JPH0739539A - High frequency coil to be used for apparatus for examination by magnetic resonance - Google Patents
High frequency coil to be used for apparatus for examination by magnetic resonanceInfo
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- JPH0739539A JPH0739539A JP5208209A JP20820993A JPH0739539A JP H0739539 A JPH0739539 A JP H0739539A JP 5208209 A JP5208209 A JP 5208209A JP 20820993 A JP20820993 A JP 20820993A JP H0739539 A JPH0739539 A JP H0739539A
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は核磁気共鳴現象を用いて
人体などの内部組織を無侵襲に検査する磁気共鳴検査装
置に用いられる高周波コイルに関する。特に、高い共鳴
周波数に対しても高周波電力と高周波磁場の相互変換効
率を高くした高周波コイルに関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a high frequency coil used in a magnetic resonance inspection apparatus for noninvasively inspecting internal tissues such as a human body by using a nuclear magnetic resonance phenomenon. In particular, the present invention relates to a high-frequency coil having high mutual conversion efficiency between high-frequency power and high-frequency magnetic field even at high resonance frequencies.
【０００２】[0002]
【従来の技術】従来、人体の内部構造を非破壊的に検査
する装置として、Ｘ線ＣＴや超音波診断装置が広く用い
られている。近年、核磁気共鳴現象を用いてＸ線ＣＴや
超音波診断装置では得られなかった多くの医学的診断情
報が得られるようになった。この核磁気共鳴現象を用い
た検査装置の構成は図４に示すように、均一な磁場強度
を発生する磁石１４と、検査部位の核磁気共鳴信号に位
置情報を付与する傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１
５とそれに電流を駆動する傾斜磁場電源１７と、検査部
位の核スピンを励起する高周波磁場を発生する照射用高
周波コイル２８とそれを駆動する高周波電源２９、励起
後の核スピンの運動を電気信号として検出する検出用高
周波コイル３０とそれにつながる信号増幅回路３１と、
信号から画像に変換する信号処理と各ユニットを制御す
る計算機３２と画像を表示するモニター３３と、被検体
１６を移動させる患者テーブル３４から構成されてい
る。2. Description of the Related Art Conventionally, an X-ray CT or an ultrasonic diagnostic apparatus has been widely used as an apparatus for nondestructively inspecting the internal structure of a human body. In recent years, a lot of medical diagnostic information that cannot be obtained by X-ray CT or an ultrasonic diagnostic apparatus has come to be obtained by using the nuclear magnetic resonance phenomenon. As shown in FIG. 4, the structure of the inspection apparatus using the nuclear magnetic resonance phenomenon is a magnet 14 that generates a uniform magnetic field intensity, and a gradient that generates a gradient magnetic field that gives position information to the nuclear magnetic resonance signal of the inspection region. Magnetic field coil 1
5 and a gradient magnetic field power source 17 for driving current therethrough, an irradiation high-frequency coil 28 for generating a high-frequency magnetic field for exciting the nuclear spins in the examination region, a high-frequency power source 29 for driving the same, and an electric signal for the motion of the nuclear spins after the excitation. A high-frequency coil for detection 30 and a signal amplification circuit 31 connected to it,
It is composed of a signal processing for converting a signal into an image, a computer 32 for controlling each unit, a monitor 33 for displaying the image, and a patient table 34 for moving the subject 16.
【０００３】診断により有効な検査結果を得るには、上
述の構成ユニットが要求される性能で正しく動作するこ
とが必要である。とりわけ、被検体の検査部位の核スピ
ンを励起し、励起後の核スピンの運動を電気信号に変換
する高周波コイルの性能が重要となっている。高周波コ
イルの性能は画像のコントラストと信号対雑音比そし
て、画像の均一度に直接影響する。この高周波コイルに
ついて、要求される性能はアメリカン・アソシェーショ
ン・オブ・フィジィシスト・イン・メデェスン発行のモ
ノグラフ１４号「ＮＭＲ・イン・メデェスン：ザ・イン
ストールメンテェーション・アンド・クリニカル・アプ
リケェーション」１４３頁から１６６頁(American Ass
ociation of Physicists in Medicine, Monograph
No.14,"NMR in Medicine : The Instrumentation and
Clinical Applications" p143〜p166) に詳しく述べら
れている。その項目を列記すると、希望の動作周波数に
共振しなければならない、検査部位に適応する十分な大
きさでなければならない、均一な高周波磁場を発生しな
ければならない、良好なフィリングファクターを有して
なければならない、高周波コイルの損失が最少でなけれ
ばならない、印加電圧に耐えなければならない、被検体
に発生する電界が最少でなければならない、装置システ
ムの他のユニットとの干渉が最少でなければならない等
が主要項目である。In order to obtain a valid test result by diagnosis, it is necessary for the above-mentioned constituent units to operate properly with the required performance. In particular, the performance of the high frequency coil that excites the nuclear spins at the examination site of the subject and converts the motion of the excited nuclear spins into an electrical signal is important. The performance of the rf coil directly affects the image contrast and signal-to-noise ratio, and image uniformity. For this high-frequency coil, the required performance is Monograph No. 14 issued by American Association of Physicists in Medellin, "NMR in Meditation: The Installation and Clinical Application". Page 143 to 166 (American Ass
ociation of Physicists in Medicine, Monograph
No.14, "NMR in Medicine: The Instrumentation and
Clinical Applications "p143-p166). Listed in that article is a uniform high-frequency magnetic field that must resonate at the desired operating frequency and that must be large enough to accommodate the site of examination. Must occur, must have a good filling factor, must have minimum loss in the radio frequency coil, must withstand applied voltage, must have minimal electric field generated in the subject, The main item is that interference with other units in the equipment system must be minimized.
【０００４】これらの項目において、お互いの関係を検
討すると、容易に全てを満足することが出来ないことが
理解できる。一例として、高周波コイルの大きさとその
共振周波数には強い関係がある。単純なＬＣＲ技術で全
身サイズの共振回路を構成しようとすると、その共振周
波数を増加するに連れ困難が増加する。即ち、コイルの
形状を拡大すればそのインダクタンスは寸法に比例して
増加する。一方、与えられた共振周波数に要する容量は
インダクタンスに反比例した値となる。容量の下限値は
コイルの浮遊容量によって決定されることから、動作周
波数の上限はコイルのインダクタンスとコイルの浮遊容
量によって決定されることになる。ソレノイドコイルの
インダクタンスはその巻き数の二乗で増加することか
ら、巻き数を減少することで明らかに共振周波数を高く
することができる。しかしながら、巻き数を減少するこ
とは、その発生する高周波磁場の均一度の低下になる。It is understood that it is not possible to satisfy all of these items by examining the mutual relations in these items. As an example, there is a strong relationship between the size of the high frequency coil and its resonance frequency. Attempting to construct a whole-body-sized resonant circuit with a simple LCR technique increases the difficulty as the resonant frequency increases. That is, as the shape of the coil is enlarged, its inductance increases in proportion to its size. On the other hand, the capacitance required for a given resonance frequency has a value inversely proportional to the inductance. Since the lower limit value of the capacitance is determined by the stray capacitance of the coil, the upper limit of the operating frequency is determined by the inductance of the coil and the stray capacitance of the coil. Since the inductance of the solenoid coil increases with the square of the number of turns, the resonance frequency can obviously be increased by decreasing the number of turns. However, reducing the number of turns reduces the homogeneity of the generated high frequency magnetic field.
【０００５】次に、被検体に発生する電界が最少でなけ
ればならない理由について述べる。電界は被検体の核磁
気共鳴現象に対して何等の有用な情報を引き出さない。
そればかりか、励起の間電界による高電圧によってコロ
ナ放電を発生したり、被検体の誘電損失に係わる高周波
損失を高周波コイルに付加したり、被検体に誘電加熱に
よる火傷の危険性を増大する。この電界はファラデーシ
ールドのスクリーンによって被検体から遮断することが
出来る。スクリーンはコイルと被検体間に設置すること
で本質的な働きをする。被検体を通過するはずの電界線
はグランド電位のスクリーンで短絡する。ところが、フ
ァラデーシールドのスクリーンは二つの理由で高い周波
数には効果的でない。一つは、スクリーンはグランド間
に大きな浮遊容量を形成させ、これが最大周波数を制限
する。二つ目は、高い周波数ではスクリーンの自己イン
ダクタンスによりグランド電位として完全に作用しなく
なる。これらの理由により、静磁場強度０．３５Ｔ（水
素原子核の共鳴周波数１５ＭＨｚ）以上の装置では被検
体の誘電損失に係わる浮遊電界を低下することが困難で
ある。Next, the reason why the electric field generated in the subject must be minimized will be described. The electric field does not extract any useful information for the nuclear magnetic resonance phenomenon of the subject.
In addition, a corona discharge is generated by a high voltage due to an electric field during excitation, a high-frequency loss related to the dielectric loss of the subject is added to the high-frequency coil, and the risk of burns to the subject due to dielectric heating is increased. This electric field can be shielded from the subject by the screen of the Faraday shield. The screen works essentially by being installed between the coil and the subject. The electric field lines that should pass through the subject are short-circuited at the screen of ground potential. However, Faraday shield screens are not effective at high frequencies for two reasons. For one, the screen creates a large stray capacitance between grounds, which limits the maximum frequency. Second, at high frequencies, the self-inductance of the screen completely prevents it from acting as a ground potential. For these reasons, it is difficult to reduce the stray electric field related to the dielectric loss of the subject in a device having a static magnetic field strength of 0.35 T (resonance frequency of hydrogen nuclei of 15 MHz) or higher.
【０００６】以上のように、単純なＬＣＲ回路技術やフ
ァラデーシールドの技術では周波数１５ＭＨｚ以上で動
作する高周波コイルを実現することは困難である。そこ
で、共振回路技術による高周波コイルが考案された（詳
しくは前記のモノグラフ１４号に記述されている）。図
５に２１ＭＨｚで動作する共振回路による全身サイズの
高周波コイルを示す。端子ｇ３５と端子ｈ３６に共振周
波数の電圧を印加すると、容量素子５を含むリング回路
３７には一波長の電位分布が生じる。ａ点に接続されて
いるバーチカルｇ３８に電位に応じた交番電流が流れ、
ｂ点（ａ点の反対側）に接続されているバーチカルｈ３
９に逆向きの電流が流れる。この結果、円筒の軸に垂直
な方向に高周波磁場が発生する。リング回路の内側に存
在する二つのガードリング４０は被検体の存在領域に発
生する電界を最小限にする働きをする。図６に図５の高
周波コイルの等価回路を示す。図６の等価回路より明ら
かなようにインダクタンスを二分割することで、その値
を半分にしている。インダクタンスを小さくすることは
共振周波数を高く出来ることに加えて、励起の間の送信
パルスの印加によって発生する電圧を低くすることが出
来る。なお、この種の高周波コイルに関連するものに
は、例えば特開昭６０−１６９７４８号公報、特開昭６
１−９５２３４号公報等が挙げられる。As described above, it is difficult to realize a high-frequency coil that operates at a frequency of 15 MHz or higher with the simple LCR circuit technology and Faraday shield technology. Therefore, a high-frequency coil based on the resonance circuit technology has been devised (details are described in Monograph 14 above). FIG. 5 shows a high-frequency coil of the whole body size with a resonance circuit operating at 21 MHz. When a voltage having a resonance frequency is applied to the terminals g35 and h36, a potential distribution of one wavelength is generated in the ring circuit 37 including the capacitive element 5. An alternating current according to the potential flows in the vertical g38 connected to the point a,
Vertical h3 connected to point b (opposite point a)
A reverse current flows through 9. As a result, a high frequency magnetic field is generated in a direction perpendicular to the axis of the cylinder. The two guard rings 40 existing inside the ring circuit serve to minimize the electric field generated in the region where the subject is present. FIG. 6 shows an equivalent circuit of the high frequency coil shown in FIG. As apparent from the equivalent circuit of FIG. 6, the value is halved by dividing the inductance in two. Reducing the inductance can increase the resonance frequency and also lower the voltage generated by applying the transmission pulse during the excitation. Those related to this type of high frequency coil are disclosed, for example, in Japanese Patent Laid-Open Nos. 60-169748 and 6-SHO.
1-95234 publication etc. are mentioned.
【０００７】[0007]
【発明が解決しようとする課題】上記従来の技術で述べ
た高周波コイルは高い周波数に対しても共振特性を持た
せることが可能である。また、高周波コイル内に存在す
る被検体部位に発生する電界はガードリングによって最
少にすることができる。しかし、高周波コイルの外側に
ついて検討してみると、高周波コイルの周囲には電界や
磁界が広がる。また、高周波コイルの円筒軸の方向には
電界や磁界はコイルの直径相当の距離に広がる。それゆ
え、コイルは周辺の環境と強く電磁気的に干渉する。例
えとして、高周波コイルの外側に位置する傾斜磁場コイ
ルやシムコイルとの電磁気的な干渉は疑似共振を発生し
たり、コイルに特別な損失を追加する。あるいは、傾斜
磁場コイル等より雑音電圧が誘起しやすくなり、核磁気
共鳴信号のＳ／Ｎが低下するや、核磁気共鳴信号に特定
のユニットから発生する電磁波が混入して偽像となり診
断上の妨害になる等の問題がある。傾斜磁場コイルと高
周波コイル間にはファラデーシルドを挿入して出来るだ
け雑音電圧の誘起を避けているが、前述の通り高い周波
数ではファラデーシールドの効果は低下する。また、励
起の間、電界による高電圧によってコロナ放電を発生し
たり、高周波コイルの外に存在する被検体の誘電損失に
係わる高周波損失を高周波コイルに付加したり、被検体
に誘電加熱による火傷の危険性が無視できない。The high frequency coil described in the above-mentioned prior art can have resonance characteristics even at high frequencies. Further, the electric field generated in the subject site existing in the high frequency coil can be minimized by the guard ring. However, considering the outside of the high frequency coil, an electric field and a magnetic field spread around the high frequency coil. Further, the electric field and the magnetic field spread in the direction of the cylindrical axis of the high frequency coil to a distance corresponding to the diameter of the coil. Therefore, the coil strongly electromagnetically interferes with the surrounding environment. For example, electromagnetic interference with a gradient coil or shim coil located outside the radio frequency coil may cause quasi-resonance or add extra loss to the coil. Alternatively, when the noise voltage is more easily induced than the gradient magnetic field coil and the S / N ratio of the nuclear magnetic resonance signal is lowered, electromagnetic waves generated from a specific unit are mixed with the nuclear magnetic resonance signal, resulting in a false image for diagnostic purposes. There are problems such as interference. A Faraday shield is inserted between the gradient magnetic field coil and the high frequency coil to avoid the induction of noise voltage as much as possible, but as described above, the effect of the Faraday shield decreases at high frequencies. Also, during excitation, a corona discharge is generated by a high voltage due to an electric field, a high-frequency loss related to the dielectric loss of the subject existing outside the high-frequency coil is added to the high-frequency coil, or the subject is burned by dielectric heating. The danger cannot be ignored.
【０００８】一方、強い磁場強度（１．５テスラ水素原
子核の共鳴周波数は６５ＭＨｚ）の検査装置で高信号強
度を用いた高速撮影手法が開発され臨床検査に用いられ
るようになった。このため単位時間あたりの高周波エネ
ルギーが飛躍的に増大し、高周波加熱から被検体を保護
する必要性が高まってきた。On the other hand, a high-speed imaging technique using a high signal intensity has been developed for an inspection apparatus having a strong magnetic field intensity (the resonance frequency of 1.5 Tesla hydrogen nuclei is 65 MHz), and has come to be used for clinical examination. For this reason, the high frequency energy per unit time has dramatically increased, and the need to protect the subject from high frequency heating has increased.
【０００９】本発明の目的は、高周波コイルが誘起する
高周波電界を最小限の空間に絞り、装置の他のユニット
との干渉を少なくし核磁気共鳴信号のＳ／Ｎ比の高い高
周波コイルを提供することである。An object of the present invention is to provide a high frequency coil having a high S / N ratio of a nuclear magnetic resonance signal by limiting the high frequency electric field induced by the high frequency coil to a minimum space to reduce interference with other units of the apparatus. It is to be.
【００１０】本発明の他の目的は、高周波コイルに付加
する誘電損失を最少にして高効率の高周波コイルを提供
することである。更に、本発明の他の目的は、被検体に
発生する電界を最少限にして、被検体の誘電加熱による
発熱を少なくする事である。Another object of the present invention is to provide a high-efficiency high-frequency coil in which the dielectric loss added to the high-frequency coil is minimized. Still another object of the present invention is to minimize the electric field generated in the subject to reduce heat generation due to dielectric heating of the subject.
【００１１】[0011]
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、被検体の検査部位の核スピンを励起する高周波コイ
ルは円筒軸に垂直な方向に高周波磁界を発生する円筒の
表面に円筒軸に平行な複数の電流路を配し、前記複数か
らなる電流路に所望の電流を分配するリング回路を円筒
の両端に配し、前記リング回路の内側と外側に接地電位
のリング回路を配した。In order to achieve the above object, a high frequency coil for exciting a nuclear spin at an examination site of a subject is provided with a cylindrical axis on a surface of a cylinder which generates a high frequency magnetic field in a direction perpendicular to the cylindrical axis. A plurality of parallel current paths are arranged, ring circuits for distributing a desired current to the plurality of current paths are arranged at both ends of the cylinder, and ring circuits of ground potential are arranged inside and outside the ring circuit.
【００１２】さらに、被検体の検査部位の核スピンの運
動を電気信号として検出する高周波コイルは円筒軸に垂
直な方向の高周波磁界を電流として検出する円筒の表面
に円筒軸に平行な複数の電流路を配し、前記複数からな
る電流路から電流の位相を合わせるリング回路を円筒の
両端に配し、前記リング回路の内側と外側に接地電位の
リング回路を配した。あるいは、被検体の検査部位の核
スピンを励起し、励起後の核スピンの運動を核磁気共鳴
信号として検出する兼用タイプの高周波コイルは円筒軸
に垂直な方向に高周波磁界を発生する円筒の表面に円筒
軸に平行な複数の電流路を配し、前記複数からなる電流
路に所望の電流を分配するリング回路を円筒の両端に配
し、前記リング回路の内側と外側に接地電位のリング回
路を配した。かつ、内側と外側の接地電位のリング回路
は電磁気的に接続されているものとする。Further, the high-frequency coil for detecting the motion of the nuclear spins in the examination region of the subject as an electric signal detects a high-frequency magnetic field in the direction perpendicular to the cylinder axis as a current. Ring circuits are arranged at both ends of the cylinder, and ring circuits of ground potential are arranged inside and outside the ring circuit. Alternatively, a high-frequency coil of a dual-purpose type that excites the nuclear spins at the examination site of the subject and detects the motion of the excited nuclear spins as a nuclear magnetic resonance signal is a surface of a cylinder that generates a high-frequency magnetic field in a direction perpendicular to the cylinder axis. A plurality of current paths parallel to the cylinder axis, and ring circuits for distributing a desired current to the plurality of current paths are provided at both ends of the cylinder, and ring circuits of ground potential are provided inside and outside the ring circuit. Arranged. In addition, it is assumed that the inner and outer ring circuits of ground potential are electromagnetically connected.
【００１３】[0013]
【作用】リング回路とガードリング間に共振周波数に一
致した電圧を印加すると、リング回路上には一波長の電
圧が分布する。バーチカルにはそれがリング回路に接続
された点の電圧に対応した電流が流れ、バーチカルに垂
直な面内に磁場が発生する。バーチカルの配置は円筒内
に均一な強度の磁場が発生するように円筒の表面に配置
されている。リング回路上に流れる電流は核磁気共鳴現
象に何等有効ではないので、その周辺を接地電位の導体
で覆っても高周波コイルとしての動作には影響しない。
リング回路の内側と外側に配置されているガードリング
は接地電位に保たれているので、リング回路より発生す
る電界線はガードリングで短絡し、内側と外側には分布
しない。また、リング回路とガードリング間に発生する
大きな浮遊容量はリング回路上に均一に分布するので、
リング回路は分布定数回路と考えることが出来る。ｎに
等分割されたインダクタンスに共振する容量の値はｎ倍
必要となるように、浮遊容量による共振周波数への影響
は１／ｎ倍として作用するのみである。このため全身大
の大きさの高周波コイルにおいても、動作周波数を６５
ＭＨｚまで高めることができる。これにより、高周波コ
イルの外側とその円筒軸の延長線上に電界が分布するこ
とがない。When a voltage matching the resonance frequency is applied between the ring circuit and the guard ring, a voltage of one wavelength is distributed on the ring circuit. A current corresponding to the voltage at the point where it is connected to the ring circuit flows through the vertical, and a magnetic field is generated in a plane perpendicular to the vertical. The vertical arrangement is arranged on the surface of the cylinder so that a magnetic field of uniform strength is generated in the cylinder. Since the current flowing on the ring circuit is not effective for the nuclear magnetic resonance phenomenon, covering the periphery thereof with a conductor of ground potential does not affect the operation as a high frequency coil.
Since the guard rings arranged inside and outside the ring circuit are kept at the ground potential, the electric field lines generated from the ring circuit are short-circuited by the guard ring and are not distributed inside and outside. Also, since the large stray capacitance generated between the ring circuit and the guard ring is evenly distributed on the ring circuit,
The ring circuit can be considered as a distributed constant circuit. Since the value of the capacitance that resonates with the inductance equally divided into n is required to be n times, the influence of the stray capacitance on the resonance frequency only acts as 1 / n times. Therefore, even in the case of a high-frequency coil of the size of the whole body, the operating frequency is
Can be increased up to MHz. As a result, the electric field is not distributed outside the high frequency coil and on the extension line of the cylinder axis.
【００１４】[0014]
【実施例】以下、本発明の一実施例を図１により説明す
る。図１は本発明を用いた磁気共鳴イメージング装置に
用いる全身撮影用の高周波コイルの斜視図を示す。高周
波コイルの内径は５６センチメートル、長さは６０セン
チメートルで成人男子の胸腹部の断層像を撮影するのに
十分な大きさを有している。円筒軸に平行で円筒の表面
にバーチカルａ１とｂ２と称する電流素片がそれぞれ直
径３ミリメートルの銅パイプ１０本で構成されている。
バーチカルａ１の配置は内部に発生する高周波磁場の均
一度を向上するために中心からの展開角は８０゜に１０
本を配置、対称の位置にバーチカルｂ２が１０本配置し
てある。バーチカルａ１とバーチカルｂ２は円筒の両端
でリング状の第１と第２のウイング３、４で接続されて
いる。ふたつのウイング３、４は０．３ミリメートル厚
の銅板で構成され、共振周波数を共鳴周波数に一致させ
るためにそれぞれ二箇所に容量素子５（図には２ヶ表
示）が挿入してある。第１のウイング３のリング回路の
内側には第１のガードリング６が、外側には第３のガー
ドリング７が配置されている。同様に、第２のウイング
４のリング回路の内側には第２のガードリング８が、外
側には第４のガードリング９が配置されている。それぞ
れのガードリングとウイング間には各々４ミリメートル
厚の間隔が保たれている。第１のウイング３に端子ａ１
０が第１のガードリング６に端子ｂ１１が接続されてい
る。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An embodiment of the present invention will be described below with reference to FIG. FIG. 1 is a perspective view of a high-frequency coil for whole body imaging used in a magnetic resonance imaging apparatus using the present invention. The high-frequency coil has an inner diameter of 56 cm and a length of 60 cm, which is large enough to take a tomographic image of the chest and abdomen of an adult male. Parallel to the axis of the cylinder, current elements called vertical a1 and b2 are formed on the surface of the cylinder by 10 copper pipes each having a diameter of 3 mm.
The vertical a1 is arranged so that the expansion angle from the center is 10 ° in order to improve the homogeneity of the high frequency magnetic field generated inside.
Books are arranged, and 10 vertical b2s are arranged at symmetrical positions. The vertical a1 and the vertical b2 are connected by ring-shaped first and second wings 3 and 4 at both ends of the cylinder. Each of the two wings 3 and 4 is formed of a copper plate having a thickness of 0.3 mm, and capacitive elements 5 (two are shown in the drawing) are inserted at two positions in order to match the resonance frequency with the resonance frequency. A first guard ring 6 is arranged inside the ring circuit of the first wing 3 and a third guard ring 7 is arranged outside thereof. Similarly, the second guard ring 8 is arranged inside the ring circuit of the second wing 4 and the fourth guard ring 9 is arranged outside thereof. There is a 4 mm thick spacing between each guard ring and the wings. Terminal a1 on the first wing 3
0 is connected to the first guard ring 6 at the terminal b11.
【００１５】バーチカルａ１とバーチカルｂ２のインダ
クタンスは約２００マイクロヘンリー、それぞれのウイ
ングとガードリング間に発生する浮遊容量は各々３００
ピコファラッドである。そこで、高周波コイルが２１Ｍ
Ｈｚで共振するようにウイング間の容量素子５の値はそ
れぞれ２５０ピコファラッドに調整されている。ここ
で、端子ａ１０と端子ｂ１１間に２１メガヘルツの高周
波電力を印加すると、第１のウイング３に２１メガヘル
ツの一波長の定在波が発生する。バーチカルａ１には右
から左の矢印の方向に、バーチカルｂには左から右の矢
印の方向の電流が流れる。第２のウイング４には第１の
ウイング３とは逆位相の定在波が発生する。この結果、
高周波コイル内には矢印１２で示す高周波磁場が発生す
る。半周期後には、逆の方向に電流分布が起きて交番磁
界が発生する。この様な動作状態で、電位分布の変化の
大きい箇所はウイングに挿入した容量端子５の両端であ
る。これにより、電界線はこの部分に集中することにな
る。しかし、内側と外側に配設したガードリングによっ
て、ガードリングが無い場合ガードリングの位置を通過
するはずの電界線はグランド電位のガードリング上で短
絡する。The vertical a1 and vertical b2 have an inductance of about 200 microHenry, and the stray capacitance generated between each wing and the guard ring is 300.
It's Pico Farad. Therefore, the high frequency coil is 21M
The value of the capacitive element 5 between the wings is adjusted to 250 picofarads so as to resonate at Hz. Here, when a high frequency power of 21 MHz is applied between the terminals a10 and b11, a standing wave having a wavelength of 21 MHz is generated in the first wing 3. Current flows in the direction of the arrow from right to left in the vertical a1, and in the direction of arrow from the left to right in the vertical b. A standing wave having a phase opposite to that of the first wing 3 is generated in the second wing 4. As a result,
A high frequency magnetic field indicated by arrow 12 is generated in the high frequency coil. After a half cycle, current distribution occurs in the opposite direction and an alternating magnetic field is generated. In such an operating state, the places where the change in potential distribution is large are at both ends of the capacitance terminal 5 inserted in the wing. As a result, the electric field lines are concentrated in this portion. However, due to the guard rings arranged inside and outside, the electric field lines that should pass through the position of the guard ring when there is no guard ring are short-circuited on the guard ring at the ground potential.
【００１６】図２は図１に示す高周波コイル１３を静磁
場を発生する磁石１４（通常は超電導磁石タイプ）と傾
斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１５内に設置、高周波
コイル内１３に被検体１６を配置したところを示した図
である。傾斜磁場コイル１５の内側には傾斜磁場電源１
７やそれに接続されている制御用の計算機（図には記載
してない）からの雑音電磁界を遮蔽するためファラデー
シールド１８が張り付けてある。ファラデシールド１８
はその効果を最大限に発揮するようにグランド電位に保
つようにアース線１９が接続されている。通常このアー
ス線は抵抗値の低い電線で撮影室全体を電磁遮蔽するシ
ールドと接続される。ここで、高周波コイル１３の第３
のガードリング７と第４のガードリング９をファラデシ
ールド１８と接続することで電位を同じにしてある。In FIG. 2, the high frequency coil 13 shown in FIG. 1 is installed in a magnet 14 (usually a superconducting magnet type) for generating a static magnetic field and a gradient magnetic field coil 15 for generating a gradient magnetic field. It is a figure showing a place where is arranged. The gradient magnetic field power supply 1 is provided inside the gradient magnetic field coil 15.
A Faraday shield 18 is attached to shield a noise electromagnetic field from 7 or a control computer (not shown) connected thereto. Farade Shield 18
Is connected to a ground wire 19 so as to keep its potential at the ground potential so as to maximize its effect. Normally, this ground wire is connected to a shield that electromagnetically shields the entire imaging room with a wire having a low resistance value. Here, the third of the high-frequency coil 13
The guard ring 7 and the fourth guard ring 9 are connected to the Faraday shield 18 to have the same potential.
【００１７】本実施例によれば、電位分布の大きなリン
グ回路が接地電位のガードリングで覆われているのでガ
ードリングの内側と外側に発生する電界は最少に抑える
ことができる。高周波コイルの端面付近で被検体を通過
するはずの電界線は内側と外側のガードリングで短絡さ
れることになる。この結果、被検体による誘電損失を最
少ににしてＳ／Ｎの高い画像が得られる。外側に発生す
るはずの電界線は外側のガードリングで短絡されること
になり傾斜磁場コイル間に発生する浮遊容量の値も最少
に抑えることができる。この結果、傾斜磁場コイルを介
して混入する雑音を遮断することが出来る。更に、高周
波コイルの特性が浮遊容量の値によって不安定になるこ
とがなく、高安定な特性を維持することが出来る。According to this embodiment, since the ring circuit having a large potential distribution is covered with the guard ring having the ground potential, the electric field generated inside and outside the guard ring can be suppressed to the minimum. The electric field lines that should pass through the subject near the end face of the high frequency coil are short-circuited by the inner and outer guard rings. As a result, an image with a high S / N can be obtained by minimizing the dielectric loss due to the subject. The electric field lines that should be generated on the outer side are short-circuited by the outer guard ring, and the value of the stray capacitance generated between the gradient magnetic field coils can be minimized. As a result, noise mixed in via the gradient magnetic field coil can be blocked. Further, the characteristics of the high frequency coil do not become unstable due to the value of the stray capacitance, and the highly stable characteristics can be maintained.
【００１８】図３は他の実施例の高周波コイルの斜視図
を示す。本実施例では第１のウイング３と第２のウイン
グ４のリング回路を４等分して、それぞれ４個の容量素
子５（図では４ヶが示されている）で接続されている。
第１のウイング３のリング回路の内側には第１のガード
リング６が、外側には第３のガードリング７が配置され
ている。同様に、第２のウイング４のリング回路の内側
には第２のガードリング８が、外側には第４のガードリ
ング９が配置されている。それぞれのガードリングとウ
イング間には各々４ミリメートル厚の間隔が保たれてい
る。４等分されたウイングにはそれぞれ５本からなるバ
ーチカルｃ〜ｆ２０〜２３を配置した。したがって、バ
ーチカルの中心は９０゜づつの角度で円周上に配置され
ることになる。第１のウイング３に端子ｃ２４と端子ｄ
２５が、第１のガードリング６に端子ｅ２６と端子ｆ２
７が接続されている。２１メガヘルツで共振特性を示す
ように容量素子５の値は４００ピコファラッドに調整さ
れている。端子ｃ２４と端子ｅ２６間に２１メガヘルツ
の電圧を印加すると、ある時点のリング回路の電位分布
は容量素子で４等分された一波長の定在波分布になる。
端子ｄ２５と端子ｆ２７間に９０゜位相がシフトした２
１メガヘルツの電圧が発生する。FIG. 3 shows a perspective view of a high frequency coil of another embodiment. In this embodiment, the ring circuits of the first wing 3 and the second wing 4 are divided into four equal parts, and they are connected by four capacitive elements 5 (four are shown in the figure).
A first guard ring 6 is arranged inside the ring circuit of the first wing 3 and a third guard ring 7 is arranged outside thereof. Similarly, the second guard ring 8 is arranged inside the ring circuit of the second wing 4 and the fourth guard ring 9 is arranged outside thereof. There is a 4 mm thick spacing between each guard ring and the wings. The vertical wings c to f 20 to 23 each consisting of 5 pieces were arranged in each of the four wing portions. Therefore, the centers of the verticals are arranged on the circumference at an angle of 90 °. Terminal c24 and terminal d on the first wing 3
25 has a terminal e26 and a terminal f2 on the first guard ring 6.
7 is connected. The value of the capacitive element 5 is adjusted to 400 picofarads so as to show the resonance characteristic at 21 MHz. When a voltage of 21 MHz is applied between the terminals c24 and e26, the potential distribution of the ring circuit at a certain point becomes a standing wave distribution of one wavelength divided into four equal parts by the capacitive element.
90 ° phase shift between terminal d25 and terminal f27 2
A voltage of 1 megahertz is generated.
【００１９】本実施例によればガードリングにより浮遊
容量を介して電位線が広がらないことにより、端子ｃと
端子ｄの特性のアイソレーションを６０ｄＢ（１／１０
００以下）に高めることができる。いわゆるＱＤ動作が
理想的に実現することができるので、核スピンを励起す
る時には、高周波コイル内で同じ磁場強度を発生するの
に要する電力は約１／２で十分である。また、核スピン
の運動を電気信号として変換する時は、端子ｃと端子ｄ
の信号の位相を合わせて加えることでＳ／Ｎを約１．４
倍高めた画像を得ることができる。図３はバーチカルが
４ヶの場合について示したが、ウイングを８分割して８
本のバーチカルにした高周波コイルや、ウイングを１６
分割して１６本のバーチカルの高周波コイルでも同様の
効果が期待できる。更に、電流素子を増やすことによ
り、発生する高周波磁界の均一度を向上することができ
る。According to this embodiment, the potential line does not spread through the stray capacitance due to the guard ring, so that the characteristic isolation between the terminals c and d is 60 dB (1/10).
00 or less). Since so-called QD operation can be ideally realized, when exciting nuclear spins, about 1/2 of the electric power required to generate the same magnetic field strength in the high frequency coil is sufficient. Further, when converting the motion of the nuclear spins into an electric signal, the terminals c and d
S / N is about 1.4 by adding the phase of the signal of
It is possible to obtain a doubled image. Figure 3 shows the case of 4 verticals, but the wing is divided into 8
16 high-frequency coils and wings made into vertical
The same effect can be expected with 16 vertical high frequency coils divided. Further, by increasing the number of current elements, it is possible to improve the uniformity of the generated high frequency magnetic field.
【００２０】[0020]
【発明の効果】本発明によれば、高周波コイルの内部と
コイル軸の延長線上に発生する電位を最少に抑えること
が出来る。この結果、被検体内で発生する誘電体損失に
よる影響を最少限に出来るので、Ｓ／Ｎの高い検査結果
が得られる。更に、本発明によれば、高周波コイルの外
部に発生する電位が最少になるので高周波コイルの外側
に存在する傾斜磁場コイル間の浮遊容量が発生しないの
で相互干渉が最少になる。この結果、傾斜磁場コイルか
ら誘起する雑音成分を遮蔽することが出来Ｓ／Ｎの高
い、安定な検査結果が得られる。核スピンを励起する
時、高周波コイルの内部に発生する電界が最少なので被
検体の発熱を最少に抑えるとともに、被検体に付属する
金属物に帯電する危険性がなく、安全に検査を進めるこ
とが出来る。高周波コイルの内部あるいは外部のユニッ
トとの干渉が少ないので、高周波コイルを単体にて調整
した特性が装置内に組み込んだときも安定に維持するこ
とが出来る。ＱＤ動作の場合、９０゜位相が異なる動作
モードが互いに干渉することが少ないので、高性能のＱ
Ｄオペレーションが可能となる。According to the present invention, the electric potential generated inside the high frequency coil and on the extension line of the coil axis can be minimized. As a result, the influence of the dielectric loss generated in the subject can be minimized, so that the inspection result with high S / N can be obtained. Further, according to the present invention, since the potential generated outside the high frequency coil is minimized, the stray capacitance between the gradient magnetic field coils existing outside the high frequency coil is not generated, so that the mutual interference is minimized. As a result, the noise component induced from the gradient magnetic field coil can be shielded, and a stable inspection result with high S / N can be obtained. When exciting the nuclear spins, the electric field generated inside the high frequency coil is minimized, so that the heat generation of the subject is minimized and there is no risk of charging the metal object attached to the subject, and the examination can be proceeded safely. I can. Since there is little interference with the unit inside or outside the high frequency coil, the characteristics obtained by adjusting the high frequency coil by itself can be stably maintained even when incorporated in the apparatus. In the case of QD operation, operation modes with 90 ° different phases are less likely to interfere with each other, so high-performance Q
D operation becomes possible.
【図１】 本発明の一実施例の高周波コイルの斜視図FIG. 1 is a perspective view of a high frequency coil according to an embodiment of the present invention.
【図２】 図１に示した高周波コイルを装置に組み込ん
だ図FIG. 2 is a diagram in which the high frequency coil shown in FIG. 1 is incorporated in an apparatus.
【図３】 本発明の他の実施例の高周波コイルの斜視図FIG. 3 is a perspective view of a high frequency coil according to another embodiment of the present invention.
【図４】 核磁気共鳴現象を用いた検査装置の構成を示
す図FIG. 4 is a diagram showing a configuration of an inspection apparatus using a nuclear magnetic resonance phenomenon.
【図５】 従来技術の高周波コイルの斜視図FIG. 5 is a perspective view of a conventional high-frequency coil.
【図６】 図５に示す高周波コイルの等価回路図6 is an equivalent circuit diagram of the high frequency coil shown in FIG.
１ バーチカルａ ２ バーチカルｂ ３ 第１ウイング ４ 第２ウイング ５ 容量素子 ６ 第１ガードリング ７ 第３ガードリング ８ 第２ガードリング ９ 第４ガードリング １０ 端子ａ １１ 端子ｂ １２ 矢印 １３ 高周波コイル １４ 磁石 １５ 傾斜磁場コイル １６ 被検体 １７ 傾斜磁場電源 １８ ファラデーシールド １９ アース線 ２０ バーチカルｃ ２１ バーチカルｄ ２２ バーチカルｅ ２３ バーチカルｆ ２４ 端子ｃ ２５ 端子ｄ ２６ 端子ｅ ２７ 端子ｆ ２８ 照射用高周波コイル ２９ 高周波電源 ３０ 検出用高周波コイル ３１ 信号増幅回路 ３２ 計算機 ３３ モニター ３４ 患者テーブル ３５ 端子ｇ ３６ 端子ｈ ３７ リング回路 ３８ バーチカルｇ ３９ バーチカルｈ ４０ ガードリング 1 Vertical a 2 Vertical b 3 1st wing 4 2nd wing 5 Capacitive element 6 1st guard ring 7 3rd guard ring 8 2nd guard ring 9 4th guard ring 10 terminal a 11 terminal b 12 arrow 13 high frequency coil 14 magnet 15 gradient magnetic field coil 16 subject 17 gradient magnetic field power supply 18 Faraday shield 19 ground wire 20 vertical c 21 vertical d 22 vertical e 23 vertical f 24 terminal c 25 terminal d 26 terminal e 27 terminal f 28 irradiation high frequency coil 29 high frequency power supply 30 Radio frequency coil for detection 31 Signal amplification circuit 32 Computer 33 Monitor 34 Patient table 35 Terminal g 36 Terminal h 37 Ring circuit 38 Vertical g 39 Vertical h 40 Guard ring
Claims (3)
場発生手段と、検査対象からの核磁気共鳴信号を検出す
る信号検出手段と、該信号検出手段の検出信号の演算を
行う計算機および該計算機による演算の出力手段を有す
る核磁気共鳴を用いた検査装置において、前記高周波磁
場を発生する手段と、前記核磁気共鳴信号を検出する信
号検出手段の少なくとも一方は、ほぼ円筒面上で、円筒
の軸に沿った複数の位置にそれぞれ設けられた導電セグ
メント（バーチカル）と、上記複数のバーチカルの両端
の位置に設けられる一対の導電ループ素子（第１、第２
のウイング）と、上記第１、第２のウイングとそれぞれ
容量結合するリング状の導体板からなる一対の導電ルー
プ素子（第１、第２のガードリング）を有し、上記第
１、第２のウイングとそれぞれ容量結合するリング状の
導体板からなり上記第１、第２のガードリングと上記第
１、第２のウイングを中間にして、対向する位置に一対
の導電ループ素子（第３、第４のガードリング）を有す
ることを特徴とする核磁気共鳴検査装置用高周波コイ
ル。1. A magnetic field generating means for a static magnetic field, a gradient magnetic field and a high frequency magnetic field, a signal detecting means for detecting a nuclear magnetic resonance signal from an inspection target, a computer for calculating a detection signal of the signal detecting means, and In an inspection apparatus using nuclear magnetic resonance having an output means for calculation by a computer, at least one of the means for generating the high-frequency magnetic field and the signal detecting means for detecting the nuclear magnetic resonance signal has a cylindrical shape on a substantially cylindrical surface. Conductive segments (verticals) respectively provided at a plurality of positions along the axis of, and a pair of conductive loop elements (first and second) provided at both ends of the plurality of verticals.
Wing) and a pair of conductive loop elements (first and second guard rings) each of which is composed of a ring-shaped conductor plate capacitively coupled to the first and second wings, respectively. And a pair of conductive loop elements (third, third, ring-shaped conductor plates respectively capacitively coupled to the first and second guard rings and the first and second wings in the middle). A high-frequency coil for a nuclear magnetic resonance inspection apparatus, which has a fourth guard ring).
波コイルに於いて、前記円筒の軸を中心に９０度毎の回
転対称の構造と成るように、前記バーチカルを配設した
ことを特徴とする核磁気共鳴検査装置用高周波コイル。2. The high frequency coil for a nuclear magnetic resonance examination apparatus according to claim 1, wherein the vertical is arranged so as to have a rotationally symmetric structure at every 90 degrees about the axis of the cylinder. A high-frequency coil for nuclear magnetic resonance inspection equipment.
置用高周波コイルに於いて、前記第１から第４のガード
リングの少なくとも一つは、前記傾斜磁場を発生する手
段の内側に配置したファラデーシールドと等電位になる
手段を有することを特徴とする核磁気共鳴検査装置用高
周波コイル。3. The high frequency coil for a nuclear magnetic resonance inspection apparatus according to claim 1, wherein at least one of the first to fourth guard rings is arranged inside the means for generating the gradient magnetic field. A high-frequency coil for a nuclear magnetic resonance examination apparatus, characterized in that it has means for making the electric potential equal to that of the Faraday shield.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5208209A JPH0739539A (en) | 1993-08-02 | 1993-08-02 | High frequency coil to be used for apparatus for examination by magnetic resonance |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5208209A JPH0739539A (en) | 1993-08-02 | 1993-08-02 | High frequency coil to be used for apparatus for examination by magnetic resonance |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0739539A true JPH0739539A (en) | 1995-02-10 |
Family
ID=16552483
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5208209A Pending JPH0739539A (en) | 1993-08-02 | 1993-08-02 | High frequency coil to be used for apparatus for examination by magnetic resonance |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0739539A (en) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008055169A (en) * | 2006-08-30 | 2008-03-13 | Siemens Ag | Separating wall for interrupting patient from antenna structure of magnetic resonance tomography imaging apparatus |
| WO2009094040A1 (en) * | 2008-01-25 | 2009-07-30 | Varian, Inc | Differential tuning of quadrature modes of a magnetic resonance coil |
| KR101503494B1 (en) * | 2013-09-05 | 2015-03-16 | 삼성전자주식회사 | Magnetic resonance imaging system comprising the same |
| JP2020134415A (en) * | 2019-02-22 | 2020-08-31 | スミダコーポレーション株式会社 | Measuring apparatus |
-
1993
- 1993-08-02 JP JP5208209A patent/JPH0739539A/en active Pending
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|---|---|---|---|---|
| JP2008055169A (en) * | 2006-08-30 | 2008-03-13 | Siemens Ag | Separating wall for interrupting patient from antenna structure of magnetic resonance tomography imaging apparatus |
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| KR101503494B1 (en) * | 2013-09-05 | 2015-03-16 | 삼성전자주식회사 | Magnetic resonance imaging system comprising the same |
| US9702948B2 (en) | 2013-09-05 | 2017-07-11 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Magnetic resonance imaging system including radio frequency coil |
| JP2020134415A (en) * | 2019-02-22 | 2020-08-31 | スミダコーポレーション株式会社 | Measuring apparatus |
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