrical shield having an annular orifice at both ends, and a plurality of line elements connected at both ends to the orifice and spaced from each other along the opening of the orifice A coil,
The cylindrical shield is separated into a plurality by a slit extending to the other orifice part so that the line element extends from one orifice part between the adjacent line elements,
An RF coil, wherein the separated shield members adjacent to each other are connected by a capacitor in the slit portion.

前記キャパシタにより接続された前記スリット部分は、オリフィス部に位置することを特徴とする請求項１に記載のＲＦコイル。 The RF coil according to claim 1, wherein the slit portion connected by the capacitor is located in an orifice portion.

前記キャパシタにより接続された前記スリット部分は、前記シールドの円筒状の形状の側面部に位置することを特徴とする請求項１または請求項２に記載のＲＦコイル。 The RF coil according to claim 1, wherein the slit portion connected by the capacitor is located on a cylindrical side surface portion of the shield.

前記キャパシタにより接続された前記スリット部分は、前記側面部における前記オリフィス部側に位置することを特徴とする請求項３に記載のＲＦコイル。 4. The RF coil according to claim 3, wherein the slit portion connected by the capacitor is positioned on the side of the orifice portion in the side surface portion.

前記ＲＦコイルは前記スリットに沿って分割可能であり、
前記分割されたＲＦコイルは前記スリットに沿って設けられたコネクタにより接続されて前記円筒状の形状になり、
前記コネクタの周りにスリットで区切られたランドが設けられ、
前記ランドに隣り合うシールド部材と前記ランドとがキャパシタにより接続されたことを特徴とする請求項１から請求項４のいずれかにに記載のＲＦコイル。The RF coil can be divided along the slit,
The divided RF coil is connected by a connector provided along the slit and becomes the cylindrical shape,
A land separated by a slit is provided around the connector,
The RF coil according to any one of claims 1 to 4, wherein a shield member adjacent to the land and the land are connected by a capacitor.

前記シールド部材が網状の導電体を用いて構成されたことを特徴とする請求項１から請求項５のいずれかに記載のＲＦコイル。 The RF coil according to any one of claims 1 to 5, wherein the shield member is configured using a net-like conductor.

前記シールド部材において、前記シールドの円筒状の形状の内側に対応する位置に吸音材が設けられたことを特徴とする請求項１から請求項６のいずれかに記載のＲＦコイル。 The RF coil according to any one of claims 1 to 6, wherein a sound absorbing material is provided at a position corresponding to an inner side of the cylindrical shape of the shield in the shield member.

撮像対象を収容した空間に静磁場を形成する静磁場形成手段と、前記空間に勾配磁場を形成する勾配磁場形成手段と、前記空間にＲＦ励起信号を送信するとともに前記空間から磁気共鳴信号を受信する送受信手段と、前記受信した磁気共鳴信号に基づいて画像を生成する画像生成手段とを有する磁気共鳴撮像装置であって、
前記送受信手段は請求項１から請求項７のいずれかに記載のＲＦコイルを含むことを特徴とする磁気共鳴撮像装置。A static magnetic field forming means for forming a static magnetic field in a space containing an imaging target; a gradient magnetic field forming means for forming a gradient magnetic field in the space; and an RF excitation signal is transmitted to the space and a magnetic resonance signal is received from the space. A magnetic resonance imaging apparatus comprising: a transmission / reception unit that performs an image generation unit that generates an image based on the received magnetic resonance signal;
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the transmission / reception means includes the RF coil according to any one of claims 1 to 7.