JPH11225993A - Ｍｒｉシステムのコイル装置 - Google Patents
Ｍｒｉシステムのコイル装置Info
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- JPH11225993A JPH11225993A JP10037748A JP3774898A JPH11225993A JP H11225993 A JPH11225993 A JP H11225993A JP 10037748 A JP10037748 A JP 10037748A JP 3774898 A JP3774898 A JP 3774898A JP H11225993 A JPH11225993 A JP H11225993A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】従来配置していた、傾斜磁場コイルとＲＦコイ
ル間のＲＦシールドを不要にし、高速撮像に好適なＭＲ
Ｉシステムのコイル装置を提供する。 【解決手段】診断用空間に静磁場を発生させる磁石１１
と、静磁場に重畳させる傾斜磁場パルスを発生させる傾
斜磁場コイル１２と、被検体との間で高周波パルス信号
を送受するＲＦコイル１３とを備えたＭＲＩシステムの
ガントリ１（コイル装置）である。傾斜磁場コイル１２
を能動（自己）遮蔽型傾斜磁場コイルで構成する。ＲＦ
コイル１３を能動遮蔽型傾斜磁場コイルの外径側に装備
する。能動遮蔽型傾斜磁場コイルは、高周波磁場信号的
には実質的に透明状態に構成する。これにより、ＲＦコ
イル１３と能動遮蔽型傾斜磁場コイルとの間のＲＦシー
ルドが不要になる。傾斜磁場コイル１２は、ＥＰＩ法な
どによる高速撮像に好適である。
ル間のＲＦシールドを不要にし、高速撮像に好適なＭＲ
Ｉシステムのコイル装置を提供する。 【解決手段】診断用空間に静磁場を発生させる磁石１１
と、静磁場に重畳させる傾斜磁場パルスを発生させる傾
斜磁場コイル１２と、被検体との間で高周波パルス信号
を送受するＲＦコイル１３とを備えたＭＲＩシステムの
ガントリ１（コイル装置）である。傾斜磁場コイル１２
を能動（自己）遮蔽型傾斜磁場コイルで構成する。ＲＦ
コイル１３を能動遮蔽型傾斜磁場コイルの外径側に装備
する。能動遮蔽型傾斜磁場コイルは、高周波磁場信号的
には実質的に透明状態に構成する。これにより、ＲＦコ
イル１３と能動遮蔽型傾斜磁場コイルとの間のＲＦシー
ルドが不要になる。傾斜磁場コイル１２は、ＥＰＩ法な
どによる高速撮像に好適である。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、ＭＲＩ（磁気共鳴
イメージング）システムのコイル装置に係り、とくに、
傾斜磁場コイルとＲＦコイルとの間の磁気的干渉を実質
的に排除したのと等価であり、かつ超高速撮像にも好適
なコイル装置に関する。
イメージング）システムのコイル装置に係り、とくに、
傾斜磁場コイルとＲＦコイルとの間の磁気的干渉を実質
的に排除したのと等価であり、かつ超高速撮像にも好適
なコイル装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】医療用のＭＲＩシステムは、周知の如
く、被検体の原子核スピンの磁気共鳴現象を利用して被
検体の断層像を撮影したり、ＮＭＲスペクトル計測を行
うシステムである。このＭＲＩシステムは、通常、被検
体を挿入・配置する略円筒状の診断用開口部を有するガ
ントリを備える。ガントリには、コイル装置の構成要素
として、診断用開口部に静磁場を発生させるための静磁
場磁石、静磁場に重畳する傾斜磁場パルスを発生させる
ための傾斜磁場コイル、および被検体との間で高周波パ
ルス信号（ＭＲ信号を含む）の送受を行うための全身用
のＲＦコイルを備える。
く、被検体の原子核スピンの磁気共鳴現象を利用して被
検体の断層像を撮影したり、ＮＭＲスペクトル計測を行
うシステムである。このＭＲＩシステムは、通常、被検
体を挿入・配置する略円筒状の診断用開口部を有するガ
ントリを備える。ガントリには、コイル装置の構成要素
として、診断用開口部に静磁場を発生させるための静磁
場磁石、静磁場に重畳する傾斜磁場パルスを発生させる
ための傾斜磁場コイル、および被検体との間で高周波パ
ルス信号（ＭＲ信号を含む）の送受を行うための全身用
のＲＦコイルを備える。
【０００３】このコイル構造の概略配置を図３に示す。
同図は診断用開口部ＯＰの軸方向断面の片方半分のみの
概略構造を示す。Ｚ軸は診断用開口部ＯＰの軸方向中心
を貫く中心軸で、通常、被検体としての患者の体軸方向
と一致させる。この中心軸Ｚを同軸とするように、静磁
場磁石１０１、傾斜磁場コイル１０２、およびＲＦコイ
ル１０３が内側に向かって順に配設されている。傾斜磁
場コイル１０１には所望のパルスシーケンスにしたがっ
てパルス状の電流が順次供給され、これにより傾斜磁場
パルスが発生して、静磁場に重畳される。また、ＲＦコ
イル１０３には静磁場強度に応じたラーモア周波数の高
周波電流が電源から供給され、高周波磁場信号が被検体
に送信されるとともに、被検体から生じたラーモア周波
数のＭＲ信号がＲＦコイル１０３により受信される。
同図は診断用開口部ＯＰの軸方向断面の片方半分のみの
概略構造を示す。Ｚ軸は診断用開口部ＯＰの軸方向中心
を貫く中心軸で、通常、被検体としての患者の体軸方向
と一致させる。この中心軸Ｚを同軸とするように、静磁
場磁石１０１、傾斜磁場コイル１０２、およびＲＦコイ
ル１０３が内側に向かって順に配設されている。傾斜磁
場コイル１０１には所望のパルスシーケンスにしたがっ
てパルス状の電流が順次供給され、これにより傾斜磁場
パルスが発生して、静磁場に重畳される。また、ＲＦコ
イル１０３には静磁場強度に応じたラーモア周波数の高
周波電流が電源から供給され、高周波磁場信号が被検体
に送信されるとともに、被検体から生じたラーモア周波
数のＭＲ信号がＲＦコイル１０３により受信される。
【０００４】また、傾斜磁場コイル１０２とＲＦコイル
１０３との間には、ＲＦシールド１０４と呼ばれるシー
ルド体を設置している。ＲＦシールド１０４が無い場
合、ＲＦコイル１０３から送信された高周波磁場パルス
の磁場雰囲気中に傾斜磁場コイル１０２が存在するた
め、その高周波磁場パルスの磁気エネルギの一部が傾斜
磁場コイル１０３に伝わり、誘電体損として消費されて
しまう。そこで、傾斜磁場コイル１０２とＲＦコイル１
０３との間の磁気的干渉を防止または抑制するため、Ｒ
Ｆシールド１０４を設けている。
１０３との間には、ＲＦシールド１０４と呼ばれるシー
ルド体を設置している。ＲＦシールド１０４が無い場
合、ＲＦコイル１０３から送信された高周波磁場パルス
の磁場雰囲気中に傾斜磁場コイル１０２が存在するた
め、その高周波磁場パルスの磁気エネルギの一部が傾斜
磁場コイル１０３に伝わり、誘電体損として消費されて
しまう。そこで、傾斜磁場コイル１０２とＲＦコイル１
０３との間の磁気的干渉を防止または抑制するため、Ｒ
Ｆシールド１０４を設けている。
【０００５】しかし、傾斜磁場コイル１０２から磁気的
に見た場合、ＲＦシールド１０４が磁気的負荷として存
在することになる。このため、傾斜磁場パルスに因る渦
電流がＲＦシールド１０４に発生する。この渦電流は一
般に時定数の長い電流であるから、傾斜磁場パルスのよ
うに立上がりの早いパルス電流を印加する場合、次のパ
ルス印加まで長時間待たなければならない。そこで、時
定数を短くするため、ＲＦシールド１０４にスリットを
形成するなどの対策が講じられている。
に見た場合、ＲＦシールド１０４が磁気的負荷として存
在することになる。このため、傾斜磁場パルスに因る渦
電流がＲＦシールド１０４に発生する。この渦電流は一
般に時定数の長い電流であるから、傾斜磁場パルスのよ
うに立上がりの早いパルス電流を印加する場合、次のパ
ルス印加まで長時間待たなければならない。そこで、時
定数を短くするため、ＲＦシールド１０４にスリットを
形成するなどの対策が講じられている。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】近年、ＭＲ撮影の高速
化が求められており、その一環として、ＥＰＩ（エコー
プラナーイメージング）法などの超高速撮像法が頻繁に
使用されるようになってきている。この超高速撮像法
を、上述した従来のコイル装置で実施した場合、傾斜磁
場パルスが超高速で反転（立上がり、立下がり）するこ
とから、上述のようにスリットなど、渦電流（渦磁場）
の時定数短縮対策を施したＲＦシールドをもってして
も、超高速撮像法にとっては時定数が依然として大きい
ものになる。このため、どうしても、渦磁場が十分に減
衰するまで待ってから次の傾斜磁場パルスを印加するよ
うにしないと、所期の目的のパルス印加を行うことがで
きない。また、渦磁場が十分に減衰するまで待ったので
は、高速に変化する多数の傾斜磁場パルスを短時間に印
加することはできず、事実上、超高速撮像法を良好な磁
場状態で使用できない。つまり、ＲＦシールドの存在そ
のものが、もはや、超高速撮像法には障害になるという
状況にあった。
化が求められており、その一環として、ＥＰＩ（エコー
プラナーイメージング）法などの超高速撮像法が頻繁に
使用されるようになってきている。この超高速撮像法
を、上述した従来のコイル装置で実施した場合、傾斜磁
場パルスが超高速で反転（立上がり、立下がり）するこ
とから、上述のようにスリットなど、渦電流（渦磁場）
の時定数短縮対策を施したＲＦシールドをもってして
も、超高速撮像法にとっては時定数が依然として大きい
ものになる。このため、どうしても、渦磁場が十分に減
衰するまで待ってから次の傾斜磁場パルスを印加するよ
うにしないと、所期の目的のパルス印加を行うことがで
きない。また、渦磁場が十分に減衰するまで待ったので
は、高速に変化する多数の傾斜磁場パルスを短時間に印
加することはできず、事実上、超高速撮像法を良好な磁
場状態で使用できない。つまり、ＲＦシールドの存在そ
のものが、もはや、超高速撮像法には障害になるという
状況にあった。
【０００７】本発明は、上述した従来技術に伴う困難な
状況を打破すべくなされたもので、ＲＦシールドを使用
することに因って超高速撮像法を使用できない、または
殆ど使用できない、という状況を打破し、超高速撮像法
の有する機能を存分に発揮させたＭＲ撮像を実行させる
コイル装置を提供することを、その目的とする。
状況を打破すべくなされたもので、ＲＦシールドを使用
することに因って超高速撮像法を使用できない、または
殆ど使用できない、という状況を打破し、超高速撮像法
の有する機能を存分に発揮させたＭＲ撮像を実行させる
コイル装置を提供することを、その目的とする。
【０００８】
【課題を解決するための手段】上述した目的を達成する
ため、本発明に係るＭＲＩシステムのコイル装置は、被
検体を配置する診断用空間を有し且つこの診断用空間に
静磁場を発生させる磁石と、この磁石内に装備され且つ
前記静磁場に重畳させる傾斜磁場パルスを発生させる傾
斜磁場コイルと、前記磁石内に装備されかつ前記被検体
との間で高周波パルス信号を送受するＲＦコイルとを備
えたもので、さらに、前記傾斜磁場コイルを能動（自
己）遮蔽型傾斜磁場コイルで構成するとともに、前記Ｒ
Ｆコイルを前記能動遮蔽型傾斜磁場コイルの外径側に装
備し、これにより、前記ＲＦコイルと前記能動遮蔽型傾
斜磁場コイルとの間のＲＦシールドを不要にできること
を特徴とする。
ため、本発明に係るＭＲＩシステムのコイル装置は、被
検体を配置する診断用空間を有し且つこの診断用空間に
静磁場を発生させる磁石と、この磁石内に装備され且つ
前記静磁場に重畳させる傾斜磁場パルスを発生させる傾
斜磁場コイルと、前記磁石内に装備されかつ前記被検体
との間で高周波パルス信号を送受するＲＦコイルとを備
えたもので、さらに、前記傾斜磁場コイルを能動（自
己）遮蔽型傾斜磁場コイルで構成するとともに、前記Ｒ
Ｆコイルを前記能動遮蔽型傾斜磁場コイルの外径側に装
備し、これにより、前記ＲＦコイルと前記能動遮蔽型傾
斜磁場コイルとの間のＲＦシールドを不要にできること
を特徴とする。
【０００９】好適には、前記能動遮蔽型傾斜磁場コイル
は、高周波磁場信号的には実質的に透明状態になるコイ
ル構造を有することである。また好適には、前記傾斜磁
場コイルは、エコープラナーイメージング（ＥＰＩ）法
のパルスシーケンスに基づく傾斜磁場パルスを前記被検
体に供給するためのパルス電流の供給を受けるコイルと
することである。また前記ＲＦコイルは、例えば、前記
被検体の全身領域をカバーする全身用送信ＲＦコイルで
ある。
は、高周波磁場信号的には実質的に透明状態になるコイ
ル構造を有することである。また好適には、前記傾斜磁
場コイルは、エコープラナーイメージング（ＥＰＩ）法
のパルスシーケンスに基づく傾斜磁場パルスを前記被検
体に供給するためのパルス電流の供給を受けるコイルと
することである。また前記ＲＦコイルは、例えば、前記
被検体の全身領域をカバーする全身用送信ＲＦコイルで
ある。
【００１０】
【発明の実施の形態】以下、本発明の１つの実施形態を
図１および２に基づき説明する。
図１および２に基づき説明する。
【００１１】図１には、ＭＲＩ（磁気共鳴イメージン
グ）システムのガントリ１の概略断面を示す。ガントリ
１は本発明のコイル装置を適用したものである。このガ
ントリ１はその全体が略円筒状に形成されており、中心
部のボアが診断用空間ＯＰとして機能し、診断時にはそ
の診断用空間ＯＰ内に被検体Ｐを挿入・配置可能になっ
ている。
グ）システムのガントリ１の概略断面を示す。ガントリ
１は本発明のコイル装置を適用したものである。このガ
ントリ１はその全体が略円筒状に形成されており、中心
部のボアが診断用空間ＯＰとして機能し、診断時にはそ
の診断用空間ＯＰ内に被検体Ｐを挿入・配置可能になっ
ている。
【００１２】ガントリ１は、略円筒状の静磁場用磁石１
１、この磁石１１の診断用空間ＯＰの最も被検体寄りに
配置された略円筒状の傾斜磁場コイル１２、この傾斜磁
場コイル１２の外周側に所定距離離して設置されたＲＦ
コイル１３を備える。ＲＦコイル１３は、ここでは全身
用の送信用のＲＦコイルとして形成・設置されている。
被検体Ｐは図示しない寝台天板に載せられて、傾斜磁場
コイル１２が最終的に形成する診断用空間ＯＰ内に挿入
・配置される。なお、受信用のＲＦコイル１５は被検体
Ｐの診断部位に合わせて、従来と同様に、局所的に置か
れる。
１、この磁石１１の診断用空間ＯＰの最も被検体寄りに
配置された略円筒状の傾斜磁場コイル１２、この傾斜磁
場コイル１２の外周側に所定距離離して設置されたＲＦ
コイル１３を備える。ＲＦコイル１３は、ここでは全身
用の送信用のＲＦコイルとして形成・設置されている。
被検体Ｐは図示しない寝台天板に載せられて、傾斜磁場
コイル１２が最終的に形成する診断用空間ＯＰ内に挿入
・配置される。なお、受信用のＲＦコイル１５は被検体
Ｐの診断部位に合わせて、従来と同様に、局所的に置か
れる。
【００１３】静磁場用磁石１２は、本実施形態では超伝
導磁石で形成されている。つまり、外側の真空容器の中
に、複数個の熱輻射シールド容器および単独の液体ヘリ
ウム容器が収められ、液体ヘリウム容器の内部に超伝導
コイルが巻装・設置されている。
導磁石で形成されている。つまり、外側の真空容器の中
に、複数個の熱輻射シールド容器および単独の液体ヘリ
ウム容器が収められ、液体ヘリウム容器の内部に超伝導
コイルが巻装・設置されている。
【００１４】傾斜磁場コイル１２は、本実施形態では能
動（自己）遮蔽型傾斜磁場コイル（ＡＳＧＣ：Actively
Shielded Gradient Coil ）に形成されている。このコ
イル１２はＸ軸方向、Ｙ軸方向、Ｚ軸方向毎にパルス状
の傾斜磁場を発生させるため、Ｘ，Ｙ，Ｚチャンネル別
々にコイルアセンブリを有し、しかも、そのコイルアセ
ンブリは各チャンネル毎に傾斜磁場を外界に殆ど洩らさ
ないシールド構造になっている。
動（自己）遮蔽型傾斜磁場コイル（ＡＳＧＣ：Actively
Shielded Gradient Coil ）に形成されている。このコ
イル１２はＸ軸方向、Ｙ軸方向、Ｚ軸方向毎にパルス状
の傾斜磁場を発生させるため、Ｘ，Ｙ，Ｚチャンネル別
々にコイルアセンブリを有し、しかも、そのコイルアセ
ンブリは各チャンネル毎に傾斜磁場を外界に殆ど洩らさ
ないシールド構造になっている。
【００１５】具体的には、能動遮蔽型傾斜磁場コイル
（ＡＳＧＣ）１２は図２に示すように、Ｘ，Ｙ，Ｚチャ
ンネルのＸコイルアセンブリ１２Ｘ，Ｙコイルアセンブ
リ１２Ｙ，Ｚコイルアセンブリ１２Ｚがコイル層毎に絶
縁されながら積層され、全体として略円筒状を成してい
る。Ｘコイルアセンブリ１２Ｘ，Ｙコイルアセンブリ１
２ＹおよびＺコイルアセンブリ１２Ｚの各々は、各軸方
向の傾斜磁場を発生するメインコイル（図２中の内周側
コイル）と、このメインコイルの巻線部が発生する傾斜
磁場（パルス）を磁気的に外界に洩らさないようにシー
ルドするシールドコイル（図２中の外側コイル）とを備
える。
（ＡＳＧＣ）１２は図２に示すように、Ｘ，Ｙ，Ｚチャ
ンネルのＸコイルアセンブリ１２Ｘ，Ｙコイルアセンブ
リ１２Ｙ，Ｚコイルアセンブリ１２Ｚがコイル層毎に絶
縁されながら積層され、全体として略円筒状を成してい
る。Ｘコイルアセンブリ１２Ｘ，Ｙコイルアセンブリ１
２ＹおよびＺコイルアセンブリ１２Ｚの各々は、各軸方
向の傾斜磁場を発生するメインコイル（図２中の内周側
コイル）と、このメインコイルの巻線部が発生する傾斜
磁場（パルス）を磁気的に外界に洩らさないようにシー
ルドするシールドコイル（図２中の外側コイル）とを備
える。
【００１６】Ｘコイルアセンブリ１２Ｘのメインコイル
およびシールドコイルのそれぞれは、ボビンにサドル形
に巻装された対向するコイル素子の組を複数組を有す
る。このコイル素子のそれぞれはＸチャンネルの傾斜磁
場電源に接続され、メインコイルおよびシールドコイル
で互いに反対向きの電流が供給される。Ｙコイルアセン
ブリ１２Ｙは、ＸコイルアセンブリのそれをＺ軸の回り
に９０度回転させたものである。Ｚコイルアセンブリ１
２Ｚのメインコイルおよびシールドコイルのそれぞれ
は、ボビンにソレノイド形（螺旋形）に巻装された縦列
配置のコイル素子の組を有する。このコイル素子のそれ
ぞれはＺチャンネルの傾斜磁場電源に接続され、メイン
コイルおよびシールドコイルで互いに反対向きの電流が
供給される。
およびシールドコイルのそれぞれは、ボビンにサドル形
に巻装された対向するコイル素子の組を複数組を有す
る。このコイル素子のそれぞれはＸチャンネルの傾斜磁
場電源に接続され、メインコイルおよびシールドコイル
で互いに反対向きの電流が供給される。Ｙコイルアセン
ブリ１２Ｙは、ＸコイルアセンブリのそれをＺ軸の回り
に９０度回転させたものである。Ｚコイルアセンブリ１
２Ｚのメインコイルおよびシールドコイルのそれぞれ
は、ボビンにソレノイド形（螺旋形）に巻装された縦列
配置のコイル素子の組を有する。このコイル素子のそれ
ぞれはＺチャンネルの傾斜磁場電源に接続され、メイン
コイルおよびシールドコイルで互いに反対向きの電流が
供給される。
【００１７】これにより、傾斜磁場コイル１２は、その
内部には各チャンネルごとに線形の磁場パルスを発生さ
せることができるとともに、その外部には殆ど磁場を漏
らさないことになる。
内部には各チャンネルごとに線形の磁場パルスを発生さ
せることができるとともに、その外部には殆ど磁場を漏
らさないことになる。
【００１８】また、傾斜磁場コイル１２のＸコイルアセ
ンブリ１２Ｘ、Ｙコイルアセンブリ１２Ｙ、およびＺコ
イルアセンブリ１２Ｚを製造するに際し、コイル素子に
は、極力細い導体を用い、かつボビンや含浸材に比誘電
率の小さい材料（例えばエポキシ系樹脂）を用いてい
る。これにより、ＲＦコイル１３から傾斜磁場コイル１
２をみた場合、高周波磁場的には、傾斜磁場コイル１２
が殆ど透明の状態（すなわち、傾斜磁場コイル１２は殆
ど存在しないのと等価であると見做すことができ、傾斜
磁場コイル１２が殆ど負荷にはならない状態）が得られ
る。
ンブリ１２Ｘ、Ｙコイルアセンブリ１２Ｙ、およびＺコ
イルアセンブリ１２Ｚを製造するに際し、コイル素子に
は、極力細い導体を用い、かつボビンや含浸材に比誘電
率の小さい材料（例えばエポキシ系樹脂）を用いてい
る。これにより、ＲＦコイル１３から傾斜磁場コイル１
２をみた場合、高周波磁場的には、傾斜磁場コイル１２
が殆ど透明の状態（すなわち、傾斜磁場コイル１２は殆
ど存在しないのと等価であると見做すことができ、傾斜
磁場コイル１２が殆ど負荷にはならない状態）が得られ
る。
【００１９】このように、外側には殆ど磁場を漏らさな
い能動遮蔽型の傾斜磁場コイル１２を、磁気的には殆ど
透明状態と見做すことができる構造にしたので、傾斜磁
場コイル１２とＲＦコイル１３との間には磁気的結合が
殆ど無い。したがって、ＲＦコイル１３を傾斜磁場コイ
ル１２の外周側に配置することができる。同時に、従来
のようにＲＦシールドを両コイル間に置く必要もない。
ＲＦシールドを置かなくても、傾斜磁場コイル１２は各
チャンネルの傾斜磁場パルスを送信することができ、ま
たＲＦコイル１３は高周波パルス信号を送信することが
できる。被検体ＰからのＭＲ信号は受信ＲＦコイル１５
により受信される。
い能動遮蔽型の傾斜磁場コイル１２を、磁気的には殆ど
透明状態と見做すことができる構造にしたので、傾斜磁
場コイル１２とＲＦコイル１３との間には磁気的結合が
殆ど無い。したがって、ＲＦコイル１３を傾斜磁場コイ
ル１２の外周側に配置することができる。同時に、従来
のようにＲＦシールドを両コイル間に置く必要もない。
ＲＦシールドを置かなくても、傾斜磁場コイル１２は各
チャンネルの傾斜磁場パルスを送信することができ、ま
たＲＦコイル１３は高周波パルス信号を送信することが
できる。被検体ＰからのＭＲ信号は受信ＲＦコイル１５
により受信される。
【００２０】したがって、ＲＦシールドを使用しなくて
も済むので、従来、ＲＦシールド自体が存在していたこ
とに因って生じていた不都合を回避できる。すなわち、
近年多用されているＥＰＩ法などの超高速撮像法を用い
て、高速に反転する傾斜磁場パルスを印加した場合で
も、従来のような渦電流発生に伴うサンプリングの遅れ
などの心配も無く、高速反転の傾斜磁場パルスがそのま
ま被検体に送信される。このため、高速撮像シーケンス
の持っている機能をフルに発揮させることができ、高速
ＭＲイメージングが可能になる。当然に、高速性を重視
しないパルスシーケンスを使ったＭＲイメージングも問
題無く実行できる。ＲＦシールドを設けなくても済む
分、製造工程も少なくなる。
も済むので、従来、ＲＦシールド自体が存在していたこ
とに因って生じていた不都合を回避できる。すなわち、
近年多用されているＥＰＩ法などの超高速撮像法を用い
て、高速に反転する傾斜磁場パルスを印加した場合で
も、従来のような渦電流発生に伴うサンプリングの遅れ
などの心配も無く、高速反転の傾斜磁場パルスがそのま
ま被検体に送信される。このため、高速撮像シーケンス
の持っている機能をフルに発揮させることができ、高速
ＭＲイメージングが可能になる。当然に、高速性を重視
しないパルスシーケンスを使ったＭＲイメージングも問
題無く実行できる。ＲＦシールドを設けなくても済む
分、製造工程も少なくなる。
【００２１】なお、本発明を実施するＲＦコイルは、上
述した実施形態のように、全身用の送信ＲＦコイルであ
る場合に限定されることなく、全身用の送受信兼用のＲ
Ｆコイルであってもよい。また、必ずしも全身用でなく
てもよく、局所的な送信ＲＦコイルであってもよい。
述した実施形態のように、全身用の送信ＲＦコイルであ
る場合に限定されることなく、全身用の送受信兼用のＲ
Ｆコイルであってもよい。また、必ずしも全身用でなく
てもよく、局所的な送信ＲＦコイルであってもよい。
【００２２】
【発明の効果】以上説明したように、本発明に係るＭＲ
Ｉシステムのコイル装置によれば、傾斜磁場コイルを能
動（自己）遮蔽型傾斜磁場コイルで構成するとともに、
ＲＦコイルを能動遮蔽型傾斜磁場コイルの外径側に装備
する構成にし、好適には、能動遮蔽型傾斜磁場コイル
を、高周波磁場信号的には実質的に透明状態になるコイ
ル構造にしたため、従来設置していたＲＦコイルと能動
遮蔽型傾斜磁場コイルとの間のＲＦシールドが不要にな
る。この結果、従来、ＲＦシールドを存在させていたこ
とに因る、傾斜磁場パルスに起因したＲＦシールド中の
渦電流の発生に伴うサンプリング遅れの問題を殆ど完全
に解消できる。すなわち、そのような渦電流（渦磁場）
が十分に減衰するまで待たなければならないといった待
ち時間が不要になるから、ＥＰＩ法などの高速撮像イメ
ージングにも好適で、かかる高速性を存分に発揮させた
ＭＲイメージングが行うことができる。
Ｉシステムのコイル装置によれば、傾斜磁場コイルを能
動（自己）遮蔽型傾斜磁場コイルで構成するとともに、
ＲＦコイルを能動遮蔽型傾斜磁場コイルの外径側に装備
する構成にし、好適には、能動遮蔽型傾斜磁場コイル
を、高周波磁場信号的には実質的に透明状態になるコイ
ル構造にしたため、従来設置していたＲＦコイルと能動
遮蔽型傾斜磁場コイルとの間のＲＦシールドが不要にな
る。この結果、従来、ＲＦシールドを存在させていたこ
とに因る、傾斜磁場パルスに起因したＲＦシールド中の
渦電流の発生に伴うサンプリング遅れの問題を殆ど完全
に解消できる。すなわち、そのような渦電流（渦磁場）
が十分に減衰するまで待たなければならないといった待
ち時間が不要になるから、ＥＰＩ法などの高速撮像イメ
ージングにも好適で、かかる高速性を存分に発揮させた
ＭＲイメージングが行うことができる。
【図１】本発明のコイル装置を実施したＭＲＩシステム
のガントリの概略断面図。
のガントリの概略断面図。
【図２】傾斜磁場コイルとしての能動遮蔽型傾斜磁場コ
イルのＺ軸方向に直交する面（図１中のＩＩ−ＩＩ線に
沿った破断した面）の概略断面図。
イルのＺ軸方向に直交する面（図１中のＩＩ−ＩＩ線に
沿った破断した面）の概略断面図。
【図３】従来のガントリのコイル配置状況を説明する
図。
図。
１ ＭＲＩシステムのガントリ（コイル装置） １１ 静磁場用磁石 １２ 傾斜磁場コイル（能動遮蔽型傾斜磁場コイル） １３ ＲＦコイル（全身用送信ＲＦコイル） Ｐ 被検体
Claims (4)
- 【請求項１】 被検体を配置する診断用空間を有し且つ
この診断用空間に静磁場を発生させる磁石と、この磁石
内に装備され且つ前記静磁場に重畳させる傾斜磁場パル
スを発生させる傾斜磁場コイルと、前記磁石内に装備さ
れかつ前記被検体との間で高周波パルス信号を送受する
ＲＦコイルとを備えたＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）
システムのコイル装置において、 前記傾斜磁場コイルを能動（自己）遮蔽型傾斜磁場コイ
ルで構成するとともに、前記ＲＦコイルを前記能動遮蔽
型傾斜磁場コイルの外径側に装備し、これにより、前記
ＲＦコイルと前記能動遮蔽型傾斜磁場コイルとの間のＲ
Ｆシールドを不要にできることを特徴としたＭＲＩシス
テムのコイル装置。 - 【請求項２】 前記能動遮蔽型傾斜磁場コイルは、高周
波磁場信号的には実質的に透明状態になるコイル構造を
有する請求項１記載のＭＲＩシステムのコイル装置。 - 【請求項３】 前記傾斜磁場コイルは、エコープラナー
イメージング（ＥＰＩ）法のパルスシーケンスに基づく
傾斜磁場パルスを前記被検体に供給するためのパルス電
流の供給を受けるコイルである請求項２記載のＭＲＩシ
ステムのコイル装置。 - 【請求項４】 前記ＲＦコイルは、前記被検体の全身領
域をカバーする全身用送信ＲＦコイルである請求項３記
載のＭＲＩシステムのコイル装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10037748A JPH11225993A (ja) | 1998-02-19 | 1998-02-19 | Ｍｒｉシステムのコイル装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10037748A JPH11225993A (ja) | 1998-02-19 | 1998-02-19 | Ｍｒｉシステムのコイル装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11225993A true JPH11225993A (ja) | 1999-08-24 |
Family
ID=12506107
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10037748A Pending JPH11225993A (ja) | 1998-02-19 | 1998-02-19 | Ｍｒｉシステムのコイル装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH11225993A (ja) |
-
1998
- 1998-02-19 JP JP10037748A patent/JPH11225993A/ja active Pending
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