JPH0975317A - Ｍｒｉ用ｒｆコイル - Google Patents
Ｍｒｉ用ｒｆコイルInfo
- Publication number
- JPH0975317A JPH0975317A JP7231868A JP23186895A JPH0975317A JP H0975317 A JPH0975317 A JP H0975317A JP 7231868 A JP7231868 A JP 7231868A JP 23186895 A JP23186895 A JP 23186895A JP H0975317 A JPH0975317 A JP H0975317A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- mri
- coil
- capacitors
- gap
- inductor
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 コンデンサとデカップリング回路とに流れる
ループ電流による磁場の発生を抑制する。 【解決手段】 シート状の導体を両端間に短い間隙ｇを
空けて筒状に丸めた如き形状のエレメント１１と、前記
間隙ｇの複数箇所に介設された複数の共振コンデンサ３
ａ，３ｂと、それらコンデンサ３ａ，３ｂを介設した複
数の箇所の略中央に介設されたアクティブ型のデカップ
リング回路１０１とを具備する。デカップリング回路１
０１は、共振コンデンサ３ａ，３ｂとの並列共振周波数
がＭＲＩ用ＲＦパルスの周波数に略合うようにインダク
タンス値を定めた共振用インダクタ１と，スイッチ用ダ
イオード２との直列回路である。 【効果】 感度むらの発生やブロッキング性能の低下を
防止できる。
ループ電流による磁場の発生を抑制する。 【解決手段】 シート状の導体を両端間に短い間隙ｇを
空けて筒状に丸めた如き形状のエレメント１１と、前記
間隙ｇの複数箇所に介設された複数の共振コンデンサ３
ａ，３ｂと、それらコンデンサ３ａ，３ｂを介設した複
数の箇所の略中央に介設されたアクティブ型のデカップ
リング回路１０１とを具備する。デカップリング回路１
０１は、共振コンデンサ３ａ，３ｂとの並列共振周波数
がＭＲＩ用ＲＦパルスの周波数に略合うようにインダク
タンス値を定めた共振用インダクタ１と，スイッチ用ダ
イオード２との直列回路である。 【効果】 感度むらの発生やブロッキング性能の低下を
防止できる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】この発明は、ＭＲＩ（Ｍagne
tic Ｒesonance Imaging）用ＲＦコイルに関し、さらに
詳しくは、静磁場や傾斜磁場に乱れを与えないようにす
ると共にデカップリング性能を低下させないように改良
したＭＲＩ用ＲＦコイルに関する。
tic Ｒesonance Imaging）用ＲＦコイルに関し、さらに
詳しくは、静磁場や傾斜磁場に乱れを与えないようにす
ると共にデカップリング性能を低下させないように改良
したＭＲＩ用ＲＦコイルに関する。
【０００２】
【従来の技術】図８は、従来の１ターン・ソレノイド
（１ turn solenoid）またはループ・ギャップ・コイル
（loop gap coil） と呼ばれるタイプのＭＲＩ用ＲＦコ
イルの一例を示す模式的外観図である。このタイプのＭ
ＲＩ用ＲＦコイルには、首部用，膝部用，大腿部用など
各種のものがある。このＭＲＩ用ＲＦコイル７００は、
シート状の導体（銅やアルミなど）を両端間に短い間隙
ｇを空けて筒状に丸めた如き形状のエレメント５１と、
前記間隙ｇの複数箇所で前記両端間に介設された複数の
コンデンサ５３と、前記エレメント５１の両端間に接続
されたデカップリング回路（ブロッキング回路とも呼ば
れる）５０１とを具備して構成されている（複数の共振
コンデンサ５３を介設する理由は、高周波電流は、一般
に表皮効果により、円筒状のエレメント５１の左右両端
側に多く流れようとするため、前記左右両端の近傍にそ
れぞれ共振コンデンサを介設することが好ましく、他の
箇所にも共振コンデンサを介設することが、いっそう好
ましいからである）。前記デカップリング回路５０１
は、前記コンデンサ５３との共振周波数がＭＲＩ用ＲＦ
パルスの周波数に略合うようにインダクタンス値を定め
たインダクタ１と，スイッチ用ダイオード２との直列回
路である。さらに、前記インダクタ１の一端および前記
スイッチ用ダイオード２の一端の接続点と，前記スイッ
チ用ダイオード２の他端（カソード）には、同軸ケーブ
ルＷの心線と外部導体がそれぞれ接続されている。
（１ turn solenoid）またはループ・ギャップ・コイル
（loop gap coil） と呼ばれるタイプのＭＲＩ用ＲＦコ
イルの一例を示す模式的外観図である。このタイプのＭ
ＲＩ用ＲＦコイルには、首部用，膝部用，大腿部用など
各種のものがある。このＭＲＩ用ＲＦコイル７００は、
シート状の導体（銅やアルミなど）を両端間に短い間隙
ｇを空けて筒状に丸めた如き形状のエレメント５１と、
前記間隙ｇの複数箇所で前記両端間に介設された複数の
コンデンサ５３と、前記エレメント５１の両端間に接続
されたデカップリング回路（ブロッキング回路とも呼ば
れる）５０１とを具備して構成されている（複数の共振
コンデンサ５３を介設する理由は、高周波電流は、一般
に表皮効果により、円筒状のエレメント５１の左右両端
側に多く流れようとするため、前記左右両端の近傍にそ
れぞれ共振コンデンサを介設することが好ましく、他の
箇所にも共振コンデンサを介設することが、いっそう好
ましいからである）。前記デカップリング回路５０１
は、前記コンデンサ５３との共振周波数がＭＲＩ用ＲＦ
パルスの周波数に略合うようにインダクタンス値を定め
たインダクタ１と，スイッチ用ダイオード２との直列回
路である。さらに、前記インダクタ１の一端および前記
スイッチ用ダイオード２の一端の接続点と，前記スイッ
チ用ダイオード２の他端（カソード）には、同軸ケーブ
ルＷの心線と外部導体がそれぞれ接続されている。
【０００３】このＭＲＩ用ＲＦコイル７００は、垂直方
向の静磁場Ｂｏ中に置かれる。そして、被検体を励起す
るために別の送信コイル（例えばボディコイル）からＭ
ＲＩ用ＲＦパルスを送信する時は、同軸ケーブルＷおよ
び前記インダクタ１を通じて前記スイッチ用ダイオード
２に順方向電圧（アノード電圧＞カソード電圧）を加え
る。これにより、前記スイッチ用ダイオード２がオン
し、前記コンデンサ５３と前記インダクタ１とによりＭ
ＲＩ用ＲＦパルスに対する共振回路が形成される。この
結果、前記エレメント５１はＭＲＩ用ＲＦパルスに対し
て共振しなくなり、ＭＲＩ用ＲＦコイル７００はＭＲＩ
用ＲＦパルスに対してコイルとして機能しなくなる（別
の送信コイルとデカップリング状態になる）。これによ
り、ＭＲＩ用ＲＦパルスは、ＭＲＩ用ＲＦコイル７００
に妨げられずに、被検体を有効に励起することが出来
る。次に、被検体からのＮＭＲ（Ｎuclear Ｍagnetic R
esonance）信号を受信する時は、同軸ケーブルＷおよび
前記インダクタ１を通じて前記スイッチ用ダイオード２
に逆方向電圧（アノード電圧＜カソード電圧）を加え
る。これにより、前記スイッチ用ダイオード２がオフ
し、前記コンデンサ５３と前記インダクタ１とによる共
振回路が形成されなくなる。この結果、前記エレメント
５１と前記コンデンサ５３とによりＮＭＲ信号に対する
共振回路が形成され、ＮＭＲ信号が前記エレメント５１
に受信され、前記同軸ケーブルＷを通じてＭＲＩ装置本
体（図示せず）に伝送される（このとき、同軸ケーブル
ＷにはＮＭＲ信号に直流のバイアス電圧が重畳される
が、バイアス電圧は前記コンデンサ５３でカットされる
から支障はない）。
向の静磁場Ｂｏ中に置かれる。そして、被検体を励起す
るために別の送信コイル（例えばボディコイル）からＭ
ＲＩ用ＲＦパルスを送信する時は、同軸ケーブルＷおよ
び前記インダクタ１を通じて前記スイッチ用ダイオード
２に順方向電圧（アノード電圧＞カソード電圧）を加え
る。これにより、前記スイッチ用ダイオード２がオン
し、前記コンデンサ５３と前記インダクタ１とによりＭ
ＲＩ用ＲＦパルスに対する共振回路が形成される。この
結果、前記エレメント５１はＭＲＩ用ＲＦパルスに対し
て共振しなくなり、ＭＲＩ用ＲＦコイル７００はＭＲＩ
用ＲＦパルスに対してコイルとして機能しなくなる（別
の送信コイルとデカップリング状態になる）。これによ
り、ＭＲＩ用ＲＦパルスは、ＭＲＩ用ＲＦコイル７００
に妨げられずに、被検体を有効に励起することが出来
る。次に、被検体からのＮＭＲ（Ｎuclear Ｍagnetic R
esonance）信号を受信する時は、同軸ケーブルＷおよび
前記インダクタ１を通じて前記スイッチ用ダイオード２
に逆方向電圧（アノード電圧＜カソード電圧）を加え
る。これにより、前記スイッチ用ダイオード２がオフ
し、前記コンデンサ５３と前記インダクタ１とによる共
振回路が形成されなくなる。この結果、前記エレメント
５１と前記コンデンサ５３とによりＮＭＲ信号に対する
共振回路が形成され、ＮＭＲ信号が前記エレメント５１
に受信され、前記同軸ケーブルＷを通じてＭＲＩ装置本
体（図示せず）に伝送される（このとき、同軸ケーブル
ＷにはＮＭＲ信号に直流のバイアス電圧が重畳される
が、バイアス電圧は前記コンデンサ５３でカットされる
から支障はない）。
【０００４】前記デカップリング回路５０１は、アクテ
ィブ（Active；能動）型のデカップリング回路と呼ばれ
る。
ィブ（Active；能動）型のデカップリング回路と呼ばれ
る。
【０００５】図９は、従来のＭＲＩ用ＲＦコイルの他例
を示す模式的外観図である。このＭＲＩ用ＲＦコイル８
００は、１ターン・ソレノイドとしての基本構成を有し
ている点では上記のＭＲＩ用ＲＦコイル７００と同様で
あるが、デカップリング回路６０１の構成が異なる。す
なわち、このデカップリング回路６０１は、インダクタ
１と，逆並列接続されたスイッチ用ダイオード２ａ，２
ｂ（バリスタでもよい）との直列回路になっている。さ
らに、インダクタ１の一端および逆並列接続されたスイ
ッチ用ダイオード２ａ，２ｂの一端の接続点と，前記逆
並列接続されたスイッチ用ダイオード２ａ，２ｂの他端
には、同軸ケーブルＷの心線と外部導体がそれぞれ接続
されている。
を示す模式的外観図である。このＭＲＩ用ＲＦコイル８
００は、１ターン・ソレノイドとしての基本構成を有し
ている点では上記のＭＲＩ用ＲＦコイル７００と同様で
あるが、デカップリング回路６０１の構成が異なる。す
なわち、このデカップリング回路６０１は、インダクタ
１と，逆並列接続されたスイッチ用ダイオード２ａ，２
ｂ（バリスタでもよい）との直列回路になっている。さ
らに、インダクタ１の一端および逆並列接続されたスイ
ッチ用ダイオード２ａ，２ｂの一端の接続点と，前記逆
並列接続されたスイッチ用ダイオード２ａ，２ｂの他端
には、同軸ケーブルＷの心線と外部導体がそれぞれ接続
されている。
【０００６】被検体を励起するために別の送信コイル
（例えばボディコイル）からＭＲＩ用ＲＦパルスを送信
すると、前記エレメント５１に誘起する電圧により前記
スイッチ用ダイオード２ａ，２ｂに順方向電圧がかか
り、前記スイッチ用ダイオード２ａ，２ｂがオンし、前
記コンデンサ５３と前記インダクタ１とによりＭＲＩ用
ＲＦパルスに対する共振回路が形成される。この結果、
前記エレメント５１はＭＲＩ用ＲＦパルスに対して共振
しなくなり、ＭＲＩ用ＲＦコイル８００はＭＲＩ用ＲＦ
パルスに対してコイルとして機能しなくなる。これによ
り、ＭＲＩ用ＲＦパルスは、ＭＲＩ用ＲＦコイル８００
に妨げられずに、被検体を有効に励起することが出来
る。次に、被検体からのＮＭＲ信号を受信する時は、前
記エレメント５１に誘起する電圧が微弱なため前記スイ
ッチ用ダイオード２ａ，２ｂに順方向電圧がかからず、
前記スイッチ用ダイオード２ａ，２ｂがオフし、前記コ
ンデンサ５３と前記インダクタ１とによる共振回路が形
成されなくなる。この結果、前記エレメント５１と前記
コンデンサ５３とによりＮＭＲ信号に対する共振回路が
形成され、ＮＭＲ信号が前記エレメント５１に受信さ
れ、前記同軸ケーブルＷを通じてＭＲＩ装置本体（図示
せず）に伝送される。
（例えばボディコイル）からＭＲＩ用ＲＦパルスを送信
すると、前記エレメント５１に誘起する電圧により前記
スイッチ用ダイオード２ａ，２ｂに順方向電圧がかか
り、前記スイッチ用ダイオード２ａ，２ｂがオンし、前
記コンデンサ５３と前記インダクタ１とによりＭＲＩ用
ＲＦパルスに対する共振回路が形成される。この結果、
前記エレメント５１はＭＲＩ用ＲＦパルスに対して共振
しなくなり、ＭＲＩ用ＲＦコイル８００はＭＲＩ用ＲＦ
パルスに対してコイルとして機能しなくなる。これによ
り、ＭＲＩ用ＲＦパルスは、ＭＲＩ用ＲＦコイル８００
に妨げられずに、被検体を有効に励起することが出来
る。次に、被検体からのＮＭＲ信号を受信する時は、前
記エレメント５１に誘起する電圧が微弱なため前記スイ
ッチ用ダイオード２ａ，２ｂに順方向電圧がかからず、
前記スイッチ用ダイオード２ａ，２ｂがオフし、前記コ
ンデンサ５３と前記インダクタ１とによる共振回路が形
成されなくなる。この結果、前記エレメント５１と前記
コンデンサ５３とによりＮＭＲ信号に対する共振回路が
形成され、ＮＭＲ信号が前記エレメント５１に受信さ
れ、前記同軸ケーブルＷを通じてＭＲＩ装置本体（図示
せず）に伝送される。
【０００７】前記デカップリング回路６０１は、パッシ
ブ（Ｐassive；受動）型のデカップリング回路と呼ばれ
る。
ブ（Ｐassive；受動）型のデカップリング回路と呼ばれ
る。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】図１０は、上記従来の
ＭＲＩ用ＲＦコイル７００で、前記スイッチ用ダイオー
ド２をオンし、前記コンデンサ５３と前記インダクタ１
とによりＭＲＩ用ＲＦパルスに対する共振回路を形成し
た状態を示している。ＭＲＩ用ＲＦパルスによって生じ
た高周波電流ｉが、破線で示すようにループ状に流れる
ため、磁場Ｂｆが発生する。上記従来のＭＲＩ用ＲＦコ
イル８００でも同様である。しかし、磁場Ｂｆが発生す
ると、間隙ｇの近傍の静磁場Ｂｏや傾斜磁場を乱し、感
度むらを起こす問題点がある。また、被検体との電磁気
的な結合を生じて、デカップリング性能を低下させる問
題点がある。この問題点は、エレメント５１の幅が広い
ほど、前記磁場Ｂｆが広範囲に発生するので、顕著とな
る。そこで、この発明の目的は、前記磁場Ｂｆの発生を
抑制し、静磁場や傾斜磁場に乱れを与えないようにする
と共にデカップリング性能を低下させないように改良し
たＭＲＩ用ＲＦコイルを提供することにある。
ＭＲＩ用ＲＦコイル７００で、前記スイッチ用ダイオー
ド２をオンし、前記コンデンサ５３と前記インダクタ１
とによりＭＲＩ用ＲＦパルスに対する共振回路を形成し
た状態を示している。ＭＲＩ用ＲＦパルスによって生じ
た高周波電流ｉが、破線で示すようにループ状に流れる
ため、磁場Ｂｆが発生する。上記従来のＭＲＩ用ＲＦコ
イル８００でも同様である。しかし、磁場Ｂｆが発生す
ると、間隙ｇの近傍の静磁場Ｂｏや傾斜磁場を乱し、感
度むらを起こす問題点がある。また、被検体との電磁気
的な結合を生じて、デカップリング性能を低下させる問
題点がある。この問題点は、エレメント５１の幅が広い
ほど、前記磁場Ｂｆが広範囲に発生するので、顕著とな
る。そこで、この発明の目的は、前記磁場Ｂｆの発生を
抑制し、静磁場や傾斜磁場に乱れを与えないようにする
と共にデカップリング性能を低下させないように改良し
たＭＲＩ用ＲＦコイルを提供することにある。
【０００９】
【課題を解決するための手段】第１の観点では、この発
明は、２つの導体が間隙を空けて対向する間隙部分を有
し、その間隙部分の複数箇所でコンデンサが介設され、
それらコンデンサとの共振周波数がＭＲＩ用ＲＦパルス
の周波数（またはＮＭＲ信号の周波数）に略合うように
インダクタンス値を定めたインダクタとスイッチ手段の
直列回路からなるデカップリング回路が前記２つの導体
端部間に介設されたＭＲＩ用ＲＦコイルにおいて、前記
デカップリング回路の介設箇所を、前記複数のコンデン
サを介設した複数の箇所の略中央としたことを特徴とす
るＭＲＩ用ＲＦコイルを提供する。上記第１の観点のＭ
ＲＩ用ＲＦコイルでは、複数のコンデンサとインダクタ
とが共振した時の高周波電流がインダクタの左側にある
コンデンサを流れる場合とインダクタの右側にあるコン
デンサを流れる場合とで、電流ループの向きが逆にな
る。従って、それらループの電流により生じる磁場の向
きも逆となり、相互に打ち消し合う結果となる。このた
め、前記磁場が静磁場や傾斜磁場に乱れを与えないよう
に出来る。また、デカップリング性能を低下させないよ
うに出来る。
明は、２つの導体が間隙を空けて対向する間隙部分を有
し、その間隙部分の複数箇所でコンデンサが介設され、
それらコンデンサとの共振周波数がＭＲＩ用ＲＦパルス
の周波数（またはＮＭＲ信号の周波数）に略合うように
インダクタンス値を定めたインダクタとスイッチ手段の
直列回路からなるデカップリング回路が前記２つの導体
端部間に介設されたＭＲＩ用ＲＦコイルにおいて、前記
デカップリング回路の介設箇所を、前記複数のコンデン
サを介設した複数の箇所の略中央としたことを特徴とす
るＭＲＩ用ＲＦコイルを提供する。上記第１の観点のＭ
ＲＩ用ＲＦコイルでは、複数のコンデンサとインダクタ
とが共振した時の高周波電流がインダクタの左側にある
コンデンサを流れる場合とインダクタの右側にあるコン
デンサを流れる場合とで、電流ループの向きが逆にな
る。従って、それらループの電流により生じる磁場の向
きも逆となり、相互に打ち消し合う結果となる。このた
め、前記磁場が静磁場や傾斜磁場に乱れを与えないよう
に出来る。また、デカップリング性能を低下させないよ
うに出来る。
【００１０】上記構成において、「２つの導体」とは、
例えば、本発明の実施の形態として、図１，図３を参照
して後で詳説するように、シート状の導体を両端間に短
い間隙を空けて筒状に丸めた如き形状のエレメントの概
念を含むものである。
例えば、本発明の実施の形態として、図１，図３を参照
して後で詳説するように、シート状の導体を両端間に短
い間隙を空けて筒状に丸めた如き形状のエレメントの概
念を含むものである。
【００１１】第２の観点では、この発明は、上記の構成
のＭＲＩ用ＲＦコイルにおいて、前記エレメントは、シ
ート状の導体をその両端間が間隙を空けて対向するよう
に略円筒状に丸めた如き形状であることを特徴とするＭ
ＲＩ用ＲＦコイルを提供する。上記第２の観点のＭＲＩ
用ＲＦコイルでは、１ターン・ソレノイドまたはループ
・ギャップ・コイルと呼ばれるタイプのＭＲＩ用ＲＦコ
イルの性能を向上することが出来る。
のＭＲＩ用ＲＦコイルにおいて、前記エレメントは、シ
ート状の導体をその両端間が間隙を空けて対向するよう
に略円筒状に丸めた如き形状であることを特徴とするＭ
ＲＩ用ＲＦコイルを提供する。上記第２の観点のＭＲＩ
用ＲＦコイルでは、１ターン・ソレノイドまたはループ
・ギャップ・コイルと呼ばれるタイプのＭＲＩ用ＲＦコ
イルの性能を向上することが出来る。
【００１２】
【発明の実施の形態】以下、図に示す実施の形態により
この発明をさらに詳細に説明する。なお、これによりこ
の発明が限定されるものではない。
この発明をさらに詳細に説明する。なお、これによりこ
の発明が限定されるものではない。
【００１３】−第１の実施形態− 図１は、この発明の第１の実施形態のＭＲＩ用ＲＦコイ
ルを示す模式的外観図である。このＭＲＩ用ＲＦコイル
１００は、シート状の導体（銅やアルミなど）を両端間
に短い間隙ｇを空けて筒状に丸めた如き形状のエレメン
ト１１と、前記間隙ｇの複数箇所で前記両端間に介設さ
れた複数のコンデンサ３ａ，３ｂと、それらコンデンサ
３ａ，３ｂを介設した複数の箇所の略中央に介設された
アクティブ型のデカップリング回路１０１とを具備して
構成されている。前記デカップリング回路１０１は、前
記コンデンサ３ａ，３ｂとの共振周波数がＭＲＩ用ＲＦ
パルスの周波数に略合うようにインダクタンス値を定め
たインダクタ１と，スイッチ用ダイオード２との直列回
路である（インダクタ１の一端と，スイッチ用ダイオー
ド２の一端とはランド導体を介して接続されている）。
さらに、前記ランド導体と，スイッチ用ダイオード２の
他端には、同軸ケーブルＷの心線と外部導体がそれぞれ
接続されている。
ルを示す模式的外観図である。このＭＲＩ用ＲＦコイル
１００は、シート状の導体（銅やアルミなど）を両端間
に短い間隙ｇを空けて筒状に丸めた如き形状のエレメン
ト１１と、前記間隙ｇの複数箇所で前記両端間に介設さ
れた複数のコンデンサ３ａ，３ｂと、それらコンデンサ
３ａ，３ｂを介設した複数の箇所の略中央に介設された
アクティブ型のデカップリング回路１０１とを具備して
構成されている。前記デカップリング回路１０１は、前
記コンデンサ３ａ，３ｂとの共振周波数がＭＲＩ用ＲＦ
パルスの周波数に略合うようにインダクタンス値を定め
たインダクタ１と，スイッチ用ダイオード２との直列回
路である（インダクタ１の一端と，スイッチ用ダイオー
ド２の一端とはランド導体を介して接続されている）。
さらに、前記ランド導体と，スイッチ用ダイオード２の
他端には、同軸ケーブルＷの心線と外部導体がそれぞれ
接続されている。
【００１４】このＭＲＩ用ＲＦコイル１００は、垂直方
向の静磁場Ｂｏ中に置かれる。そして、被検体を励起す
るために別の送信コイル（例えばボディコイル）からＭ
ＲＩ用ＲＦパルスを送信する時は、同軸ケーブルＷおよ
び前記インダクタ１を通じて前記スイッチ用ダイオード
２に順方向電圧（アノード電圧＞カソード電圧）を加え
る。これにより、前記スイッチ用ダイオード２がオン
し、前記コンデンサ３ａ，３ｂと前記インダクタ１とに
よりＭＲＩ用ＲＦパルスに対する共振回路が形成され
る。この結果、前記エレメント１１はＭＲＩ用ＲＦパル
スに対して共振しなくなり、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００
はＭＲＩ用ＲＦパルスに対してコイルとして機能しなく
なる。これにより、ＭＲＩ用ＲＦパルスは、ＭＲＩ用Ｒ
Ｆコイル１００に妨げられずに、被検体を有効に励起す
ることが出来る。次に、被検体からのＮＭＲ信号を受信
する時は、同軸ケーブルＷおよび前記インダクタ１を通
じて前記スイッチ用ダイオード２に逆方向電圧（アノー
ド電圧＜カソード電圧）を加える。これにより、前記ス
イッチ用ダイオード２がオフし、前記コンデンサ３ａ，
３ｂと前記インダクタ１とによる共振回路が形成されな
くなる。この結果、前記エレメント１１と前記コンデン
サ３ａ，３ｂとによりＮＭＲ信号に対する共振回路が形
成され、ＮＭＲ信号が前記エレメント１１に受信され、
前記同軸ケーブルＷを通じてＭＲＩ装置本体（図示せ
ず）に伝送される（このとき、同軸ケーブルＷにはＮＭ
Ｒ信号に直流のバイアス電圧が重畳されるが、バイアス
電圧は前記コンデンサ３ａ，３ｂでカットされるから支
障はない）。
向の静磁場Ｂｏ中に置かれる。そして、被検体を励起す
るために別の送信コイル（例えばボディコイル）からＭ
ＲＩ用ＲＦパルスを送信する時は、同軸ケーブルＷおよ
び前記インダクタ１を通じて前記スイッチ用ダイオード
２に順方向電圧（アノード電圧＞カソード電圧）を加え
る。これにより、前記スイッチ用ダイオード２がオン
し、前記コンデンサ３ａ，３ｂと前記インダクタ１とに
よりＭＲＩ用ＲＦパルスに対する共振回路が形成され
る。この結果、前記エレメント１１はＭＲＩ用ＲＦパル
スに対して共振しなくなり、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００
はＭＲＩ用ＲＦパルスに対してコイルとして機能しなく
なる。これにより、ＭＲＩ用ＲＦパルスは、ＭＲＩ用Ｒ
Ｆコイル１００に妨げられずに、被検体を有効に励起す
ることが出来る。次に、被検体からのＮＭＲ信号を受信
する時は、同軸ケーブルＷおよび前記インダクタ１を通
じて前記スイッチ用ダイオード２に逆方向電圧（アノー
ド電圧＜カソード電圧）を加える。これにより、前記ス
イッチ用ダイオード２がオフし、前記コンデンサ３ａ，
３ｂと前記インダクタ１とによる共振回路が形成されな
くなる。この結果、前記エレメント１１と前記コンデン
サ３ａ，３ｂとによりＮＭＲ信号に対する共振回路が形
成され、ＮＭＲ信号が前記エレメント１１に受信され、
前記同軸ケーブルＷを通じてＭＲＩ装置本体（図示せ
ず）に伝送される（このとき、同軸ケーブルＷにはＮＭ
Ｒ信号に直流のバイアス電圧が重畳されるが、バイアス
電圧は前記コンデンサ３ａ，３ｂでカットされるから支
障はない）。
【００１５】図２は、上記ＭＲＩ用ＲＦコイル１００
で、前記スイッチ用ダイオード２をオンし、前記コンデ
ンサ３ａ，３ｂと前記インダクタ１とによりＭＲＩ用Ｒ
Ｆパルスに対する共振回路を形成した状態を示してい
る。ＭＲＩ用ＲＦパルスによって生じた高周波電流ｉ
が、破線で示すようにループ状に流れるため、磁場Ｂ
ａ，Ｂｂが発生する。ここで、高周波電流ｉがインダク
タ１の左側にあるコンデンサ３ａを流れる場合とインダ
クタ１の右側にあるコンデンサ３ｂを流れる場合とで、
電流ループの向きが逆になる。従って、それらループの
電流により生じる磁場Ｂａ，Ｂｂの向きも逆となり、相
互に打ち消し合う結果となる。このため、前記磁場Ｂ
ａ，Ｂｂが静磁場Ｂｏや傾斜磁場に乱れを与えないよう
に出来る。また、デカップリング性能を低下させないよ
うに出来る。
で、前記スイッチ用ダイオード２をオンし、前記コンデ
ンサ３ａ，３ｂと前記インダクタ１とによりＭＲＩ用Ｒ
Ｆパルスに対する共振回路を形成した状態を示してい
る。ＭＲＩ用ＲＦパルスによって生じた高周波電流ｉ
が、破線で示すようにループ状に流れるため、磁場Ｂ
ａ，Ｂｂが発生する。ここで、高周波電流ｉがインダク
タ１の左側にあるコンデンサ３ａを流れる場合とインダ
クタ１の右側にあるコンデンサ３ｂを流れる場合とで、
電流ループの向きが逆になる。従って、それらループの
電流により生じる磁場Ｂａ，Ｂｂの向きも逆となり、相
互に打ち消し合う結果となる。このため、前記磁場Ｂ
ａ，Ｂｂが静磁場Ｂｏや傾斜磁場に乱れを与えないよう
に出来る。また、デカップリング性能を低下させないよ
うに出来る。
【００１６】−第２の実施形態− 図３において、ＭＲＩ用ＲＦコイル２００は、図１のア
クティブ型のデカップリング回路１０１の代りにパッシ
ブ型のデカップリング回路２０１を用いたものである。
このＭＲＩ用ＲＦコイル２００によっても図１のＭＲＩ
用ＲＦコイル１００と同様の効果が得られる。
クティブ型のデカップリング回路１０１の代りにパッシ
ブ型のデカップリング回路２０１を用いたものである。
このＭＲＩ用ＲＦコイル２００によっても図１のＭＲＩ
用ＲＦコイル１００と同様の効果が得られる。
【００１７】−第３の実施形態− 図４において、ＭＲＩ用ＲＦコイル３００は、比較的に
幅の広いリング導体Ｒ１，Ｒ２の間に多数のエレメント
Ｅを設けた構成のハイパス型のバードケージコイルであ
る。リング導体Ｒ１，Ｒ２に設けられた間隙ｇの複数箇
所にはコンデンサ４ａ，４ｂが介設されると共に、それ
らコンデンサ４ａ，４ｂを介設した複数の箇所の略中央
にはデカップリング回路２０１（１０１でもよい）が接
続されている。さらに、いずれかの間隙ｇに介設された
コンデンサ４ａのうち１つの両端には、ＮＭＲ信号を伝
送するための同軸ケーブルＷの心線と外部導体がそれぞ
れ接続されている。このＭＲＩ用ＲＦコイル３００によ
っても図１のＭＲＩ用ＲＦコイル１００と同様の効果が
得られる。
幅の広いリング導体Ｒ１，Ｒ２の間に多数のエレメント
Ｅを設けた構成のハイパス型のバードケージコイルであ
る。リング導体Ｒ１，Ｒ２に設けられた間隙ｇの複数箇
所にはコンデンサ４ａ，４ｂが介設されると共に、それ
らコンデンサ４ａ，４ｂを介設した複数の箇所の略中央
にはデカップリング回路２０１（１０１でもよい）が接
続されている。さらに、いずれかの間隙ｇに介設された
コンデンサ４ａのうち１つの両端には、ＮＭＲ信号を伝
送するための同軸ケーブルＷの心線と外部導体がそれぞ
れ接続されている。このＭＲＩ用ＲＦコイル３００によ
っても図１のＭＲＩ用ＲＦコイル１００と同様の効果が
得られる。
【００１８】−第４の実施形態− 図５において、ＭＲＩ用ＲＦコイル４００は、リング導
体Ｒ１１，Ｒ１２の間に比較的に幅の広い多数のエレメ
ントＥａを設けた構成のローパス型のバードケージコイ
ルである。各エレメントＥａに設けられた間隙ｇの複数
箇所にはコンデンサ５ａ，５ｂが介設されると共に、そ
れらコンデンサ５ａ，５ｂを介設した複数の箇所の略中
央にはデカップリング回路２０１（１０１でもよい）が
接続されている。さらに、いずれかの間隙ｇに介設され
たコンデンサ５ａのうち１つの両端には、ＮＭＲ信号を
伝送するための同軸ケーブルＷの心線と外部導体がそれ
ぞれ接続されている。このＭＲＩ用ＲＦコイル４００に
よっても図１のＭＲＩ用ＲＦコイル１００と同様の効果
が得られる。
体Ｒ１１，Ｒ１２の間に比較的に幅の広い多数のエレメ
ントＥａを設けた構成のローパス型のバードケージコイ
ルである。各エレメントＥａに設けられた間隙ｇの複数
箇所にはコンデンサ５ａ，５ｂが介設されると共に、そ
れらコンデンサ５ａ，５ｂを介設した複数の箇所の略中
央にはデカップリング回路２０１（１０１でもよい）が
接続されている。さらに、いずれかの間隙ｇに介設され
たコンデンサ５ａのうち１つの両端には、ＮＭＲ信号を
伝送するための同軸ケーブルＷの心線と外部導体がそれ
ぞれ接続されている。このＭＲＩ用ＲＦコイル４００に
よっても図１のＭＲＩ用ＲＦコイル１００と同様の効果
が得られる。
【００１９】−第５の実施形態− 図６において、ＭＲＩ用ＲＦコイル５００は、比較的に
幅の広いエレメントＥｓを両端間に狭い間隙ｇが空くよ
うに略Ｃの字型に形成した表面コイルである。前記間隙
ｇの複数箇所にはコンデンサ６ａ，６ｂが介設されると
共に、それらコンデンサ６ａ，６ｂを介設した複数の箇
所の略中央にはデカップリング回路２０１（１０１でも
よい）が接続されている。Ｗは、同軸ケーブルである。
このＭＲＩ用ＲＦコイル５００によっても図１のＭＲＩ
用ＲＦコイル１００と同様の効果が得られる。
幅の広いエレメントＥｓを両端間に狭い間隙ｇが空くよ
うに略Ｃの字型に形成した表面コイルである。前記間隙
ｇの複数箇所にはコンデンサ６ａ，６ｂが介設されると
共に、それらコンデンサ６ａ，６ｂを介設した複数の箇
所の略中央にはデカップリング回路２０１（１０１でも
よい）が接続されている。Ｗは、同軸ケーブルである。
このＭＲＩ用ＲＦコイル５００によっても図１のＭＲＩ
用ＲＦコイル１００と同様の効果が得られる。
【００２０】−第６の実施形態− 図７において、ＭＲＩ用ＲＦコイル６００は、エレメン
トＥ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４とアーチ導体Ａ１，Ａ２，Ａ
３，Ａ４とを有する鞍型コイルである。アーチ導体Ａ
２，Ａ４の接続部とエレメントＥ１，Ｅ３の接続部と
は、比較的長い距離に渡って狭い間隙を隔てて対向して
いる。この間隙の複数箇所には、コンデンサ７ａ，７ｂ
が介設されると共に、それらコンデンサ７ａ，７ｂを介
設した複数の箇所の略中央にはデカップリング回路２０
１（１０１でもよい）が接続されている。Ｗは、同軸ケ
ーブルである。このＭＲＩ用ＲＦコイル６００によって
も図１のＭＲＩ用ＲＦコイル１００と同様の効果が得ら
れる。
トＥ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４とアーチ導体Ａ１，Ａ２，Ａ
３，Ａ４とを有する鞍型コイルである。アーチ導体Ａ
２，Ａ４の接続部とエレメントＥ１，Ｅ３の接続部と
は、比較的長い距離に渡って狭い間隙を隔てて対向して
いる。この間隙の複数箇所には、コンデンサ７ａ，７ｂ
が介設されると共に、それらコンデンサ７ａ，７ｂを介
設した複数の箇所の略中央にはデカップリング回路２０
１（１０１でもよい）が接続されている。Ｗは、同軸ケ
ーブルである。このＭＲＩ用ＲＦコイル６００によって
も図１のＭＲＩ用ＲＦコイル１００と同様の効果が得ら
れる。
【００２１】
【発明の効果】この発明のＭＲＩ用ＲＦコイルによれ
ば、コンデンサとデカップリング回路とに流れるループ
電流による磁場の発生を抑制できるため、静磁場や傾斜
磁場に乱れを与えず、感度むらの発生を防止できる。ま
た、デカップリング性能の低下を防止できる。
ば、コンデンサとデカップリング回路とに流れるループ
電流による磁場の発生を抑制できるため、静磁場や傾斜
磁場に乱れを与えず、感度むらの発生を防止できる。ま
た、デカップリング性能の低下を防止できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】この発明の第１の実施形態にかかるＭＲＩ用Ｒ
Ｆコイルを示す模式的外観図である。
Ｆコイルを示す模式的外観図である。
【図２】図１のＭＲＩ用ＲＦコイルにおける高周波電流
の説明図である。
の説明図である。
【図３】この発明の第２の実施形態にかかるＭＲＩ用Ｒ
Ｆコイルを示す模式的外観図である。
Ｆコイルを示す模式的外観図である。
【図４】この発明の第３の実施形態にかかるＭＲＩ用Ｒ
Ｆコイルを示す模式的外観図である。
Ｆコイルを示す模式的外観図である。
【図５】この発明の第４の実施形態にかかるＭＲＩ用Ｒ
Ｆコイルを示す模式的外観図である。
Ｆコイルを示す模式的外観図である。
【図６】この発明の第５の実施形態にかかるＭＲＩ用Ｒ
Ｆコイルを示す模式的外観図である。
Ｆコイルを示す模式的外観図である。
【図７】この発明の第６の実施形態にかかるＭＲＩ用Ｒ
Ｆコイルを示す模式的外観図である。
Ｆコイルを示す模式的外観図である。
【図８】従来のＭＲＩ用ＲＦコイルの一例を示す模式的
外観図である。
外観図である。
【図９】従来のＭＲＩ用ＲＦコイルの他例を示す模式的
外観図である。
外観図である。
【図１０】図８のＭＲＩ用ＲＦコイルにおける高周波電
流の説明図である。
流の説明図である。
１００，２００，３００ ＭＲＩ用
ＲＦコイル ４００，５００，６００ ＭＲＩ用
ＲＦコイル １０１，２０１ デカップ
リング回路 １ インダク
タ ２，２ａ，２ｂ スイッチ
用ダイオード ３ａ，３ｂ，４ａ，４ｂ コンデン
サ ５ａ，５ｂ，６ａ，６ｂ，７ａ，７ｂ コンデン
サ １１，Ｅ，Ｅａ，Ｅｓ，Ｅ１〜Ｅ４ エレメン
ト Ｗ 同軸ケー
ブル ｇ 間隙
ＲＦコイル ４００，５００，６００ ＭＲＩ用
ＲＦコイル １０１，２０１ デカップ
リング回路 １ インダク
タ ２，２ａ，２ｂ スイッチ
用ダイオード ３ａ，３ｂ，４ａ，４ｂ コンデン
サ ５ａ，５ｂ，６ａ，６ｂ，７ａ，７ｂ コンデン
サ １１，Ｅ，Ｅａ，Ｅｓ，Ｅ１〜Ｅ４ エレメン
ト Ｗ 同軸ケー
ブル ｇ 間隙
Claims (2)
- 【請求項１】 ２つの導体が間隙を空けて対向する間隙
部分を有し、その間隙部分の複数箇所でコンデンサが介
設され、それらコンデンサとの共振周波数がＭＲＩ用Ｒ
Ｆパルスの周波数（またはＮＭＲ信号の周波数）に略合
うようにインダクタンス値を定めたインダクタとスイッ
チ手段の直列回路からなるデカップリング回路が前記２
つの導体端部間に介設されたＭＲＩ用ＲＦコイルにおい
て、 前記デカップリング回路の介設箇所を、前記複数のコン
デンサを介設した複数の箇所の略中央としたことを特徴
とするＭＲＩ用ＲＦコイル。 - 【請求項２】 請求項１に記載のＭＲＩ用ＲＦコイルに
おいて、前記エレメントは、シート状の導体をその両端
間が間隙を空けて対向するように略円筒状に丸めた如き
形状であることを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP23186895A JP3549641B2 (ja) | 1995-09-08 | 1995-09-08 | Ｍｒｉ用ｒｆコイル |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP23186895A JP3549641B2 (ja) | 1995-09-08 | 1995-09-08 | Ｍｒｉ用ｒｆコイル |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0975317A true JPH0975317A (ja) | 1997-03-25 |
| JP3549641B2 JP3549641B2 (ja) | 2004-08-04 |
Family
ID=16930284
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP23186895A Expired - Fee Related JP3549641B2 (ja) | 1995-09-08 | 1995-09-08 | Ｍｒｉ用ｒｆコイル |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3549641B2 (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003070764A (ja) * | 2001-08-31 | 2003-03-11 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｒｆ信号受信コイルおよび磁気共鳴撮像装置 |
| WO2011036603A3 (en) * | 2009-09-28 | 2011-05-26 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Mr imaging system with freely accessible examination volume |
| JP2012529953A (ja) * | 2009-06-19 | 2012-11-29 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | メモリスタを使用したｍｒｉｒｆコイル |
-
1995
- 1995-09-08 JP JP23186895A patent/JP3549641B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003070764A (ja) * | 2001-08-31 | 2003-03-11 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｒｆ信号受信コイルおよび磁気共鳴撮像装置 |
| JP2012529953A (ja) * | 2009-06-19 | 2012-11-29 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | メモリスタを使用したｍｒｉｒｆコイル |
| WO2011036603A3 (en) * | 2009-09-28 | 2011-05-26 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Mr imaging system with freely accessible examination volume |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3549641B2 (ja) | 2004-08-04 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US6437567B1 (en) | Radio frequency coil for open magnetic resonance imaging system | |
| US7495443B2 (en) | RF coil system for super high field (SHF) MRI | |
| US6943551B2 (en) | Magnetic resonance antenna | |
| EP0305830A2 (en) | MRI QD RF coil having diode switched detuning circuit producing reduced artifact | |
| EP1059539A3 (en) | RF Body Coil for an open MRI system | |
| EP0132338B1 (en) | Apparatus and method for reducing spurious currents in nmr imaging apparatus induced by pulsed gradient fields | |
| EP0532704A4 (en) | Shielded gradient coil for nuclear magnetic resonance imaging | |
| US7239139B2 (en) | RF coil system for a magnetic resonance imaging apparatus | |
| JP2003500133A (ja) | 撮像システム用ｒｆコイル | |
| JP2009508555A (ja) | Ｍｒｉで使用されるラジオ周波数コイル用ｒｆトラップ | |
| JP2009148556A (ja) | 切換可能鳥かご型コイル | |
| EP0609810B1 (en) | Orthogonal RF coil for MRI apparatus | |
| JPH0788104A (ja) | 核スピントモグラフィ装置の高周波装置 | |
| EP2447732A1 (en) | RF antenna arrangement including a decoupling circuit especially for an MR imaging system | |
| US5329233A (en) | Cylindrical local coil for nuclear magnetic resonance imaging | |
| JP3549641B2 (ja) | Ｍｒｉ用ｒｆコイル | |
| EP0133364B1 (en) | Magnetic coils | |
| JP3110115B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP3510361B2 (ja) | Ｍｒｉ用バードケージコイル | |
| US5477145A (en) | RF probe | |
| CN1616984B (zh) | 磁共振装置 | |
| US6172503B1 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and RF coil to be used therefor | |
| JPH09276245A (ja) | Ｍｒｉ用ｒｆコイル及びｍｒｉ装置 | |
| JP5064826B2 (ja) | Ｒｆ回路のためのスイッチング回路および磁気共鳴イメージング装置用の高周波信号送受信切替回路、磁気共鳴イメージング装置用のｒｆコイル又はｒｆプローブ、それを備える磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP3502696B2 (ja) | Ｍｒｉ用ｒｆコイル |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20040330 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20040406 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20040421 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080430 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090430 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100430 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100430 Year of fee payment: 6 |
|
| S533 | Written request for registration of change of name |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100430 Year of fee payment: 6 |
|
| R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100430 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100430 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110430 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110430 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120430 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120430 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130430 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130430 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140430 Year of fee payment: 10 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |