JPH08252240A - 磁気共鳴イメージングシステム - Google Patents
磁気共鳴イメージングシステムInfo
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- JPH08252240A JPH08252240A JP7312547A JP31254795A JPH08252240A JP H08252240 A JPH08252240 A JP H08252240A JP 7312547 A JP7312547 A JP 7312547A JP 31254795 A JP31254795 A JP 31254795A JP H08252240 A JPH08252240 A JP H08252240A
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- Japan
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- coil
- shield
- magnetic resonance
- imaging system
- resonance imaging
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- 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
- G01R33/42—Screening
- G01R33/422—Screening of the radio frequency field
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- Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
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- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】ＲＦ送信パワー要求が相対的により少なくなり
ＭＲＩ処理中における被検体に対するアクセスが改善さ
れ送信コイルのクオリティーファクターも改善されると
いう利点が得られ、Ｘ−ウイング送信コイルが組み合わ
されたＭＲＩシステムを提供することを目的とする。 【解決手段】支持柱１〜４と上部及び下部傾斜磁場コイ
ルアセンブリ２３Ａ、２３Ｂとは、ＲＦ反射性物質（ホ
イルシールド５０）で覆われている。これは、銅又はア
ルミニウムであり、もしくは導電性金属のスクリーン又
は噴霧、蒸着された導電性金属である。
ＭＲＩ処理中における被検体に対するアクセスが改善さ
れ送信コイルのクオリティーファクターも改善されると
いう利点が得られ、Ｘ−ウイング送信コイルが組み合わ
されたＭＲＩシステムを提供することを目的とする。 【解決手段】支持柱１〜４と上部及び下部傾斜磁場コイ
ルアセンブリ２３Ａ、２３Ｂとは、ＲＦ反射性物質（ホ
イルシールド５０）で覆われている。これは、銅又はア
ルミニウムであり、もしくは導電性金属のスクリーン又
は噴霧、蒸着された導電性金属である。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴イメージ
ングシステム（以下、ＭＲＩシステムと略称する）に関
し、特にＲＦ送信コイルと共に用いられるＲＦシールド
に関する。
ングシステム（以下、ＭＲＩシステムと略称する）に関
し、特にＲＦ送信コイルと共に用いられるＲＦシールド
に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来、この種のＭＲＩシステムには種々
のものがあるが、米国特許第４，８２９，２５２号明細
書に記載のものでは、ＭＲＩ処理中における被検体への
閉鎖的環境を改善し、被検体に対するアクセスを改善す
る四柱支持ＭＲＩシステムが提供されている。
のものがあるが、米国特許第４，８２９，２５２号明細
書に記載のものでは、ＭＲＩ処理中における被検体への
閉鎖的環境を改善し、被検体に対するアクセスを改善す
る四柱支持ＭＲＩシステムが提供されている。
【０００３】米国特許出願第０８／２８５，００８号で
は、送信コイルのパワー要求を低減する一方で、イメー
ジング領域における開放的環境を保有し、四柱支持ＭＲ
Ｉ横断磁石システムと共に用いられる送信コイルが提供
されている。この送信コイルは、時に“Ｘ−ウイングコ
イル”と称される。四柱支持ＭＲＩシステム及びＸ−ウ
イング送信コイルを説明する上記の米国特許第４，８２
９，２５２号及び米国特許出願第０８／２８５，００８
号は、ここに組み込まれ参照される。
は、送信コイルのパワー要求を低減する一方で、イメー
ジング領域における開放的環境を保有し、四柱支持ＭＲ
Ｉ横断磁石システムと共に用いられる送信コイルが提供
されている。この送信コイルは、時に“Ｘ−ウイングコ
イル”と称される。四柱支持ＭＲＩシステム及びＸ−ウ
イング送信コイルを説明する上記の米国特許第４，８２
９，２５２号及び米国特許出願第０８／２８５，００８
号は、ここに組み込まれ参照される。
【０００４】四柱支持ＭＲＩシステム及びＸ−ウイング
コイルの一例を、図１の一部に見ることができる。四柱
支持ＭＲＩアセンブリ１０は、上部横断磁石アセンブリ
２０と下部横断磁石２２とを支持する支持柱１〜４を含
む。また、イメージング領域２５の上部分及び下部分の
夫々に、磁極端部（ポールピース）２４、２６、パンケ
ーキ形状の傾斜磁場コイルアセンブリ（図１には示され
ていない）を含んでいる。
コイルの一例を、図１の一部に見ることができる。四柱
支持ＭＲＩアセンブリ１０は、上部横断磁石アセンブリ
２０と下部横断磁石２２とを支持する支持柱１〜４を含
む。また、イメージング領域２５の上部分及び下部分の
夫々に、磁極端部（ポールピース）２４、２６、パンケ
ーキ形状の傾斜磁場コイルアセンブリ（図１には示され
ていない）を含んでいる。
【０００５】Ｘ−ウイング送信コイル１２は、支持柱１
〜４、及びポールピース２４、２６の近傍にある。
〜４、及びポールピース２４、２６の近傍にある。
【０００６】Ｘ−ウイング送信コイルにおいて、高いク
オリティーファクター(quality factor)を維持するため
に、Ｘ−ウイングコイルは、イメージング領域２５の外
側の、如何なる似通った形状の物体にも近づけられるべ
きではない。不運にも、四柱支持システムでは、Ｘ−ウ
イングコイルに近接する四つの支持柱１〜４は、Ｘ−ウ
イングコイル自身に、似通った形状を提供する。この結
果、Ｘ−ウイング送信コイル１２と支持柱１〜４との間
で誘導性カップリングが生じてしまう。支持柱１〜４
は、磁気的に透過性を有する物質であり、Ｘ−ウイング
コイルの送信サイクル中ではＲＦ“吸収体”であり、Ｘ
−ウイングコイルの損失を助長し、コイルＱを非常に低
下させてしまう。
オリティーファクター(quality factor)を維持するため
に、Ｘ−ウイングコイルは、イメージング領域２５の外
側の、如何なる似通った形状の物体にも近づけられるべ
きではない。不運にも、四柱支持システムでは、Ｘ−ウ
イングコイルに近接する四つの支持柱１〜４は、Ｘ−ウ
イングコイル自身に、似通った形状を提供する。この結
果、Ｘ−ウイング送信コイル１２と支持柱１〜４との間
で誘導性カップリングが生じてしまう。支持柱１〜４
は、磁気的に透過性を有する物質であり、Ｘ−ウイング
コイルの送信サイクル中ではＲＦ“吸収体”であり、Ｘ
−ウイングコイルの損失を助長し、コイルＱを非常に低
下させてしまう。
【０００７】送信コイルに係るクオリティーファクター
Ｑとは、数学的に次のように示される周知の特性を意味
するものである。
Ｑとは、数学的に次のように示される周知の特性を意味
するものである。
【０００８】Ｑ＝蓄積されたエネルギー／１サイクル当
たりのエネルギー損失 また、ＲＦ送信時に要求されるパワー、すなわちＰは、
次式に示すようにコイルのＱが増加すると、有利に減少
する。
たりのエネルギー損失 また、ＲＦ送信時に要求されるパワー、すなわちＰは、
次式に示すようにコイルのＱが増加すると、有利に減少
する。
【０００９】
【数１】 かくして、送信コイルのＱが高ければ、ＲＦ送信パワー
の要求を低減することができる。
の要求を低減することができる。
【００１０】不運なことに、Ｘ−ウイング送信コイル
は、四柱支持ＭＲＩシステムと共に用いられる場合、Ｑ
が低い値となってしまう。具体的には、今日の技術で
は、高磁場のＭＲＩシステムのために３００以上のＱ値
を有する送信コイルが要望されている。
は、四柱支持ＭＲＩシステムと共に用いられる場合、Ｑ
が低い値となってしまう。具体的には、今日の技術で
は、高磁場のＭＲＩシステムのために３００以上のＱ値
を有する送信コイルが要望されている。
【００１１】しかしながら、四柱支持ＭＲＩにおける非
保護のＸ−ウイング送信コイルでは、Ｑ値がかなり低下
してしまう。
保護のＸ−ウイング送信コイルでは、Ｑ値がかなり低下
してしまう。
【００１２】理想的には、送信コイルのＱを改善し、送
信パワー要求の低減を達成しながらも被検体へのアクセ
ス改善のために四柱支持ＭＲＩシステムにＸ−ウイング
コイルを用いるべきである。
信パワー要求の低減を達成しながらも被検体へのアクセ
ス改善のために四柱支持ＭＲＩシステムにＸ−ウイング
コイルを用いるべきである。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】本発明は、ＲＦ送信パ
ワー要求が相対的により少なくなり、ＭＲＩ処理中にお
ける被検体に対するアクセスが改善され、送信コイルの
クオリティーファクターも改善されるという利点が得ら
れ、Ｘ−ウイング送信コイルが組み合わされたＭＲＩシ
ステムを提供することを目的とする。
ワー要求が相対的により少なくなり、ＭＲＩ処理中にお
ける被検体に対するアクセスが改善され、送信コイルの
クオリティーファクターも改善されるという利点が得ら
れ、Ｘ−ウイング送信コイルが組み合わされたＭＲＩシ
ステムを提供することを目的とする。
【００１４】
【課題を解決するための手段】本発明のＭＲＩシステム
は、上部及び下部の磁石構造体と、これら上部及び下部
の磁石構造体を支持し、該磁石構造体とともにイメージ
ング領域を規定する少なくとも二つの対向する支持部材
と、二つの対向する支持部材により規定される領域に配
置され、少なくとも一の導電性ループを含むＲＦ送信コ
イルと、イメージング領域内にあって、対向する支持部
材とＲＦ送信コイルとの間で該支持部材の少なくとも一
部に配置される導電性物質から構成されるＲＦシールド
とを具備する。
は、上部及び下部の磁石構造体と、これら上部及び下部
の磁石構造体を支持し、該磁石構造体とともにイメージ
ング領域を規定する少なくとも二つの対向する支持部材
と、二つの対向する支持部材により規定される領域に配
置され、少なくとも一の導電性ループを含むＲＦ送信コ
イルと、イメージング領域内にあって、対向する支持部
材とＲＦ送信コイルとの間で該支持部材の少なくとも一
部に配置される導電性物質から構成されるＲＦシールド
とを具備する。
【００１５】このような本発明によれば、ＭＲＩシステ
ムのイメージング領域は、ＲＦ反射性物質でしっかりと
覆われることになり、Ｘ−ウイングコイルは、ＭＲ撮影
される被検体への改善されたアクセスを維持する位置に
配置できる。送信コイルのＱは、少なくともＭＲＩシス
テムのポスト、より好ましくは当該ポストと上部及び下
部静磁場磁石アセンブリ又は上部及び下部傾斜磁場コイ
ルアセンブリをシールドすることにより相当に改善され
る。
ムのイメージング領域は、ＲＦ反射性物質でしっかりと
覆われることになり、Ｘ−ウイングコイルは、ＭＲ撮影
される被検体への改善されたアクセスを維持する位置に
配置できる。送信コイルのＱは、少なくともＭＲＩシス
テムのポスト、より好ましくは当該ポストと上部及び下
部静磁場磁石アセンブリ又は上部及び下部傾斜磁場コイ
ルアセンブリをシールドすることにより相当に改善され
る。
【００１６】シールドは、ＲＦ送信の反射のために、適
用可能な如何なる形態としても良い、例えば銅ホイル、
アルミニウムホイル、もしくは導電性を有する金属スク
リーンとしても良い。
用可能な如何なる形態としても良い、例えば銅ホイル、
アルミニウムホイル、もしくは導電性を有する金属スク
リーンとしても良い。
【００１７】
【発明の実施の形態】本発明は、ＲＦ送信コイルのクオ
リティーファクターを改善する一方で、支柱支持ＭＲＩ
システムとＸ−ウイングＲＦ送信コイルの利点を組み合
わせたものである。それは、ＲＦ磁場を反射する物質で
イメージング領域をシールドすることによるものであ
る。図１は、本発明の一実施形態を示す図であり、支柱
支持ＭＲＩシステム１０は、上部静磁場磁石アセンブリ
２０を支持する支持柱１〜４、上部ポールピース２４、
上部傾斜磁場コイルアセンブリ２３Ａ、下部ポールピー
ス２６、及び下部傾斜磁場コイルアセンブリ２３Ｂを含
んでいる。支持柱１〜４（四柱支持）とポールピース２
４、２６とは、ＭＲＩ処理のために被検体が挿入される
イメージング領域２５を規定する。
リティーファクターを改善する一方で、支柱支持ＭＲＩ
システムとＸ−ウイングＲＦ送信コイルの利点を組み合
わせたものである。それは、ＲＦ磁場を反射する物質で
イメージング領域をシールドすることによるものであ
る。図１は、本発明の一実施形態を示す図であり、支柱
支持ＭＲＩシステム１０は、上部静磁場磁石アセンブリ
２０を支持する支持柱１〜４、上部ポールピース２４、
上部傾斜磁場コイルアセンブリ２３Ａ、下部ポールピー
ス２６、及び下部傾斜磁場コイルアセンブリ２３Ｂを含
んでいる。支持柱１〜４（四柱支持）とポールピース２
４、２６とは、ＭＲＩ処理のために被検体が挿入される
イメージング領域２５を規定する。
【００１８】ＭＲＩ処理では、静磁場磁石２０及び２２
により生成される磁場に対し、被検体の原子核を９０度
又は１８０度回転させて位相をずらすために、公知のＲ
Ｆ送信コイル１２が必要である。同様に公知のＲＦ受信
コイルが被検体の近傍に配置され、ＲＦ送信が終了した
後に、回転された原子核から発生するＲＦ信号を検出す
ることにより被検体のイメージングが行われる。
により生成される磁場に対し、被検体の原子核を９０度
又は１８０度回転させて位相をずらすために、公知のＲ
Ｆ送信コイル１２が必要である。同様に公知のＲＦ受信
コイルが被検体の近傍に配置され、ＲＦ送信が終了した
後に、回転された原子核から発生するＲＦ信号を検出す
ることにより被検体のイメージングが行われる。
【００１９】図１に示される特徴的な送信コイル１２
は、“Ｘ−ウイング”型の送信コイルであり、対向する
ポスト１／３の組、及びポスト２／４の組の間で二つの
ループを形成する導電性の細長い部材から構成されてい
る。図１に見られるように、Ｘ−ウイング送信コイル１
２を具備する本システムは、ＭＲＩ処理中におけるイメ
ージング領域２５内の被検体に対する改善されたアクセ
スを提供する。
は、“Ｘ−ウイング”型の送信コイルであり、対向する
ポスト１／３の組、及びポスト２／４の組の間で二つの
ループを形成する導電性の細長い部材から構成されてい
る。図１に見られるように、Ｘ−ウイング送信コイル１
２を具備する本システムは、ＭＲＩ処理中におけるイメ
ージング領域２５内の被検体に対する改善されたアクセ
スを提供する。
【００２０】あいにく、送信コイル１２のクオリティー
ファクターＱは、受け入れがたいことであるが、磁気的
に透過性を有する支持柱１〜４と送信コイル１２との間
で発生する誘導性カップリングにより低下し得る。
ファクターＱは、受け入れがたいことであるが、磁気的
に透過性を有する支持柱１〜４と送信コイル１２との間
で発生する誘導性カップリングにより低下し得る。
【００２１】これを説明するために、一般的なＸ−ウイ
ングコイルを形成する二つの送信コイルループのうちの
一つを用いてある試験が行われた。この場合、ＭＲＩシ
ステム４０内において、図２及び図３に示すようにルー
プが配置された。当該試験は、１５ＭＨｚ動作のＭＲＩ
システムで使用される１９．５インチ／５９インチ送信
コイルループで行われた。ポスト２及び４から、例えば
矩形ループ４２の最も近い各々の端までの距離はおよそ
６−７／８インチであり、上部及び下部の傾斜磁場コイ
ルアセンブリ２４、２６から、矩形ループ４２の最も近
い各々の側までの距離は３／４−１−１／４インチであ
った。
ングコイルを形成する二つの送信コイルループのうちの
一つを用いてある試験が行われた。この場合、ＭＲＩシ
ステム４０内において、図２及び図３に示すようにルー
プが配置された。当該試験は、１５ＭＨｚ動作のＭＲＩ
システムで使用される１９．５インチ／５９インチ送信
コイルループで行われた。ポスト２及び４から、例えば
矩形ループ４２の最も近い各々の端までの距離はおよそ
６−７／８インチであり、上部及び下部の傾斜磁場コイ
ルアセンブリ２４、２６から、矩形ループ４２の最も近
い各々の側までの距離は３／４−１−１／４インチであ
った。
【００２２】支持柱１〜４は、磁気的に透過性のある物
質であり、送信コイル１２と誘導的に結合して高い損失
を引き起こすことが予期される。図２及び図３に示され
る位置のループ４２、及び上述した条件によれば、コイ
ルのＱは３５と計測された。この値は、低−、中−、高
−磁場のＭＲＩシステムにとっては低すぎるものと思料
される。
質であり、送信コイル１２と誘導的に結合して高い損失
を引き起こすことが予期される。図２及び図３に示され
る位置のループ４２、及び上述した条件によれば、コイ
ルのＱは３５と計測された。この値は、低−、中−、高
−磁場のＭＲＩシステムにとっては低すぎるものと思料
される。
【００２３】図２及び図３に示される位置でのループ４
２とポスト２及び４との間で、上記試験中に発生する誘
導性カップリングは、図４に示される位置までループを
４５度回転させて実証された。図４に示される条件下で
は、コイルのＱは２２３まで改善された。このコイルの
Ｑ値は、ある種のＭＲＩシステムでは受け入れらるもの
であるが、図４に示される位置までコイル４２を回転す
ると、該コイル４２はポスト２と３との間、及びポスト
１と４との間に作られた空間に干渉し邪魔となるので、
イメージングボリューム２５（図１）へのアクセスの改
善という目的にそぐわない。同様に、図７に示されるよ
うにループ４２に加えて第２のループ４４により完全な
Ｘ−ウイングコイルを形成するならば、第２のループは
ポスト３と４との間、及びポスト１と２との間の領域か
らのアクセスをも阻害するであろう。その結果、コイル
のＱは図４及び図７に示される位置では改善するが、こ
れらの配置は、イメージング領域２５へのアクセスを阻
害するため不利である。
２とポスト２及び４との間で、上記試験中に発生する誘
導性カップリングは、図４に示される位置までループを
４５度回転させて実証された。図４に示される条件下で
は、コイルのＱは２２３まで改善された。このコイルの
Ｑ値は、ある種のＭＲＩシステムでは受け入れらるもの
であるが、図４に示される位置までコイル４２を回転す
ると、該コイル４２はポスト２と３との間、及びポスト
１と４との間に作られた空間に干渉し邪魔となるので、
イメージングボリューム２５（図１）へのアクセスの改
善という目的にそぐわない。同様に、図７に示されるよ
うにループ４２に加えて第２のループ４４により完全な
Ｘ−ウイングコイルを形成するならば、第２のループは
ポスト３と４との間、及びポスト１と２との間の領域か
らのアクセスをも阻害するであろう。その結果、コイル
のＱは図４及び図７に示される位置では改善するが、こ
れらの配置は、イメージング領域２５へのアクセスを阻
害するため不利である。
【００２４】本発明は、ループ４２及び４４が、支持柱
１〜４（図１に示すように）に依然として近接しても、
送信コイルのＱをまずまずのレベルに改善する。
１〜４（図１に示すように）に依然として近接しても、
送信コイルのＱをまずまずのレベルに改善する。
【００２５】本発明の一の実施例が、図５及び図６に示
されている。本実施例は、ポスト２及び４の一部、そし
てポールピース２４、２６の一部が、アルミニウムホイ
ルシート５０でシールドされている点を除いては図２及
び図３に示される構成に相当する。具体的には、ポスト
２及び４は、少なくとも円筒状の内部表面に沿って（縫
い目を重ね合わせて）綿密に包み込まれており、導電性
（銅）のテープで補強されている。同様に、ポールピー
ス２４、２６の一部分、すなわちイメージング領域２５
（図１に示されている）の床及び天井に近い部分は、ア
ルミニウムで完全に覆われる。最後に、導電性（銅）の
細長部（ストリップ）５２が、円柱２及び４のシールド
５０と、上部及び下部ポールピース２４、２６のシール
ド５０とを電気的に接続する。
されている。本実施例は、ポスト２及び４の一部、そし
てポールピース２４、２６の一部が、アルミニウムホイ
ルシート５０でシールドされている点を除いては図２及
び図３に示される構成に相当する。具体的には、ポスト
２及び４は、少なくとも円筒状の内部表面に沿って（縫
い目を重ね合わせて）綿密に包み込まれており、導電性
（銅）のテープで補強されている。同様に、ポールピー
ス２４、２６の一部分、すなわちイメージング領域２５
（図１に示されている）の床及び天井に近い部分は、ア
ルミニウムで完全に覆われる。最後に、導電性（銅）の
細長部（ストリップ）５２が、円柱２及び４のシールド
５０と、上部及び下部ポールピース２４、２６のシール
ド５０とを電気的に接続する。
【００２６】図５及び図６に示されるように、上述の試
験のためにポスト２及び４はシールドされており、ポス
ト１及び３はシールドされていない。シールド５０を追
加することにより、図５及び図６に示される位置におけ
るコイル４２の送信コイルのＱは４２１に改善される。
このコイルＱは、本システムにＲＦシールド５０が設け
られる以前に計測されたコイルのＱ（３５）に匹敵す
る。
験のためにポスト２及び４はシールドされており、ポス
ト１及び３はシールドされていない。シールド５０を追
加することにより、図５及び図６に示される位置におけ
るコイル４２の送信コイルのＱは４２１に改善される。
このコイルＱは、本システムにＲＦシールド５０が設け
られる以前に計測されたコイルのＱ（３５）に匹敵す
る。
【００２７】単一ループ試験の結果を下記の表１に示
す。
す。
【００２８】
【表１】 これらの結果に見られるように、送信コイルＱの相当量
の改善が認められる。これは、四つの支持柱１〜４及び
ポールピース２４、２６を、アルミニウムホイル、銅ホ
イル、導電性の金属のスクリーンその他のＲＦ反射性物
質で包み込むことによる。
の改善が認められる。これは、四つの支持柱１〜４及び
ポールピース２４、２６を、アルミニウムホイル、銅ホ
イル、導電性の金属のスクリーンその他のＲＦ反射性物
質で包み込むことによる。
【００２９】また、図８に示すような位置における、完
全なＸ−ウイング送信コイル（両ループ）による試験も
行われた。これら二つのループ、すなわちＸ−ウイング
コイル１２（図１）のループ４２及び４４は、支持柱１
〜４に沿って配置される。そして、三つの条件、すなわ
ちデチューニング回路無しの条件、デチューニング回路
（モデルＵＭ−４００１、ＰＩＮダイオード）を用いる
条件、そしてＤ．Ｃ．ルータを用いる条件の下でコイル
のＱが測定された。コイルのＱは、満足の行く値をさら
に上まわり、以下の表２に示す通りとなった。
全なＸ−ウイング送信コイル（両ループ）による試験も
行われた。これら二つのループ、すなわちＸ−ウイング
コイル１２（図１）のループ４２及び４４は、支持柱１
〜４に沿って配置される。そして、三つの条件、すなわ
ちデチューニング回路無しの条件、デチューニング回路
（モデルＵＭ−４００１、ＰＩＮダイオード）を用いる
条件、そしてＤ．Ｃ．ルータを用いる条件の下でコイル
のＱが測定された。コイルのＱは、満足の行く値をさら
に上まわり、以下の表２に示す通りとなった。
【００３０】
【表２】 上記試験におけるコイルのＱの不確定性は、２乃至３パ
ーセントの間にあると推定される。上記試験は、ＲＦ反
射性のシールド５０により、支持柱１〜４、上部及び下
部ポールピース２４、２６、そして夫々のポストとポー
ルピース２４、２６との間の静磁場磁石２０及び２２を
覆ったとき、送信コイルのクオリティーファクターにつ
き明確かつ重要な改善を成し得たことを実証するもので
ある。
ーセントの間にあると推定される。上記試験は、ＲＦ反
射性のシールド５０により、支持柱１〜４、上部及び下
部ポールピース２４、２６、そして夫々のポストとポー
ルピース２４、２６との間の静磁場磁石２０及び２２を
覆ったとき、送信コイルのクオリティーファクターにつ
き明確かつ重要な改善を成し得たことを実証するもので
ある。
【００３１】図１の横断面図である図８に見られるよう
に、シールド５０は、上部及び下部のポールピース２
４、２６の夫々の外形に沿って、支持柱１〜４に対し密
着され得る。
に、シールド５０は、上部及び下部のポールピース２
４、２６の夫々の外形に沿って、支持柱１〜４に対し密
着され得る。
【００３２】図９は、図１を別の横断面から見た図であ
る。同図では、ホイルシールド５０がより詳しく見るこ
とができる。図９に示されるように、上部及び下部ポー
ルピース２４、２６は、その外形にそって、ホイルシー
ルド５０により覆われている。加えて、支持柱１〜４
（図９ではポスト１及び２のみが示されている）もま
た、ホイルシールド５０によりそれぞれ覆われており、
これらホイルシールド５０は、ストリップ５２により上
部及び下部ポールピース２４、２６の近傍で電気的に接
触している。Ｘ−ウイングコイル１２は、上部及び下部
ポールピース２４、２６のホイルシールド５０の内側、
及びポスト１及び２（ポスト３及び４も同様であるが図
９には図示されない）の内側のイメージングボリューム
２５の回りに位置付けされる。
る。同図では、ホイルシールド５０がより詳しく見るこ
とができる。図９に示されるように、上部及び下部ポー
ルピース２４、２６は、その外形にそって、ホイルシー
ルド５０により覆われている。加えて、支持柱１〜４
（図９ではポスト１及び２のみが示されている）もま
た、ホイルシールド５０によりそれぞれ覆われており、
これらホイルシールド５０は、ストリップ５２により上
部及び下部ポールピース２４、２６の近傍で電気的に接
触している。Ｘ−ウイングコイル１２は、上部及び下部
ポールピース２４、２６のホイルシールド５０の内側、
及びポスト１及び２（ポスト３及び４も同様であるが図
９には図示されない）の内側のイメージングボリューム
２５の回りに位置付けされる。
【００３３】図１０は、ポスト（ここではポスト４）
と、ポールピース（ここでは下部ポールピース２６）と
の間のホイルの連続性を示している。図１０は、図１の
八つの領域のそれぞれの模範例を示しており、支持柱１
〜４上のホイルシールド５０は、上部ポールピース２４
又は下部ポールピース２６を乗り越えるように構成され
ている。図１０に示すように、ポスト４は、下部ポール
ピース２６と同様に、その外形にそってホイルシールド
５０により包み込まれている。Ｘ−ウイングコイル１２
は、ポスト４及び下部ポールピース２６を覆うホイルシ
ールドの内部に位置付けされる。ポスト４上のホイルシ
ールド５０および下部ポールピース２６上のホイルシー
ルド５０は、下部静磁場磁石アセンブリ２２の一部に沿
って設けられるストリップ５２を通じて電気的に接続さ
れる。
と、ポールピース（ここでは下部ポールピース２６）と
の間のホイルの連続性を示している。図１０は、図１の
八つの領域のそれぞれの模範例を示しており、支持柱１
〜４上のホイルシールド５０は、上部ポールピース２４
又は下部ポールピース２６を乗り越えるように構成され
ている。図１０に示すように、ポスト４は、下部ポール
ピース２６と同様に、その外形にそってホイルシールド
５０により包み込まれている。Ｘ−ウイングコイル１２
は、ポスト４及び下部ポールピース２６を覆うホイルシ
ールドの内部に位置付けされる。ポスト４上のホイルシ
ールド５０および下部ポールピース２６上のホイルシー
ルド５０は、下部静磁場磁石アセンブリ２２の一部に沿
って設けられるストリップ５２を通じて電気的に接続さ
れる。
【００３４】他の実施形態として、支持柱１〜４と、上
部及び下部ポールピースとを、例えばアルミニウム、銅
といった高導電性（ＲＦ反射性）の金属で覆っても良
い。また、ポスト及びポールピースへのシールド加工
は、テーピング、スプレー噴霧その他公知の如何なる手
法を応用しても良い。
部及び下部ポールピースとを、例えばアルミニウム、銅
といった高導電性（ＲＦ反射性）の金属で覆っても良
い。また、ポスト及びポールピースへのシールド加工
は、テーピング、スプレー噴霧その他公知の如何なる手
法を応用しても良い。
【００３５】本発明は、現時点で最も実用的であり好ま
しいと考慮される実施形態に関連して説明されたが、本
発明は、開示された実施形態に限定されず、特許請求の
範囲及び技術的範囲内に含まれた種々の変形および等価
な構成を含むことを意図している。
しいと考慮される実施形態に関連して説明されたが、本
発明は、開示された実施形態に限定されず、特許請求の
範囲及び技術的範囲内に含まれた種々の変形および等価
な構成を含むことを意図している。
【００３６】
【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、Ｒ
Ｆ送信パワー要求が相対的により少なくなり、ＭＲＩ処
理中における被検体に対するアクセスが改善され、送信
コイルのクオリティーファクターも改善されるという利
点が得られ、Ｘ−ウイング送信コイルが組み合わされた
ＭＲＩシステムを提供することができる。
Ｆ送信パワー要求が相対的により少なくなり、ＭＲＩ処
理中における被検体に対するアクセスが改善され、送信
コイルのクオリティーファクターも改善されるという利
点が得られ、Ｘ−ウイング送信コイルが組み合わされた
ＭＲＩシステムを提供することができる。
【図１】Ｘ−ウイング送信コイル及びＲＦシールドを備
える本発明の支柱支持ＭＲＩシステムを概略的に示す
図。
える本発明の支柱支持ＭＲＩシステムを概略的に示す
図。
【図２】ＭＲＩシステムの四つのポストに配設されたＸ
−ウイングコイルの一のループを概略的に示す図。
−ウイングコイルの一のループを概略的に示す図。
【図３】図２における２Ａ−２Ａ方向の横断面図。
【図４】図３におけるＸ−ウイングコイルの位置を４５
度回転した場合の変形例を示す横断面図。
度回転した場合の変形例を示す横断面図。
【図５】ＭＲＩシステムの四つのシールドポストに配設
されたＸ−ウイングコイルの一のループを概略的に示す
図。
されたＸ−ウイングコイルの一のループを概略的に示す
図。
【図６】図５における２Ｄ−２Ｄ方向の横断面図。
【図７】ＭＲＩシステムに対し４５度間隔で配設された
Ｘ−ウイング送信コイルを示す図。
Ｘ−ウイング送信コイルを示す図。
【図８】図１における４−４方向の横断面図。
【図９】図１の矢印Ｂ方向から見た横断面図。
【図１０】図１の矢印Ｄ方向から見た部分断面図。
１〜４…ポスト、 １０…支柱支持ＭＲＩシステム、 １２…Ｘ−ウイング型ＲＦ送信コイル、 ２０…上部静磁場磁石アセンブリ、 ２３Ａ…上部傾斜磁場コイルアセンブリ、 ２３Ｂ…下部傾斜磁場コイルアセンブリ、 ２４…上部ポールピース、 ２６…下部ポールピース、 ２５…イメージング領域、 ５０…ホイルシールド。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ミツアキ・アラカワ アメリカ合衆国、カリフォルニア州 94010、ヒルスバロウ、レイク・ビュー・ ドライブ 1005 (72)発明者 ウィリアム・ケー・エム・ルー アメリカ合衆国、カリフォルニア州 94080、サンフランシスコ、エメラルド・ コート 32
Claims (10)
- 【請求項１】 上部及び下部の磁石構造体と、 前記上部及び下部の磁石構造体を支持し、該磁石構造体
とともにイメージング領域を規定する少なくとも二つの
対向する支持部材と、 前記二つの対向する支持部材により規定される領域に配
置され、少なくとも一つの導電体ループを含むＲＦ送信
コイルと、 前記イメージング領域内にあって、前記対向する支持部
材とＲＦ送信コイルとの間で該支持部材の少なくとも一
部に配置される導電性物質から構成されるＲＦシールド
とを具備することを特徴とする磁気共鳴イメージングシ
ステム。 - 【請求項２】 前記ＲＦシールドは、導電性の金属ホイ
ルである請求項１に記載の磁気共鳴イメージングシステ
ム。 - 【請求項３】 前記ＲＦシールドは、少なくとも前記磁
石構造体の一部分に配置される請求項１に記載の磁気共
鳴イメージングシステム。 - 【請求項４】 前記上部及び下部磁石構造体は磁極端部
を各々含み、前記ＲＦシールドは該磁極端部の少なくと
も一部分に配置される請求項１に記載の磁気共鳴イメー
ジングシステム。 - 【請求項５】 前記上部及び下部磁石構造体は、各々が
磁極端及び静磁場磁石アセンブリを含み、前記ＲＦシー
ルドは、前記対向する支持部材、磁極端部及び静磁場磁
石アセンブリの間で電気的に連続である請求項１に記載
の磁気共鳴イメージングシステム。 - 【請求項６】 上部及び下部の磁石構造体と、 前記上部及び下部の磁石構造体を支持し、該磁石構造体
とともにイメージング領域を規定する二組の対向する支
持部材と、 前記二組の対向する支持部材のうち、第１の組により規
定される領域に配置される第１の導電体ループと、前記
二組の対向する支持部材のうち、第２の組により規定さ
れる領域に配置される第２の導電体ループとからなるＲ
Ｆ送信コイルと、 前記イメージング領域内にあって、前記二組の対向する
支持部材とＲＦ送信コイルとの間で該支持部材上に配置
され、導電性物質から構成されるＲＦシールドとを具備
することを特徴とする磁気共鳴イメージングシステム。 - 【請求項７】 前記ＲＦシールドは、導電性金属ホイル
である請求項６に記載の磁気共鳴イメージングシステ
ム。 - 【請求項８】 前記ＲＦシールドは、少なくとも前記磁
石構造体の一部分に配置される請求項６に記載の磁気共
鳴イメージングシステム。 - 【請求項９】 前記上部及び下部磁石構造体は磁極端部
を各々含み、前記ＲＦシールドは該磁極端部の少なくと
も一部分に配置される請求項６に記載の磁気共鳴イメー
ジングシステム。 - 【請求項１０】 前記上部及び下部磁石構造体は、各々
が磁極端及び静磁場磁石アセンブリを含み、前記ＲＦシ
ールドは、前記対向する支持部材、磁極端部及び静磁場
磁石アセンブリの間で電気的に連続である請求項６に記
載の磁気共鳴イメージングシステム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US352804 | 1989-05-16 | ||
| US08/352,804 US5539314A (en) | 1994-12-01 | 1994-12-01 | RF shield for four-post vertical field magnet used for MRI |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08252240A true JPH08252240A (ja) | 1996-10-01 |
Family
ID=23386562
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP7312547A Withdrawn JPH08252240A (ja) | 1994-12-01 | 1995-11-30 | 磁気共鳴イメージングシステム |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5539314A (ja) |
| JP (1) | JPH08252240A (ja) |
| GB (1) | GB2295675A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002085373A (ja) * | 2000-09-14 | 2002-03-26 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | コイル間電磁結合抑制方法、直交コイル、ｍｒｉ装置および直交コイルの製造方法 |
| JP2013541357A (ja) * | 2010-08-25 | 2013-11-14 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 遮蔽材料として導電性コーティングを有するｍｒｉに対するｒｆシールド |
Families Citing this family (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5663645A (en) * | 1994-08-02 | 1997-09-02 | Toshiba America Mri Inc. | Spatially orthogonal rectangular coil pair suitable for vertical magnetic field MRI system |
| JP2774777B2 (ja) * | 1994-11-25 | 1998-07-09 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
| US5760583A (en) * | 1996-03-13 | 1998-06-02 | Ge Yokogawa Medical Systems, Limited | RF coil for MRI and MRI apparatus |
| US6522144B2 (en) * | 2000-12-22 | 2003-02-18 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | RF shielding method and apparatus for an open MRI system |
| DE10346275B4 (de) * | 2003-10-06 | 2005-08-18 | Siemens Ag | Erzeuger zeitvariabler Magnetfelder eines Magnetresonanzgeräts und Magnetresonanzgerät mit dem Erzeuger |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4642569A (en) * | 1983-12-16 | 1987-02-10 | General Electric Company | Shield for decoupling RF and gradient coils in an NMR apparatus |
| US4879515A (en) * | 1988-12-22 | 1989-11-07 | General Electric Company | Double-sided RF shield for RF coil contained within gradient coils of NMR imaging device |
| US5304932A (en) * | 1990-11-05 | 1994-04-19 | The Regents Of The University Of California | Apparatus and method for shielding MRI RF antennae from the effect of surrounding objects |
| US5184074A (en) * | 1991-02-04 | 1993-02-02 | The Regents Of The University Of California | Real-time mr imaging inside gantry room |
-
1994
- 1994-12-01 US US08/352,804 patent/US5539314A/en not_active Expired - Lifetime
-
1995
- 1995-09-13 GB GB9518672A patent/GB2295675A/en not_active Withdrawn
- 1995-11-30 JP JP7312547A patent/JPH08252240A/ja not_active Withdrawn
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002085373A (ja) * | 2000-09-14 | 2002-03-26 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | コイル間電磁結合抑制方法、直交コイル、ｍｒｉ装置および直交コイルの製造方法 |
| JP2013541357A (ja) * | 2010-08-25 | 2013-11-14 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 遮蔽材料として導電性コーティングを有するｍｒｉに対するｒｆシールド |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| GB9518672D0 (en) | 1995-11-15 |
| GB2295675A (en) | 1996-06-05 |
| US5539314A (en) | 1996-07-23 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A300 | Application deemed to be withdrawn because no request for examination was validly filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A300 Effective date: 20030204 |