JPH0654826A - Ｒｆプローブ及びｍｒｉ装置 - Google Patents
Ｒｆプローブ及びｍｒｉ装置Info
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- JPH0654826A JPH0654826A JP4210071A JP21007192A JPH0654826A JP H0654826 A JPH0654826 A JP H0654826A JP 4210071 A JP4210071 A JP 4210071A JP 21007192 A JP21007192 A JP 21007192A JP H0654826 A JPH0654826 A JP H0654826A
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- Japan
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- coil
- magnetic field
- electromagnetic shield
- probe
- coils
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 超高速撮像や、２重同調プローブで複数個の
プローブを用いるときの画質劣化を改善するＲＦプロー
ブおよびＭＲＩ装置を提供する。 【構成】 静磁場を発生する磁石と、傾斜磁場を形成す
るための傾斜磁場コイルと、これら磁場中に置かれた被
検体のＭＲＩ信号を得るために、ＭＲ周波数の信号を送
受信するＲＦプローブを有するＭＲＩ装置において、第
１の傾斜磁場コイル３と、第１の傾斜磁場コイル３の内
部に配置された第１のＲＦコイル５と、第１のＲＦコイ
ルの内部に配置された第２の傾斜磁場コイル６と、第２
の傾斜磁場コイル６の内部に配置された第２のＲＦコイ
ル７を配置しかつ、第２のＲＦコイル７と第２の傾斜磁
場コイル６の間に、電磁シールド７２を配置する。 【効果】 第１と第２のＲＦコイルの結合が除去され感
度低下が抑制される。
プローブを用いるときの画質劣化を改善するＲＦプロー
ブおよびＭＲＩ装置を提供する。 【構成】 静磁場を発生する磁石と、傾斜磁場を形成す
るための傾斜磁場コイルと、これら磁場中に置かれた被
検体のＭＲＩ信号を得るために、ＭＲ周波数の信号を送
受信するＲＦプローブを有するＭＲＩ装置において、第
１の傾斜磁場コイル３と、第１の傾斜磁場コイル３の内
部に配置された第１のＲＦコイル５と、第１のＲＦコイ
ルの内部に配置された第２の傾斜磁場コイル６と、第２
の傾斜磁場コイル６の内部に配置された第２のＲＦコイ
ル７を配置しかつ、第２のＲＦコイル７と第２の傾斜磁
場コイル６の間に、電磁シールド７２を配置する。 【効果】 第１と第２のＲＦコイルの結合が除去され感
度低下が抑制される。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は核磁気共鳴（ＭＲＩ）装
置用ＲＦプローブ及びＭＲＩ装置に関する。
置用ＲＦプローブ及びＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】近年超高速撮像が可能なエコープラナー
法が各所で検討されている。この方法の実現には、強力
な傾斜磁場が必要なため、通常撮影用の傾斜磁場コイル
では実現が困難である。そこで、超高速撮像を行うとき
だけ、強力な小型傾斜磁場コイルを通常の傾斜磁場コイ
ルの内側に別途設置して撮像する方法が提案されてい
る。このような構成のＭＲＩ装置では小型傾斜磁場のさ
らに内側に超高速撮像専用のＲＦプローブを用いる。一
般に広く使われているＲＦプローブとしてはスロッティ
ドチューブレゾネータやマルチプルエレメントレゾネー
タ（バードケージレゾネータとも呼ばれる）があり、こ
れらは、ＵＳＰ４８２５１６３や特開昭６１−９５２３
４号公報で開示されている。傾斜磁場用シールドを有す
るＲＦプローブは、例えば特開昭５８−３９９３９号公
報に開示されている。小型傾斜磁場とともに用いるＲＦ
プローブの使用例はラジオロジー（ Radiology ）、第
１８１巻、３９３頁から３９７頁に報告されている。
法が各所で検討されている。この方法の実現には、強力
な傾斜磁場が必要なため、通常撮影用の傾斜磁場コイル
では実現が困難である。そこで、超高速撮像を行うとき
だけ、強力な小型傾斜磁場コイルを通常の傾斜磁場コイ
ルの内側に別途設置して撮像する方法が提案されてい
る。このような構成のＭＲＩ装置では小型傾斜磁場のさ
らに内側に超高速撮像専用のＲＦプローブを用いる。一
般に広く使われているＲＦプローブとしてはスロッティ
ドチューブレゾネータやマルチプルエレメントレゾネー
タ（バードケージレゾネータとも呼ばれる）があり、こ
れらは、ＵＳＰ４８２５１６３や特開昭６１−９５２３
４号公報で開示されている。傾斜磁場用シールドを有す
るＲＦプローブは、例えば特開昭５８−３９９３９号公
報に開示されている。小型傾斜磁場とともに用いるＲＦ
プローブの使用例はラジオロジー（ Radiology ）、第
１８１巻、３９３頁から３９７頁に報告されている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】従来、これらのＲＦプ
ローブの性能は必ずしも最適化されておらず、ルーチン
の臨床診断への応用には適さなかった。すなわち性能が
悪かったり、使い勝手が悪いなどの問題があった。本発
明の目的は、超高速撮像や、２重同調プローブで複数個
のプローブを用いるときの画質劣化、装置の使い勝手の
改善を実現することにある。
ローブの性能は必ずしも最適化されておらず、ルーチン
の臨床診断への応用には適さなかった。すなわち性能が
悪かったり、使い勝手が悪いなどの問題があった。本発
明の目的は、超高速撮像や、２重同調プローブで複数個
のプローブを用いるときの画質劣化、装置の使い勝手の
改善を実現することにある。
【０００４】
【課題を解決するための手段】複数のＲＦコイルからな
るＲＦプローブにおいて、少なくとも、これらコイル間
の電磁結合を除去する電磁シールドをこれらコイル間に
配置する。複数のＲＦコイルは、少なくとも磁場発生領
域が広い第１のコイルと磁場発生領域が狭い第２のコイ
ルを有し、電磁シールドは第２のコイルの筐体に設置さ
れている。ことを特徴とする請求項１に記載のＲＦプロ
ーブ。この第２のコイルは、高周波的にフローティング
でありかつ、電磁シールドは高周波的に接地電位とす
る。また、複数のＲＦコイルのそれぞれのＲＦコイルの
共振周波数が互いに異なるようにする。あるいは、ＲＦ
信号を送受するＲＦコイルとこのＲＦコイルを支持する
筐体からなるＲＦプローブにおいて、ＲＦコイルは高周
波的にフローティングであり、かつ筐体に電磁シールド
が形成され、かつこの電磁シールドは接地電位にし、Ｒ
Ｆコイルは、誘導結合給受電されるマルチプルエレメン
トレゾネータとする。電磁シールドは非円柱構造であ
り、かつ四極対称性を有する柱状構造とする。少なくと
も静磁場を発生する磁石と、傾斜磁場を形成するための
第１の傾斜磁場コイルと、これら磁場中に置かれた被検
体のＭＲＩ信号を得るために、核磁気共鳴周波数の信号
を送受信する第１のＲＦコイルを有するＭＲＩ装置にお
いて、第１のＲＦコイルの内部に第２の傾斜磁場コイル
が配置され、この第２の傾斜磁場コイルの内部に第２の
ＲＦコイルが配置され、かつ第２のＲＦコイルと第２の
傾斜磁場コイルの間もしくは第１のＲＦコイルの間に、
電磁シールドが配置され、電磁シールドは第２のコイル
の筐体に設置され、第２のコイルは、高周波的にフロー
ティングであり、電磁シールドは高周波的に接地電位に
する。
るＲＦプローブにおいて、少なくとも、これらコイル間
の電磁結合を除去する電磁シールドをこれらコイル間に
配置する。複数のＲＦコイルは、少なくとも磁場発生領
域が広い第１のコイルと磁場発生領域が狭い第２のコイ
ルを有し、電磁シールドは第２のコイルの筐体に設置さ
れている。ことを特徴とする請求項１に記載のＲＦプロ
ーブ。この第２のコイルは、高周波的にフローティング
でありかつ、電磁シールドは高周波的に接地電位とす
る。また、複数のＲＦコイルのそれぞれのＲＦコイルの
共振周波数が互いに異なるようにする。あるいは、ＲＦ
信号を送受するＲＦコイルとこのＲＦコイルを支持する
筐体からなるＲＦプローブにおいて、ＲＦコイルは高周
波的にフローティングであり、かつ筐体に電磁シールド
が形成され、かつこの電磁シールドは接地電位にし、Ｒ
Ｆコイルは、誘導結合給受電されるマルチプルエレメン
トレゾネータとする。電磁シールドは非円柱構造であ
り、かつ四極対称性を有する柱状構造とする。少なくと
も静磁場を発生する磁石と、傾斜磁場を形成するための
第１の傾斜磁場コイルと、これら磁場中に置かれた被検
体のＭＲＩ信号を得るために、核磁気共鳴周波数の信号
を送受信する第１のＲＦコイルを有するＭＲＩ装置にお
いて、第１のＲＦコイルの内部に第２の傾斜磁場コイル
が配置され、この第２の傾斜磁場コイルの内部に第２の
ＲＦコイルが配置され、かつ第２のＲＦコイルと第２の
傾斜磁場コイルの間もしくは第１のＲＦコイルの間に、
電磁シールドが配置され、電磁シールドは第２のコイル
の筐体に設置され、第２のコイルは、高周波的にフロー
ティングであり、電磁シールドは高周波的に接地電位に
する。
【０００５】
【作用】複数のＲＦコイルからなるＲＦプローブにおい
て、少なくとも、これらコイル間の電磁結合を除去する
電磁シールドをこれらコイル間に配置するので、ＲＦコ
イル間のカップリングが除去でき、プローブの感度低下
が抑制できる。ＲＦプローブ間の電磁結合が無くなり超
高速撮像専用のＲＦプローブの感度が向上する。
て、少なくとも、これらコイル間の電磁結合を除去する
電磁シールドをこれらコイル間に配置するので、ＲＦコ
イル間のカップリングが除去でき、プローブの感度低下
が抑制できる。ＲＦプローブ間の電磁結合が無くなり超
高速撮像専用のＲＦプローブの感度が向上する。
【０００６】
【実施例】本発明を図１に示した実施例を用いて説明す
る。図１はＭＲＩ装置１の模式的断面図である。静磁場
磁石２はｚ軸方向に磁場を発生する超伝導磁石であり、
磁場の強さは１．５Ｔである。磁石のボア２１内側には
第１の傾斜磁場コイル３が設置されている。傾斜磁場コ
イルはｘ、ｙ、ｚ方向に傾斜磁場を発生する。傾斜磁場
の強さは１０ｍＴ／ｍである。傾斜磁場コイルの内側に
は円柱状の銅のシート状電磁シールド４が形成されてい
る。この電磁シールドはシールドの内側から外側に向け
て（あるいは外側から内側に向けて）、低周波電磁波は
通過するが、高周波電磁波は通過しないようになってい
る。電磁シールドの内側には円柱状の第１のＲＦコイル
５が設置されている。このコイルは送信もしくは受信用
に用いられ、装置に固定されている。また、必要に応じ
てデカップリングスイッチによりコイルが電気的に開閉
される。被検体８を通常の方法で撮像するときは、上記
の傾斜磁場コイル３とＲＦコイル５を使って行う。超高
速撮像の場合には、強い傾斜磁場が必要なため図１のよ
うに第２の傾斜磁場コイル６を全身ＲＦコイル５の内側
に設置する。傾斜磁場コイル６は支持体６１によりボア
２１の壁に脱着できる。傾斜磁場コイル６は人体胴体部
が入る程度の楕円柱状で長さは約１ｍである。傾斜磁場
コイル６の内部に第２のＲＦコイル７が配置される。被
検体８は例えば人体頭部であり、この場合ＲＦコイル７
は頭部撮像用シングルコイルである。その形状は直径２
５ｃｍ、長さ２５ｃｍの円柱状で、基本構造は、スロッ
ティドチューブレゾネータあるいは誘導結合給受電によ
る１６エレメントマルチプルエレメントレゾネータであ
る。後者の場合誘導結合給受電なので周囲の影響を受け
にくく６４ＭＨｚのＭＲ周波数でも安定である。誘導結
合給受電はｘ−ｙ平面上の直交する２方向にあるピック
アップコイル７３により行われ、ＱＤ送受信される。コ
イルの筐体７１はアクリルまたは樹脂などの絶縁材で形
成される。筐体の外壁には電磁シールド７２が接着剤に
より接着してある。電磁シールドの材質は銅メッシュや
銅パンチングメタル、銅箔が適当である。電磁シールド
７２はＭＲＩ装置１の筐体を介して接地される。電磁シ
ールド７２は直径３０ｃｍ、長さ３０ｃｍの円柱状であ
る。電磁シールド７２とＲＦコイル７の中心軸は一致し
ている。電磁シールドが接地電位、ＲＦコイル７がフロ
ーティングなのでコイルとシールド間の静電結合が小さ
く、コイルの高周波特性が安定である。また電磁シール
ド７２があるのでＲＦコイル７は外部の据置型ＲＦプロ
ーブ５や傾斜磁場コイル６とも干渉せずノイズの混入が
無い。ＲＦコイル７の感度は、一般に電磁シールド７２
の直径が小さくなると低下することが知られている。発
明者らによれば特にピックアップコイル７３の近傍で電
磁シールドが近いと感度低下が大きかった。そこで電磁
シールド７２の形状をピックアップコイル７３の近傍だ
け膨らまして、この感度低下を抑える。更に発明者らの
検討によれば、ｘ−ｙ平面で見た電磁シールド７２の形
状が２つのピックアップコイル７３の各々とｚ軸を含む
平面７５、７６に対して面対称になっていない場合、プ
ローブの感度が低下することが判明した。そこで、電磁
シールド７２の形状を図１のように、直交するピックア
ップコイル７３の各々に対して線対称になるように直交
する４ヵ所に膨らんだ部分を設け、四極対称の構造にす
る。この結果ＲＦコイル７の感度は、電磁シールド７２
の直径（便宜的に内接円の直径とする）が小さいときで
も、ほとんど低下せず、同一直径の円柱状電磁シールド
よりも良好な特性が得られる。
る。図１はＭＲＩ装置１の模式的断面図である。静磁場
磁石２はｚ軸方向に磁場を発生する超伝導磁石であり、
磁場の強さは１．５Ｔである。磁石のボア２１内側には
第１の傾斜磁場コイル３が設置されている。傾斜磁場コ
イルはｘ、ｙ、ｚ方向に傾斜磁場を発生する。傾斜磁場
の強さは１０ｍＴ／ｍである。傾斜磁場コイルの内側に
は円柱状の銅のシート状電磁シールド４が形成されてい
る。この電磁シールドはシールドの内側から外側に向け
て（あるいは外側から内側に向けて）、低周波電磁波は
通過するが、高周波電磁波は通過しないようになってい
る。電磁シールドの内側には円柱状の第１のＲＦコイル
５が設置されている。このコイルは送信もしくは受信用
に用いられ、装置に固定されている。また、必要に応じ
てデカップリングスイッチによりコイルが電気的に開閉
される。被検体８を通常の方法で撮像するときは、上記
の傾斜磁場コイル３とＲＦコイル５を使って行う。超高
速撮像の場合には、強い傾斜磁場が必要なため図１のよ
うに第２の傾斜磁場コイル６を全身ＲＦコイル５の内側
に設置する。傾斜磁場コイル６は支持体６１によりボア
２１の壁に脱着できる。傾斜磁場コイル６は人体胴体部
が入る程度の楕円柱状で長さは約１ｍである。傾斜磁場
コイル６の内部に第２のＲＦコイル７が配置される。被
検体８は例えば人体頭部であり、この場合ＲＦコイル７
は頭部撮像用シングルコイルである。その形状は直径２
５ｃｍ、長さ２５ｃｍの円柱状で、基本構造は、スロッ
ティドチューブレゾネータあるいは誘導結合給受電によ
る１６エレメントマルチプルエレメントレゾネータであ
る。後者の場合誘導結合給受電なので周囲の影響を受け
にくく６４ＭＨｚのＭＲ周波数でも安定である。誘導結
合給受電はｘ−ｙ平面上の直交する２方向にあるピック
アップコイル７３により行われ、ＱＤ送受信される。コ
イルの筐体７１はアクリルまたは樹脂などの絶縁材で形
成される。筐体の外壁には電磁シールド７２が接着剤に
より接着してある。電磁シールドの材質は銅メッシュや
銅パンチングメタル、銅箔が適当である。電磁シールド
７２はＭＲＩ装置１の筐体を介して接地される。電磁シ
ールド７２は直径３０ｃｍ、長さ３０ｃｍの円柱状であ
る。電磁シールド７２とＲＦコイル７の中心軸は一致し
ている。電磁シールドが接地電位、ＲＦコイル７がフロ
ーティングなのでコイルとシールド間の静電結合が小さ
く、コイルの高周波特性が安定である。また電磁シール
ド７２があるのでＲＦコイル７は外部の据置型ＲＦプロ
ーブ５や傾斜磁場コイル６とも干渉せずノイズの混入が
無い。ＲＦコイル７の感度は、一般に電磁シールド７２
の直径が小さくなると低下することが知られている。発
明者らによれば特にピックアップコイル７３の近傍で電
磁シールドが近いと感度低下が大きかった。そこで電磁
シールド７２の形状をピックアップコイル７３の近傍だ
け膨らまして、この感度低下を抑える。更に発明者らの
検討によれば、ｘ−ｙ平面で見た電磁シールド７２の形
状が２つのピックアップコイル７３の各々とｚ軸を含む
平面７５、７６に対して面対称になっていない場合、プ
ローブの感度が低下することが判明した。そこで、電磁
シールド７２の形状を図１のように、直交するピックア
ップコイル７３の各々に対して線対称になるように直交
する４ヵ所に膨らんだ部分を設け、四極対称の構造にす
る。この結果ＲＦコイル７の感度は、電磁シールド７２
の直径（便宜的に内接円の直径とする）が小さいときで
も、ほとんど低下せず、同一直径の円柱状電磁シールド
よりも良好な特性が得られる。
【０００７】本実施例ではＲＦコイル７と電磁シールド
７２が一体構造なので臨床診断で重要な設置性が向上す
る。また、ＲＦコイル７は支持体７４で傾斜磁場コイル
６に着脱できる。ＲＦコイル６もしくは傾斜磁場コイル
５はベッド（図示せず）上をスライドさせることでセッ
トできるようそれぞれスライド機構を設けると、コイル
のセッティングが容易にでき、臨床診断の準備時間が短
縮できたり、被検体の位置が移動しないのでより望まし
い。本発明の第２の実施例を図２を用いて説明する。図
２は多重同調ＭＲＩ装置を示している。構成において第
１の実施例と異なる点は、第２の傾斜磁場コイルがない
点である。以下に、本装置の動作と特徴を述べる。第１
のＲＦコイル４は、プロトンイメージング用ＲＦコイル
であり、約６４ＭＨｚで共振する。通常のイメージング
はこのＲＦコイルの内側に被検体７を設置して行う。次
に質量数３１のＰ（リン）のイメージングを行う場合
は、第２のＲＦコイル６を設置して行う。第２のコイル
は約２６ＭＨｚで共振するように設計する。第２のＲＦ
コイルには電磁シールド７２があるので外部の据置型の
プロトンイメージング用ＲＦコイル５と干渉せずノイズ
の混入や、磁場の乱れが無い。被検体８をベッド（図示
せず）上に設置したまま、第２のＲＦコイル７をベッド
上をスライドさせることによりセットできるようＲＦコ
イル７にスライド機構を設けると、被検体８を移動する
こと無くＲＦコイル７のセッティングができ、臨床診断
の準備時間が短縮できたり、被検体８の位置が移動しな
いのでより望ましい。
７２が一体構造なので臨床診断で重要な設置性が向上す
る。また、ＲＦコイル７は支持体７４で傾斜磁場コイル
６に着脱できる。ＲＦコイル６もしくは傾斜磁場コイル
５はベッド（図示せず）上をスライドさせることでセッ
トできるようそれぞれスライド機構を設けると、コイル
のセッティングが容易にでき、臨床診断の準備時間が短
縮できたり、被検体の位置が移動しないのでより望まし
い。本発明の第２の実施例を図２を用いて説明する。図
２は多重同調ＭＲＩ装置を示している。構成において第
１の実施例と異なる点は、第２の傾斜磁場コイルがない
点である。以下に、本装置の動作と特徴を述べる。第１
のＲＦコイル４は、プロトンイメージング用ＲＦコイル
であり、約６４ＭＨｚで共振する。通常のイメージング
はこのＲＦコイルの内側に被検体７を設置して行う。次
に質量数３１のＰ（リン）のイメージングを行う場合
は、第２のＲＦコイル６を設置して行う。第２のコイル
は約２６ＭＨｚで共振するように設計する。第２のＲＦ
コイルには電磁シールド７２があるので外部の据置型の
プロトンイメージング用ＲＦコイル５と干渉せずノイズ
の混入や、磁場の乱れが無い。被検体８をベッド（図示
せず）上に設置したまま、第２のＲＦコイル７をベッド
上をスライドさせることによりセットできるようＲＦコ
イル７にスライド機構を設けると、被検体８を移動する
こと無くＲＦコイル７のセッティングができ、臨床診断
の準備時間が短縮できたり、被検体８の位置が移動しな
いのでより望ましい。
【０００８】本構成では第１もしくは第２のＲＦコイル
をそれぞれ２重同調コイルにすることが可能である。例
えば、第１のコイルをプロトンと質量数３１のＰ（リ
ン）、第２のコイルを質量数１３のＣ（炭素）と質量数
２３のＮａ（ナトリュウム）とすることができる。この
様にすれば、使い勝手の良い実用的な４重同調プローブ
が実現できる。ここで、それぞれのコイルを２重同調に
する方法は各所で研究、報告されている公知技術を用い
ることができる。上記説明では超伝導磁石を用いたＭＲ
Ｉ装置を取り上げたが、永久磁石によるＭＲＩ装置にも
適用できる。また、ＲＦコイルには円柱状コイルを用い
たが、その他の形状のコイルでも本発明による効果が得
られる。電磁シールドの形状は本発明の範囲で変更が可
能である。傾斜磁場コイルは１実施例を示したものであ
り、その他の形状、他の特性を有するものであってもよ
い。
をそれぞれ２重同調コイルにすることが可能である。例
えば、第１のコイルをプロトンと質量数３１のＰ（リ
ン）、第２のコイルを質量数１３のＣ（炭素）と質量数
２３のＮａ（ナトリュウム）とすることができる。この
様にすれば、使い勝手の良い実用的な４重同調プローブ
が実現できる。ここで、それぞれのコイルを２重同調に
する方法は各所で研究、報告されている公知技術を用い
ることができる。上記説明では超伝導磁石を用いたＭＲ
Ｉ装置を取り上げたが、永久磁石によるＭＲＩ装置にも
適用できる。また、ＲＦコイルには円柱状コイルを用い
たが、その他の形状のコイルでも本発明による効果が得
られる。電磁シールドの形状は本発明の範囲で変更が可
能である。傾斜磁場コイルは１実施例を示したものであ
り、その他の形状、他の特性を有するものであってもよ
い。
【０００９】
【発明の効果】複数のＲＦコイルからなるＲＦプローブ
において、少なくとも、これらコイル間の電磁結合を除
去する電磁シールドをこれらコイル間に配置したことに
よりＲＦコイル間のカップリングが除去でき、プローブ
の感度低下が抑制できる。
において、少なくとも、これらコイル間の電磁結合を除
去する電磁シールドをこれらコイル間に配置したことに
よりＲＦコイル間のカップリングが除去でき、プローブ
の感度低下が抑制できる。
【図１】本発明の一実施例のＭＲＩ装置を示す模式的断
面図。
面図。
【図２】本発明の他の一実施例のＭＲＩ装置を示す模式
的断面図。
的断面図。
１…ＭＲＩ装置、２…静磁場磁石、３…静電シールド、
４、６…傾斜磁場コイル、５、７…ＲＦコイル、８…被
検体。
４、６…傾斜磁場コイル、５、７…ＲＦコイル、８…被
検体。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 9118−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/04 Ｚ 9118−2Ｊ Ｊ (72)発明者 板垣 博幸 東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内 (72)発明者 山本 悦治 東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内
Claims (9)
- 【請求項１】複数のＲＦコイルからなるＲＦプローブに
おいて、少なくとも、これらＲＦコイル間の電磁結合を
除去する電磁シールドを前記複数のＲＦコイルの間に有
することを特徴とするＲＦプローブ。 - 【請求項２】前記複数のＲＦコイルは、少なくとも磁場
発生領域が広い第１のコイルと磁場発生領域が狭い第２
のコイルを有し、前記電磁シールドは第２のコイルの筐
体に設置されていることを特徴とする請求項１に記載の
ＲＦプローブ。 - 【請求項３】前記第２のコイルは、高周波的にフローテ
ィングでありかつ、前記電磁シールドは高周波的に接地
電位であることを特徴とする請求項２に記載のＲＦプロ
ーブ。 - 【請求項４】前記複数のＲＦコイルのそれぞれのＲＦコ
イルの共振周波数が互いに異なることを特徴とする請求
項１に記載のＲＦプローブ。 - 【請求項５】ＲＦ信号を送受するＲＦコイルとこのＲＦ
コイルを支持する筐体からなるＲＦプローブにおいて、
前記ＲＦコイルは高周波的にフローティングであり、か
つ前記筐体に電磁シールドが形成されており、かつこの
電磁シールドは接地電位にあることを特徴とするＲＦプ
ローブ。 - 【請求項６】前記ＲＦコイルは、誘導結合給受電される
マルチプルエレメントレゾネータであることを特徴とす
る請求項５に記載のＲＦプローブ。 - 【請求項７】前記電磁シールドは非円柱構造であり、か
つ四極対称性を有する柱状構造であることを特徴とする
請求項５に記載のＲＦプローブ。 - 【請求項８】少なくとも静磁場を発生する磁石と、傾斜
磁場を形成するための第１の傾斜磁場コイルと、これら
磁場中に置かれた被検体のＭＲＩ信号を得るために、核
磁気共鳴周波数の信号を送受信する第１のＲＦコイルを
有するＭＲＩ装置において、前記第１のＲＦコイルの内
部に第２の傾斜磁場コイルが配置され、この第２の傾斜
磁場コイルの内部に第２のＲＦコイルが配置され、かつ
前記第２のＲＦコイルと前記第２の傾斜磁場コイルの間
もしくは前記第１のＲＦコイルの間に、電磁シールドが
配置されていることを特徴とするＭＲＩ装置。 - 【請求項９】前記電磁シールドは前記第２のＲＦコイル
の筐体に設置され、前記第２のＲＦコイルは、高周波的
にフローティングであり、前記電磁シールドは高周波的
に接地電位であることを特徴とする請求項８に記載のＭ
ＲＩ装置。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4210071A JPH0654826A (ja) | 1992-08-06 | 1992-08-06 | Ｒｆプローブ及びｍｒｉ装置 |
| US08/098,816 US5453692A (en) | 1992-08-06 | 1993-07-29 | RF probe for nuclear magnetic resonance imaging (MRI) devices |
| DE4326516A DE4326516C2 (de) | 1992-08-06 | 1993-08-06 | Hochfrequenz-Sonde für MRI-Vorrichtungen |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4210071A JPH0654826A (ja) | 1992-08-06 | 1992-08-06 | Ｒｆプローブ及びｍｒｉ装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0654826A true JPH0654826A (ja) | 1994-03-01 |
Family
ID=16583342
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4210071A Pending JPH0654826A (ja) | 1992-08-06 | 1992-08-06 | Ｒｆプローブ及びｍｒｉ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0654826A (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6843032B2 (en) | 2000-10-12 | 2005-01-18 | Nichiha Co., Ltd. | Siding boards attachment structure and starter fitting |
| JP2007105192A (ja) * | 2005-10-13 | 2007-04-26 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｒｆシールド方法、ｍｒｉ装置および送受信サーフェイスコイル |
| JP2007296195A (ja) * | 2006-05-01 | 2007-11-15 | Hitachi Medical Corp | 水平静磁場方式の楕円筒状ガントリおよびそれに適合するアクティブシールド型傾斜磁場コイル装置を有する磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2008259733A (ja) * | 2007-04-13 | 2008-10-30 | Toshiba Corp | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP2012139602A (ja) * | 2012-05-01 | 2012-07-26 | Toshiba Corp | Ｘ線ｃｔ装置 |
-
1992
- 1992-08-06 JP JP4210071A patent/JPH0654826A/ja active Pending
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6843032B2 (en) | 2000-10-12 | 2005-01-18 | Nichiha Co., Ltd. | Siding boards attachment structure and starter fitting |
| JP2007105192A (ja) * | 2005-10-13 | 2007-04-26 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｒｆシールド方法、ｍｒｉ装置および送受信サーフェイスコイル |
| JP2007296195A (ja) * | 2006-05-01 | 2007-11-15 | Hitachi Medical Corp | 水平静磁場方式の楕円筒状ガントリおよびそれに適合するアクティブシールド型傾斜磁場コイル装置を有する磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2008259733A (ja) * | 2007-04-13 | 2008-10-30 | Toshiba Corp | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP2012139602A (ja) * | 2012-05-01 | 2012-07-26 | Toshiba Corp | Ｘ線ｃｔ装置 |
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