JPH06121779A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置Info
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- JPH06121779A JPH06121779A JP4273097A JP27309792A JPH06121779A JP H06121779 A JPH06121779 A JP H06121779A JP 4273097 A JP4273097 A JP 4273097A JP 27309792 A JP27309792 A JP 27309792A JP H06121779 A JPH06121779 A JP H06121779A
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- 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
- G01R33/34061—Helmholtz coils
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- G—PHYSICS
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- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
- G01R33/3678—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver involving quadrature drive or detection, e.g. a circularly polarized RF magnetic field
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- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】本発明の目的は簡単な構成でＳ／Ｎ比の高い画
像を短時間に再構成することができるとともに、垂直磁
場、水平磁場でも使える磁気共鳴イメージング装置を提
供することである。 【構成】被検体を挟む一対の８の字状コイル１２、１４
と、この一対の８の字状コイルを一体として給電して被
検体からの磁気共鳴信号をプリアンプ１６を介して出力
する。両コイル１２、１４はＸ方向（被検体の左右方
向）の一端で接続され、開閉自在である。被検体がセッ
トされる際は上側のコイル１２が開き、被検体を下側の
コイル１４上に載置後、上側のコイル１２が閉じられ
る。
像を短時間に再構成することができるとともに、垂直磁
場、水平磁場でも使える磁気共鳴イメージング装置を提
供することである。 【構成】被検体を挟む一対の８の字状コイル１２、１４
と、この一対の８の字状コイルを一体として給電して被
検体からの磁気共鳴信号をプリアンプ１６を介して出力
する。両コイル１２、１４はＸ方向（被検体の左右方
向）の一端で接続され、開閉自在である。被検体がセッ
トされる際は上側のコイル１２が開き、被検体を下側の
コイル１４上に載置後、上側のコイル１２が閉じられ
る。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は磁気共鳴イメージング装
置（以下、ＭＲＩ装置と称する）に関し、特に被検体か
らの磁気共鳴信号を受信する高周波コイル（以下、ＲＦ
コイルと称する）の改良に関する。
置（以下、ＭＲＩ装置と称する）に関し、特に被検体か
らの磁気共鳴信号を受信する高周波コイル（以下、ＲＦ
コイルと称する）の改良に関する。
【０００２】
【従来の技術】このようなＲＦコイルとして表面クアド
ラチャ（ＱＤ）コイル、あるいはボリュームＱＤコイル
が知られている。ボリュームＱＤコイルとしてはサドル
コイル、スロッテッドチューブレゾネータ（Slotted Tu
be Resonator）コイル等がある。表面ＱＤコイルは体の
深い所までは感度が及ばず、体の深い所でのＳ／Ｎ比の
高いイメージングが困難であるという欠点がある。
ラチャ（ＱＤ）コイル、あるいはボリュームＱＤコイル
が知られている。ボリュームＱＤコイルとしてはサドル
コイル、スロッテッドチューブレゾネータ（Slotted Tu
be Resonator）コイル等がある。表面ＱＤコイルは体の
深い所までは感度が及ばず、体の深い所でのＳ／Ｎ比の
高いイメージングが困難であるという欠点がある。
【０００３】また、ボリュームＱＤコイルはサドル状、
円筒状に形成されており、その中に被検体が配置される
構造であるので、大型化するとともに、局所にしか関心
がない場合でも余計な部分まで感度領域に入っているの
で、無駄な雑音を検出してしまい、やはり高Ｓ／Ｎ比の
局所の画像を得るには向かない欠点がある。
円筒状に形成されており、その中に被検体が配置される
構造であるので、大型化するとともに、局所にしか関心
がない場合でも余計な部分まで感度領域に入っているの
で、無駄な雑音を検出してしまい、やはり高Ｓ／Ｎ比の
局所の画像を得るには向かない欠点がある。
【０００４】一方、ＱＤコイルではなく、矩形、または
円形のコイルを対向させた対向型コイルも知られてい
る。図１７は一対の矩形コイル２、４を被検体（図示せ
ず）を挟むように対向配置させ、被検体からの磁気共鳴
（ＭＲ）信号を検出するＲＦコイルである。Ｔは通常ト
ラップ回路と呼ばれる回路であり、ＲＦコイルにつなが
る回路の保護と、誘導電流による励起磁場の乱れをなく
す機能とを果たす。すなわち、被検体を励起するために
図示しない送信コイルからＲＦパルスが発生されるが、
このＲＦパルスによってＲＦコイルに誘導起電力が発生
するので、トラップ回路Ｔはこの誘導起電力によってＲ
Ｆコイルに電流が流れることを防止する。ＣｔはＲＦコ
イルの共振周波数をＭＲＩ装置のラーモア周波数に合わ
せるための同調用可変コンデンサである。
円形のコイルを対向させた対向型コイルも知られてい
る。図１７は一対の矩形コイル２、４を被検体（図示せ
ず）を挟むように対向配置させ、被検体からの磁気共鳴
（ＭＲ）信号を検出するＲＦコイルである。Ｔは通常ト
ラップ回路と呼ばれる回路であり、ＲＦコイルにつなが
る回路の保護と、誘導電流による励起磁場の乱れをなく
す機能とを果たす。すなわち、被検体を励起するために
図示しない送信コイルからＲＦパルスが発生されるが、
このＲＦパルスによってＲＦコイルに誘導起電力が発生
するので、トラップ回路Ｔはこの誘導起電力によってＲ
Ｆコイルに電流が流れることを防止する。ＣｔはＲＦコ
イルの共振周波数をＭＲＩ装置のラーモア周波数に合わ
せるための同調用可変コンデンサである。
【０００５】図１８はこのＲＦコイルが作る磁場分布
（感度分布）を示す。一般に、静磁場発生装置として超
電導磁石を用いたＭＲＩシステムにおいてはＺ方向（被
検体の体軸方向）が静磁場方向（水平磁場）であるの
で、このＲＦコイルの作る高周波磁場（Ｙ方向）は静磁
場（Ｚ方向）とほぼ直交しているので、超電導磁石を用
いたＭＲＩシステムの腹部検査等に好適である。この対
向型コイルでは被検体の端部付近は感度領域ではないの
で、関心領域をコイルの中心部に位置させることにより
余計な部分の無駄な雑音を検出することがないととも
に、ボリュームＱＤコイルに比べると小型である利点が
ある。
（感度分布）を示す。一般に、静磁場発生装置として超
電導磁石を用いたＭＲＩシステムにおいてはＺ方向（被
検体の体軸方向）が静磁場方向（水平磁場）であるの
で、このＲＦコイルの作る高周波磁場（Ｙ方向）は静磁
場（Ｚ方向）とほぼ直交しているので、超電導磁石を用
いたＭＲＩシステムの腹部検査等に好適である。この対
向型コイルでは被検体の端部付近は感度領域ではないの
で、関心領域をコイルの中心部に位置させることにより
余計な部分の無駄な雑音を検出することがないととも
に、ボリュームＱＤコイルに比べると小型である利点が
ある。
【０００６】しかし、静磁場発生装置として永久磁石を
用いたＭＲＩシステムにおいては、静磁場方向は一般的
にＹ方向（垂直磁場）であるので、図１７の構成のＲＦ
コイル、すなわち図１８に示すようにＹ方向に高周波磁
場成分を持つＲＦコイルではＭＲ信号を検出できない。
さらに、このコイルはＱＤコイルではないので、充分に
高いＳ／Ｎ比のイメージングが行えない欠点がある。
用いたＭＲＩシステムにおいては、静磁場方向は一般的
にＹ方向（垂直磁場）であるので、図１７の構成のＲＦ
コイル、すなわち図１８に示すようにＹ方向に高周波磁
場成分を持つＲＦコイルではＭＲ信号を検出できない。
さらに、このコイルはＱＤコイルではないので、充分に
高いＳ／Ｎ比のイメージングが行えない欠点がある。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】このように従来のＲＦ
コイルは表面ＱＤコイル、ボリュームＱＤコイル、対向
型コイル等があるが、それぞれ一長一短があり、関心領
域を高Ｓ／Ｎ比でイメージングすることが困難であっ
た。
コイルは表面ＱＤコイル、ボリュームＱＤコイル、対向
型コイル等があるが、それぞれ一長一短があり、関心領
域を高Ｓ／Ｎ比でイメージングすることが困難であっ
た。
【０００８】本発明は上述した事情に対処すべくなされ
たもので、その目的は簡単な構成でＳ／Ｎ比の高い画像
を短時間に再構成することができる磁気共鳴イメージン
グ装置を提供することである。
たもので、その目的は簡単な構成でＳ／Ｎ比の高い画像
を短時間に再構成することができる磁気共鳴イメージン
グ装置を提供することである。
【０００９】
【課題を解決するための手段】本発明による第１の磁気
共鳴イメージング装置は被検体を挟む一対の８の字状コ
イルと、一対の８の字状コイルを共通に接続して被検体
からの磁気共鳴信号を検出する手段とを具備することを
特徴とする。
共鳴イメージング装置は被検体を挟む一対の８の字状コ
イルと、一対の８の字状コイルを共通に接続して被検体
からの磁気共鳴信号を検出する手段とを具備することを
特徴とする。
【００１０】本発明による第２の磁気共鳴イメージング
装置は被検体を挟む一対の８の字状コイルと、被検体内
部で一対の８の字状コイルの作る磁場と直交する磁場を
作るように被検体を挟む一対の円形、または矩形コイル
と、一対の８の字状コイル及び一対の円形、または矩形
コイルをそれぞれ共通に接続して被検体からの磁気共鳴
信号をそれぞれ検出する手段と、一対の８の字状コイル
及び一対の円形、または矩形コイルの出力の一方の位相
を他方に対してほぼ９０度ずらしてから該２つの出力を
加算して１つの検出信号に合成する手段とを具備するこ
とを特徴とする。
装置は被検体を挟む一対の８の字状コイルと、被検体内
部で一対の８の字状コイルの作る磁場と直交する磁場を
作るように被検体を挟む一対の円形、または矩形コイル
と、一対の８の字状コイル及び一対の円形、または矩形
コイルをそれぞれ共通に接続して被検体からの磁気共鳴
信号をそれぞれ検出する手段と、一対の８の字状コイル
及び一対の円形、または矩形コイルの出力の一方の位相
を他方に対してほぼ９０度ずらしてから該２つの出力を
加算して１つの検出信号に合成する手段とを具備するこ
とを特徴とする。
【００１１】
【作用】本発明による第１の磁気共鳴イメージング装置
によれば、被検体全体を感度領域内に入れることなく一
部分の関心領域のみを覆うことができるので、局所の高
Ｓ／Ｎ比のイメージングが可能であるとともに、静磁場
の方向が垂直方向でも水平方向でも静磁場と直交する高
周波磁場を発生することができるので、水平磁場でも垂
直磁場のＭＲＩシステムのいずれにも適用可能である。
によれば、被検体全体を感度領域内に入れることなく一
部分の関心領域のみを覆うことができるので、局所の高
Ｓ／Ｎ比のイメージングが可能であるとともに、静磁場
の方向が垂直方向でも水平方向でも静磁場と直交する高
周波磁場を発生することができるので、水平磁場でも垂
直磁場のＭＲＩシステムのいずれにも適用可能である。
【００１２】本発明による第２の磁気共鳴イメージング
装置によれば、ＱＤコイルを対向配置しているので、第
１の磁気共鳴イメージング装置に対してさらにＳ／Ｎ比
を向上することができる。
装置によれば、ＱＤコイルを対向配置しているので、第
１の磁気共鳴イメージング装置に対してさらにＳ／Ｎ比
を向上することができる。
【００１３】
【実施例】以下、図面を参照して本発明による磁気共鳴
イメージング装置の実施例を説明する。
イメージング装置の実施例を説明する。
【００１４】図１は第１実施例のＲＦコイルの構成を示
す。図示しない寝台上に横になっている被検体を上下か
ら挟むように一対の８の字状コイル１２、１４が配置さ
れ、１つのＲＦコイルが形成されている。ここで、被検
体の左右方向（Ｘ方向）の一端部で両コイル１２、１４
は共通に接続され、その出力がプリアンプ１６を介して
増幅され、図示しない受信器、データ収集システム（Ｄ
ＡＳ）に供給される。ここで、被検体の体軸方向はｚ軸
方向であり、ｚ軸と直交する水平方向をＸ方向、垂直方
向をＹ方向とする。
す。図示しない寝台上に横になっている被検体を上下か
ら挟むように一対の８の字状コイル１２、１４が配置さ
れ、１つのＲＦコイルが形成されている。ここで、被検
体の左右方向（Ｘ方向）の一端部で両コイル１２、１４
は共通に接続され、その出力がプリアンプ１６を介して
増幅され、図示しない受信器、データ収集システム（Ｄ
ＡＳ）に供給される。ここで、被検体の体軸方向はｚ軸
方向であり、ｚ軸と直交する水平方向をＸ方向、垂直方
向をＹ方向とする。
【００１５】各コイル１２、１４には図２に示すような
トラップ回路Ｔが接続される。トラップ回路Ｔは被検体
を励起するために図示しない送信コイルから送信される
ＲＦパルスによってＲＦコイルに誘導起電力が発生しＲ
Ｆコイルに電流が流れることにより励起磁場が乱れるこ
とを防止するとともに、ＲＦコイルにつながる回路の保
護を行なう。なお、プリアンプ１６の入力にはＲＦコイ
ルの共振周波数をＭＲＩシステムのラーモア周波数に合
わせるための同調用可変コンデンサＣｔが接続される。
トラップ回路Ｔが接続される。トラップ回路Ｔは被検体
を励起するために図示しない送信コイルから送信される
ＲＦパルスによってＲＦコイルに誘導起電力が発生しＲ
Ｆコイルに電流が流れることにより励起磁場が乱れるこ
とを防止するとともに、ＲＦコイルにつながる回路の保
護を行なう。なお、プリアンプ１６の入力にはＲＦコイ
ルの共振周波数をＭＲＩシステムのラーモア周波数に合
わせるための同調用可変コンデンサＣｔが接続される。
【００１６】図３はこのＲＦコイルが作る高周波磁場を
示す。被検体内部では略Ｘ方向に磁力線が向いている。
これにより、このＲＦコイルは静磁場がＹ方向を向いて
いても、被検体からのＭＲ信号を検出できるとともに、
静磁場がＺ方向を向いていても、被検体からのＭＲ信号
を検出できる。このため、第１実施例のＲＦコイルは、
静磁場発生装置として超電導磁石を用いた場合、静磁場
発生装置として永久磁石を用いた場合のいずれでも静磁
場方向と直交する方向の高周波磁場を発生することがで
き、垂直磁場、水平磁場のＭＲＩシステムにおいてＭＲ
信号を検出できる。
示す。被検体内部では略Ｘ方向に磁力線が向いている。
これにより、このＲＦコイルは静磁場がＹ方向を向いて
いても、被検体からのＭＲ信号を検出できるとともに、
静磁場がＺ方向を向いていても、被検体からのＭＲ信号
を検出できる。このため、第１実施例のＲＦコイルは、
静磁場発生装置として超電導磁石を用いた場合、静磁場
発生装置として永久磁石を用いた場合のいずれでも静磁
場方向と直交する方向の高周波磁場を発生することがで
き、垂直磁場、水平磁場のＭＲＩシステムにおいてＭＲ
信号を検出できる。
【００１７】図４にＲＦコイルの外形を示す。ポリエチ
レン等の高絶縁度、低誘電率の２枚の板状部材２２、２
４を断面コの字状に接続してなる。板状部材２２、２４
の内部にそれぞれ８の字状コイル１２、１４がトラップ
回路Ｔとともに埋め込まれている。なお、同調用コンデ
ンサＣｔも板状部材２２、２４に内蔵してもよい。
レン等の高絶縁度、低誘電率の２枚の板状部材２２、２
４を断面コの字状に接続してなる。板状部材２２、２４
の内部にそれぞれ８の字状コイル１２、１４がトラップ
回路Ｔとともに埋め込まれている。なお、同調用コンデ
ンサＣｔも板状部材２２、２４に内蔵してもよい。
【００１８】２枚の板状部材２２、２４は図５に示すよ
うにＸ方向の一端部で上半分２２を開閉自在に構成して
いる。このＲＦコイルが寝台に取り付けられている場合
は、先ず上半分２２を開けた状態で被検体を下半分２４
の上に寝かせ、その後、上半分２２を所定の位置まで倒
す。この所定の位置に倒れたときに、図４に示した状態
となる。
うにＸ方向の一端部で上半分２２を開閉自在に構成して
いる。このＲＦコイルが寝台に取り付けられている場合
は、先ず上半分２２を開けた状態で被検体を下半分２４
の上に寝かせ、その後、上半分２２を所定の位置まで倒
す。この所定の位置に倒れたときに、図４に示した状態
となる。
【００１９】このようにすれば、撮影対象領域が被検体
の局所の場合は、コイルの横幅（Ｘ方向）寸法は被検体
の横幅よりもずっと小さくてもＭＲイメージングが可能
である。この様子を図６に示す。このことは局所を高い
Ｓ／Ｎ比で撮影できることを意味する。これは被検体の
一部（撮影対象領域）にこのＲＦコイルのつくる高周波
磁場が集中しており、他の領域からの雑音をあまり受信
しないからである。関心の無い余計な部分に対してＲＦ
コイルの作る磁場がある（感度を持つ）ことは関心部の
Ｓ／Ｎ比を低下せしめる要因であるので、第１実施例の
ＲＦコイルは体幹部を覆い尽くすような一般のボリュー
ムコイルよりも高いＳ／Ｎ比で関心領域のＭＲＩ検査が
できることは明かである。なお、第１実施例は膵臓等の
診断に好適である。
の局所の場合は、コイルの横幅（Ｘ方向）寸法は被検体
の横幅よりもずっと小さくてもＭＲイメージングが可能
である。この様子を図６に示す。このことは局所を高い
Ｓ／Ｎ比で撮影できることを意味する。これは被検体の
一部（撮影対象領域）にこのＲＦコイルのつくる高周波
磁場が集中しており、他の領域からの雑音をあまり受信
しないからである。関心の無い余計な部分に対してＲＦ
コイルの作る磁場がある（感度を持つ）ことは関心部の
Ｓ／Ｎ比を低下せしめる要因であるので、第１実施例の
ＲＦコイルは体幹部を覆い尽くすような一般のボリュー
ムコイルよりも高いＳ／Ｎ比で関心領域のＭＲＩ検査が
できることは明かである。なお、第１実施例は膵臓等の
診断に好適である。
【００２０】このように第１実施例によれば、垂直磁場
でも水平磁場でも静磁場と直交する高周波磁場を発生す
ることができ、いずれの形式のＭＲＩシステムに対して
も使用可能であるとともに、体の深部にある比較的小さ
な領域のみの高Ｓ／Ｎ比のイメージングが可能であるの
で、小型化が可能であるＲＦコイルが実現される。ま
た、一般にＳ／Ｎ比を向上させるために、同じＭＲ信号
を複数回収集してその平均をとるパルスシーケンスがあ
るが、この場合、収集回数を減らすことができるので、
撮影時間が短縮できる。
でも水平磁場でも静磁場と直交する高周波磁場を発生す
ることができ、いずれの形式のＭＲＩシステムに対して
も使用可能であるとともに、体の深部にある比較的小さ
な領域のみの高Ｓ／Ｎ比のイメージングが可能であるの
で、小型化が可能であるＲＦコイルが実現される。ま
た、一般にＳ／Ｎ比を向上させるために、同じＭＲ信号
を複数回収集してその平均をとるパルスシーケンスがあ
るが、この場合、収集回数を減らすことができるので、
撮影時間が短縮できる。
【００２１】図７は第２実施例のＲＦコイルを示す。第
１実施例に比べて８の字状コイル３２、３４のｘ方向両
端の導体を被検体から遠ざけている。すなわち、８の字
状コイル３２、３４の間隔を被検体の左右の端部にいく
につれて大きくしている。
１実施例に比べて８の字状コイル３２、３４のｘ方向両
端の導体を被検体から遠ざけている。すなわち、８の字
状コイル３２、３４の間隔を被検体の左右の端部にいく
につれて大きくしている。
【００２２】このＲＦコイルの作る磁場を図８に示す。
被検体中央近傍でみると、ｘ方向両端の導体の作る磁場
方向はｘ方向の内側の導体の作る磁場を微弱ながら相殺
する方向となる。すなわち、被検体中央近傍の感度が低
下する。さらに、ｘ方向両端の導体近傍にはある程度の
強さの磁場が集中しており、この近傍に被検体がある
と、ＲＦコイルにとって余計な雑音を受信することにな
る。しかし、ｘ方向両端の導体近傍には診断上関心の深
い部分は一般に配置されないことを考慮すると、第２実
施例によれば、ｘ方向両端の導体を被検体から遠ざける
ことにより、被検体中央近傍の感度をやや上げ、かつ被
検体端部に起因する余計な雑音を低減することができ、
その結果、被検体中央近傍のＳ／Ｎ比を向上させること
ができる。
被検体中央近傍でみると、ｘ方向両端の導体の作る磁場
方向はｘ方向の内側の導体の作る磁場を微弱ながら相殺
する方向となる。すなわち、被検体中央近傍の感度が低
下する。さらに、ｘ方向両端の導体近傍にはある程度の
強さの磁場が集中しており、この近傍に被検体がある
と、ＲＦコイルにとって余計な雑音を受信することにな
る。しかし、ｘ方向両端の導体近傍には診断上関心の深
い部分は一般に配置されないことを考慮すると、第２実
施例によれば、ｘ方向両端の導体を被検体から遠ざける
ことにより、被検体中央近傍の感度をやや上げ、かつ被
検体端部に起因する余計な雑音を低減することができ、
その結果、被検体中央近傍のＳ／Ｎ比を向上させること
ができる。
【００２３】第２実施例も図４、５に示した第１実施例
と同様に２枚の板状部材を断面コの字状に接続し、Ｘ方
向の一端部で上半分を開閉自在に構成することができ
る。この場合、２枚の板状部材の間隔は中央部が狭く、
端部にいくにつれて広がるように構成される。
と同様に２枚の板状部材を断面コの字状に接続し、Ｘ方
向の一端部で上半分を開閉自在に構成することができ
る。この場合、２枚の板状部材の間隔は中央部が狭く、
端部にいくにつれて広がるように構成される。
【００２４】さらに、第２実施例は図９に示すように変
形することが可能である。天板上への設置の都合や被検
体の快適性の理由で下側の板状部材４４は平坦とし、上
側の板状部材４２の開口端側の導体を被検体から離すよ
うにしている。上側の板状部材４２の開閉端部側は板状
部材４４と平行である。
形することが可能である。天板上への設置の都合や被検
体の快適性の理由で下側の板状部材４４は平坦とし、上
側の板状部材４２の開口端側の導体を被検体から離すよ
うにしている。上側の板状部材４２の開閉端部側は板状
部材４４と平行である。
【００２５】図１０は第３実施例のＲＦコイルの構成を
示す図である。第１、第２実施例は８の字状コイルを対
向配置してなるが、第３実施例は対向配置したコイル対
を２組設け、該２つのコイル対からの出力信号を合成し
て、いわゆるＱＤコイルとなすものである。そのため、
矩形、または円形コイルからなる第１のコイルアセンブ
リ５２、５４（チャンネルＡ、以下ＣＨ−Ａと称する）
と８の字状コイルからなる第２のコイルアセンブリ５
６、５８（チャンネルＢ、以下ＣＨ−Ｂと称する）とを
組み合わせてＱＤコイル６０、６２を形成している。こ
こでは、第１コイルアセンブリは矩形コイルとするが、
円形コイルでもよい。第１、第２コイルアセンブリの作
る磁場方向は被検体内部では略直交しているので、これ
らのコイルアセンブリからなるコイルはＱＤコイルとし
て動作可能である。各コイルアセンブリの出力はチャン
ネル毎にプリアンプ６４、６６で増幅された後、９０゜
ハイブリッド回路６８に入力され、加算される。同調用
可変コンデンサＣｔ1 ，Ｃｔ2 は各チャンネル毎に接続
される。９０゜ハイブリッド回路６８は両入力の一方を
他方に対して９０゜の位相差を持たせた後に加算するも
のであり、ＱＤコイルにおいてよく用いられている。
示す図である。第１、第２実施例は８の字状コイルを対
向配置してなるが、第３実施例は対向配置したコイル対
を２組設け、該２つのコイル対からの出力信号を合成し
て、いわゆるＱＤコイルとなすものである。そのため、
矩形、または円形コイルからなる第１のコイルアセンブ
リ５２、５４（チャンネルＡ、以下ＣＨ−Ａと称する）
と８の字状コイルからなる第２のコイルアセンブリ５
６、５８（チャンネルＢ、以下ＣＨ−Ｂと称する）とを
組み合わせてＱＤコイル６０、６２を形成している。こ
こでは、第１コイルアセンブリは矩形コイルとするが、
円形コイルでもよい。第１、第２コイルアセンブリの作
る磁場方向は被検体内部では略直交しているので、これ
らのコイルアセンブリからなるコイルはＱＤコイルとし
て動作可能である。各コイルアセンブリの出力はチャン
ネル毎にプリアンプ６４、６６で増幅された後、９０゜
ハイブリッド回路６８に入力され、加算される。同調用
可変コンデンサＣｔ1 ，Ｃｔ2 は各チャンネル毎に接続
される。９０゜ハイブリッド回路６８は両入力の一方を
他方に対して９０゜の位相差を持たせた後に加算するも
のであり、ＱＤコイルにおいてよく用いられている。
【００２６】両チャンネルのコイルの出力間には中和回
路Ｎが接続される。中和回路Ｎは各チャンネル間の干渉
を除去するコンデンサブリッジ回路であり、図１１に示
すように構成される。中和回路Ｎの詳細は米国特許第
４，７６９，６０５号に記載されている。
路Ｎが接続される。中和回路Ｎは各チャンネル間の干渉
を除去するコンデンサブリッジ回路であり、図１１に示
すように構成される。中和回路Ｎの詳細は米国特許第
４，７６９，６０５号に記載されている。
【００２７】プリアンプ６４、６６は図１２に示すよう
に抵抗負帰還型増幅器からなり、増幅機能のみならず各
コイル間の干渉を低減する機能も持っている。入力信号
が演算増幅器７０を介して出力される。演算増幅器７０
の両入力端子間にはコンデンサ７２、７４の直列接続か
らなる容量性電流分配器が接続され、演算増幅器７０の
出力端とこのタップとの間に負帰還抵抗７６が接続され
る。これにより、コイルの見かけ上のＱ値を低減するこ
とができる。その結果、両チャンネル間の電磁気的干渉
を抑制することができる。これは、コイルの外形を図５
に示すような開閉自在の構造としたとき、機械的再現性
の理由でチャンネルＡとチャンネルＢとの間の電磁気的
干渉状況が完全に再現せず、従って中和回路Ｎが最適調
整状態からずれるため干渉が完全にとりきれないという
ことが起きうる。しかし、プリアンプに干渉抑制機能が
あるので、このような状況でも干渉を十分軽度に抑える
ことができる。プリアンプ６４、６６の一例は米国特許
第５，０５１，７００号に記載されている。
に抵抗負帰還型増幅器からなり、増幅機能のみならず各
コイル間の干渉を低減する機能も持っている。入力信号
が演算増幅器７０を介して出力される。演算増幅器７０
の両入力端子間にはコンデンサ７２、７４の直列接続か
らなる容量性電流分配器が接続され、演算増幅器７０の
出力端とこのタップとの間に負帰還抵抗７６が接続され
る。これにより、コイルの見かけ上のＱ値を低減するこ
とができる。その結果、両チャンネル間の電磁気的干渉
を抑制することができる。これは、コイルの外形を図５
に示すような開閉自在の構造としたとき、機械的再現性
の理由でチャンネルＡとチャンネルＢとの間の電磁気的
干渉状況が完全に再現せず、従って中和回路Ｎが最適調
整状態からずれるため干渉が完全にとりきれないという
ことが起きうる。しかし、プリアンプに干渉抑制機能が
あるので、このような状況でも干渉を十分軽度に抑える
ことができる。プリアンプ６４、６６の一例は米国特許
第５，０５１，７００号に記載されている。
【００２８】なお、第１、第２実施例ではプリアンプ１
６、３６の詳細は示さなかったが、これらの実施例では
チャンネル間干渉除去機能は必要ないので、単なる増幅
機能だけあればよく、一般的な増幅回路でよい。
６、３６の詳細は示さなかったが、これらの実施例では
チャンネル間干渉除去機能は必要ないので、単なる増幅
機能だけあればよく、一般的な増幅回路でよい。
【００２９】このように第３実施例によれば、ＱＤコイ
ルを対向配置しているので、ある程度深いところまで感
度が及ぶとともに、余計な部分を感度領域内に取り込む
ことがないので、肩、前立腺、胸、子宮頚部等の局所の
高Ｓ／Ｎ比の撮影が可能である。
ルを対向配置しているので、ある程度深いところまで感
度が及ぶとともに、余計な部分を感度領域内に取り込む
ことがないので、肩、前立腺、胸、子宮頚部等の局所の
高Ｓ／Ｎ比の撮影が可能である。
【００３０】第３実施例は図１３に示すように変形可能
である。図１３は本質的には図１０の実施例と同じであ
り、結線のみが異なる。すなわち、図１０の実施例では
８の字コイル対は平行に接続し矩形コイル対をクロス接
続しているが、図１３の変形例では矩形コイル対は平行
に接続し８の字状コイル対をクロス接続している。
である。図１３は本質的には図１０の実施例と同じであ
り、結線のみが異なる。すなわち、図１０の実施例では
８の字コイル対は平行に接続し矩形コイル対をクロス接
続しているが、図１３の変形例では矩形コイル対は平行
に接続し８の字状コイル対をクロス接続している。
【００３１】図１４、図１５は上述の実施例の８の字状
コイルの変形例を示す。図１４（ａ）に示すように、上
述の実施例の斜めの部分を短くしたものや、図１４
（ｂ）に示すように丸みを帯びた文字通り８の字状のも
のでもよいし、図１４（ｄ）に示すように直線を基本し
中央部で給電する日の字状のものでもよい。図１４
（ｃ）や図１５も図１４（ａ）と同様に用い得るもので
あり、８の字状コイルの範疇に入る。
コイルの変形例を示す。図１４（ａ）に示すように、上
述の実施例の斜めの部分を短くしたものや、図１４
（ｂ）に示すように丸みを帯びた文字通り８の字状のも
のでもよいし、図１４（ｄ）に示すように直線を基本し
中央部で給電する日の字状のものでもよい。図１４
（ｃ）や図１５も図１４（ａ）と同様に用い得るもので
あり、８の字状コイルの範疇に入る。
【００３２】さらに、第３実施例は図１６に示すように
変形可能である。図１０においては上下のコイルへの給
電はｘ方向の端部から行なっているが、図１６に示すよ
うにｘ方向においては中央部で、ｚ軸方向の端部から給
電を行なうこともできる。このようにすると、給電線と
それを囲む構造を股間に挟むことができる。この配置は
前立腺や子宮頚部の撮影に適する。
変形可能である。図１０においては上下のコイルへの給
電はｘ方向の端部から行なっているが、図１６に示すよ
うにｘ方向においては中央部で、ｚ軸方向の端部から給
電を行なうこともできる。このようにすると、給電線と
それを囲む構造を股間に挟むことができる。この配置は
前立腺や子宮頚部の撮影に適する。
【００３３】本発明は上述した実施例に限定されず、種
々変形して実施可能である。例えば、上述の説明では、
一対のコイルを被検体を挟んで対向配置したが、小さい
コイルをアレイ状に配列したものを対向配置してもよ
い。このようにすると、さらにＳ／Ｎ比を向上すること
ができる。
々変形して実施可能である。例えば、上述の説明では、
一対のコイルを被検体を挟んで対向配置したが、小さい
コイルをアレイ状に配列したものを対向配置してもよ
い。このようにすると、さらにＳ／Ｎ比を向上すること
ができる。
【００３４】
【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、被
検体を挟む一対の８の字状コイルと、一対の８の字状コ
イルを共通に接続して被検体からの磁気共鳴信号を検出
する手段とを具備することにより、被検体全体を感度領
域内に入れることなく一部分の関心領域のみを覆うこと
ができるので、局所の高Ｓ／Ｎ比のイメージングが可能
であるとともに、静磁場の方向が垂直方向でも水平方向
でも静磁場と直交する高周波磁場を発生することができ
るので、水平磁場でも垂直磁場のＭＲＩシステムのいず
れにも適用可能である。
検体を挟む一対の８の字状コイルと、一対の８の字状コ
イルを共通に接続して被検体からの磁気共鳴信号を検出
する手段とを具備することにより、被検体全体を感度領
域内に入れることなく一部分の関心領域のみを覆うこと
ができるので、局所の高Ｓ／Ｎ比のイメージングが可能
であるとともに、静磁場の方向が垂直方向でも水平方向
でも静磁場と直交する高周波磁場を発生することができ
るので、水平磁場でも垂直磁場のＭＲＩシステムのいず
れにも適用可能である。
【００３５】また、本発明によれば、被検体を挟む一対
の８の字状コイルと、被検体内部で一対の８の字状コイ
ルの作る磁場と直交する磁場を作るように被検体を挟む
一対の円形、または矩形コイルと、一対の８の字状コイ
ル及び一対の円形、または矩形コイルをそれぞれ共通に
接続して被検体からの磁気共鳴信号をそれぞれ検出する
手段と、一対の８の字状コイル及び一対の円形、または
矩形コイルの出力の一方の位相を他方に対してほぼ９０
度ずらしてから該２つの出力を加算して１つの検出信号
に合成する手段とを具備することにより、被検体全体を
感度領域内に入れることなく一部分の関心領域のみを覆
うことができ、局所の高Ｓ／Ｎ比のイメージングが可能
である。
の８の字状コイルと、被検体内部で一対の８の字状コイ
ルの作る磁場と直交する磁場を作るように被検体を挟む
一対の円形、または矩形コイルと、一対の８の字状コイ
ル及び一対の円形、または矩形コイルをそれぞれ共通に
接続して被検体からの磁気共鳴信号をそれぞれ検出する
手段と、一対の８の字状コイル及び一対の円形、または
矩形コイルの出力の一方の位相を他方に対してほぼ９０
度ずらしてから該２つの出力を加算して１つの検出信号
に合成する手段とを具備することにより、被検体全体を
感度領域内に入れることなく一部分の関心領域のみを覆
うことができ、局所の高Ｓ／Ｎ比のイメージングが可能
である。
【図１】本発明による磁気共鳴イメージング装置の第１
実施例のＲＦコイルの構成を示す図。
実施例のＲＦコイルの構成を示す図。
【図２】図１中のトラップ回路のブロック図。
【図３】第１実施例のＲＦコイルの作る高周波磁場を示
す図。
す図。
【図４】第１実施例のＲＦコイルの外形を示す図。
【図５】図４に示すＲＦコイルをＺ軸方向からみた図。
【図６】第１実施例のＲＦコイルの実際の装着状態を示
す図。
す図。
【図７】本発明による磁気共鳴イメージング装置の第２
実施例のＲＦコイルの構成を示す図。
実施例のＲＦコイルの構成を示す図。
【図８】第２実施例のＲＦコイルの作る高周波磁場を示
す図。
す図。
【図９】第２実施例のＲＦコイルの実際の装着状態を示
す図。
す図。
【図１０】本発明による磁気共鳴イメージング装置の第
３実施例のＲＦコイルの構成を示す図。
３実施例のＲＦコイルの構成を示す図。
【図１１】図１０中の中和回路の回路図。
【図１２】図１０中のプリアンプの回路図。
【図１３】第３実施例のＲＦコイルの変形例を示す図。
【図１４】第１、第２、第３実施例の８の字状コイルの
変形例の平面図。
変形例の平面図。
【図１５】第１、第２、第３実施例の８の字状コイルの
他の変形例の平面図。
他の変形例の平面図。
【図１６】第３実施例のＲＦコイルの他の変形例を示す
図。
図。
【図１７】従来の対向型のＲＦコイルの構成を示す図。
【図１８】図１６に示す従来例の作る高周波磁場を示す
図。
図。
１２、１４、３２、３４、５６、５８…８の字状コイ
ル、１６、３６、６４、６６…プリアンプ、Ｃｔ…同調
用コンデンサ、Ｔ…トラップ回路、５２、５４…矩形コ
イル、６０、６２…ＱＤコイル、Ｎ…中和回路、６８…
９０゜ハイブリッド回路。
ル、１６、３６、６４、６６…プリアンプ、Ｃｔ…同調
用コンデンサ、Ｔ…トラップ回路、５２、５４…矩形コ
イル、６０、６２…ＱＤコイル、Ｎ…中和回路、６８…
９０゜ハイブリッド回路。
Claims (5)
- 【請求項１】 被検体を挟む一対の８の字状コイルと、 前記一対の８の字状コイルを共通に接続して被検体から
の磁気共鳴信号を検出する手段とを具備することを特徴
とする磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項２】 前記一対の８の字状コイルの間隔は被検
体の端部に対応する部分は被検体の中央に対応する部分
より大きいことを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イ
メージング装置。 - 【請求項３】 前記一対の８の字状コイルは被検体の端
部に対応する部分で互いに接続され、一方の８の字状コ
イルは前記端部で開閉自在であることを特徴とする請求
項１記載の磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項４】 被検体を挟む一対の８の字状コイルと、 被検体内部で前記一対の８の字状コイルの作る磁場と直
交する磁場を作るように被検体を挟む一対の円形、また
は矩形コイルと、 前記一対の８の字状コイル及び前記一対の円形、または
矩形コイルをそれぞれ共通に接続して被検体からの磁気
共鳴信号をそれぞれ検出する手段と、 前記一対の８の字状コイル及び前記一対の円形、または
矩形コイルの出力の一方の位相を他方に対してほぼ９０
度ずらしてから該２つの出力を加算して１つの検出信号
に合成する手段とを具備することを特徴とする磁気共鳴
イメージング装置。 - 【請求項５】 前記一対の８の字状コイル及び一対の円
形、または矩形コイルは被検体の端部に対応する部分で
互いに接続され、一方の８の字状コイル及び円形、また
は矩形コイルは前記端部で開閉自在であることを特徴と
する請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4273097A JPH06121779A (ja) | 1992-10-12 | 1992-10-12 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US08/135,047 US5473251A (en) | 1992-10-12 | 1993-10-12 | Magnetic resonance imaging apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4273097A JPH06121779A (ja) | 1992-10-12 | 1992-10-12 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06121779A true JPH06121779A (ja) | 1994-05-06 |
Family
ID=17523101
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4273097A Pending JPH06121779A (ja) | 1992-10-12 | 1992-10-12 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5473251A (ja) |
| JP (1) | JPH06121779A (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR19980022578A (ko) * | 1996-09-23 | 1998-07-06 | 김광호 | 개방형 송신용 고주파 코일 및 이를 이용한 개방형 자기 공명 영상 장치 |
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| CN102243293A (zh) * | 2007-03-22 | 2011-11-16 | 株式会社东芝 | Rf线圈以及mri装置 |
| JP2015126923A (ja) * | 2006-08-28 | 2015-07-09 | インビボ コーポレイション | 磁気共鳴映像法のためのオープン構造画像装置とコイルシステム |
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| DE19528260A1 (de) * | 1995-08-01 | 1997-02-06 | Siemens Ag | Mammographie-Antenne für Magnetresonanzuntersuchungen |
| JP3562902B2 (ja) * | 1996-04-26 | 2004-09-08 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置用ｒｆプローブ |
| US5696449A (en) * | 1996-06-03 | 1997-12-09 | General Electric Company | RF coil for open MR magnet |
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| 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 |
| US6029081A (en) * | 1998-03-19 | 2000-02-22 | Picker International, Inc. | Movable magnets for magnetic resonance surgery |
| JP3034851B1 (ja) | 1998-10-15 | 2000-04-17 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | Ｒｆコイル並びに磁気共鳴撮像方法および装置 |
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| MX2014010190A (es) | 2012-02-22 | 2014-12-05 | Altria Client Services Inc | Articulo electronico para fumar. |
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1992
- 1992-10-12 JP JP4273097A patent/JPH06121779A/ja active Pending
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1993
- 1993-10-12 US US08/135,047 patent/US5473251A/en not_active Expired - Fee Related
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|---|---|
| US5473251A (en) | 1995-12-05 |
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