JP3516481B2 - Ｍｒｉ装置のｒｆコイル - Google Patents
Ｍｒｉ装置のｒｆコイルInfo
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は、ＭＲＩ（Ｍagnetic
Ｒesonance Ｉmaging）装置における送受信方法および
ＲＦ（Ｒadio Ｆrequency）コイルに関する。さらに詳
しくは、被検体との不要な磁気結合やＳＮＲ（Signal N
oise Ratio）の低下を防止することが出来るＭＲＩ装置
における送受信方法およびＲＦコイルに関する。
Ｒesonance Ｉmaging）装置における送受信方法および
ＲＦ（Ｒadio Ｆrequency）コイルに関する。さらに詳
しくは、被検体との不要な磁気結合やＳＮＲ（Signal N
oise Ratio）の低下を防止することが出来るＭＲＩ装置
における送受信方法およびＲＦコイルに関する。
【０００２】
【従来の技術】図９は、ＭＲＩ装置の表面コイル型のＲ
Ｆコイルの従来例を示す模式的斜視図である。このＲＦ
コイル５００は、エレメントＥ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４と
コンデンサＣ１，Ｃ２，Ｃ３，Ｃ４とを備えた構成であ
る。前記エレメントＥ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４は長方形の
ループを形成しており、エレメントＥ４には同軸ケーブ
ルＷが接続されている。前記コンデンサＣ１，Ｃ２，Ｃ
３，Ｃ４は、前記エレメントＥ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４に
介設され、共振回路を形成している。図１０の（ａ）に
示すように、ＲＦ（Ｒadio Frequency）磁場の送信時に
は、エレメントＥ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４に送信電流Ｉが
流れ、ＲＦ磁場Ｈ１，Ｈ２，Ｈ３，Ｈ４が発生する。こ
れらのＲＦ磁場成分のうち、主磁場Ｂに直交するＲＦ磁
場成分Ｈ１，Ｈ３によって、被検体が励起される。ま
た、図１０の（ｂ）に示すように、被検体からのＭＲ
（Magnetic Resonance）信号の受信時には、エレメント
Ｅ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４の周りに生じる被検体からのＭ
Ｒ信号成分ｈ１，ｈ２，ｈ３，ｈ４によって、エレメン
トＥ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４に受信電流ｉが流れる。前記
ＭＲ信号成分のうち、主磁場Ｂに直交するＭＲ信号成分
ｈ１，ｈ３によって、被検体のプロトン密度情報が得ら
れる。
Ｆコイルの従来例を示す模式的斜視図である。このＲＦ
コイル５００は、エレメントＥ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４と
コンデンサＣ１，Ｃ２，Ｃ３，Ｃ４とを備えた構成であ
る。前記エレメントＥ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４は長方形の
ループを形成しており、エレメントＥ４には同軸ケーブ
ルＷが接続されている。前記コンデンサＣ１，Ｃ２，Ｃ
３，Ｃ４は、前記エレメントＥ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４に
介設され、共振回路を形成している。図１０の（ａ）に
示すように、ＲＦ（Ｒadio Frequency）磁場の送信時に
は、エレメントＥ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４に送信電流Ｉが
流れ、ＲＦ磁場Ｈ１，Ｈ２，Ｈ３，Ｈ４が発生する。こ
れらのＲＦ磁場成分のうち、主磁場Ｂに直交するＲＦ磁
場成分Ｈ１，Ｈ３によって、被検体が励起される。ま
た、図１０の（ｂ）に示すように、被検体からのＭＲ
（Magnetic Resonance）信号の受信時には、エレメント
Ｅ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４の周りに生じる被検体からのＭ
Ｒ信号成分ｈ１，ｈ２，ｈ３，ｈ４によって、エレメン
トＥ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４に受信電流ｉが流れる。前記
ＭＲ信号成分のうち、主磁場Ｂに直交するＭＲ信号成分
ｈ１，ｈ３によって、被検体のプロトン密度情報が得ら
れる。
【０００３】図１１は、ＭＲＩ装置のバードケージコイ
ル型のＲＦコイルの従来例を示す模式的斜視図である。
図１１の（ａ）のＲＦコイル５０１Ｈは、ハイパスタイ
プのものであり、多数のエレメントＥ，Ｅ，…をリング
導体Ｒ１，Ｒ２の間に張設し、リング導体Ｒ１，Ｒ２に
コンデンサＣ，Ｃ，…を介設した構成である。図１１の
（ｂ）のＲＦコイル５０１Ｌは、ローパスタイプのもの
であり、多数のエレメントＥ，Ｅ，…をリング導体Ｒ
１，Ｒ２の間に張設し、エレメントＥ，Ｅ，…にコンデ
ンサＣ，Ｃ，…を介設した構成である。図１２の（ａ）
に示すように、ＲＦ磁場の送信時には、エレメントＥ，
Ｅ，…およびリング導体Ｒ１，Ｒ２に送信電流Ｉが流
れ、ＲＦ磁場ＥＨおよびＲＨが発生する。これらのＲＦ
磁場成分のうち、主磁場Ｂに直交するＲＦ磁場成分ＥＨ
によって、被検体が励起される。また、図１２の（ｂ）
に示すように、被検体からのＭＲ信号の受信時には、被
検体からのＭＲ信号によってエレメントＥ，Ｅ，…およ
びリング導体Ｒ１，Ｒ２の周りに生じるＭＲ信号成分Ｅ
ｈ，Ｒｈによって、エレメントＥ，Ｅ，…およびリング
導体Ｒ１，Ｒ２に受信電流ｉが流れる。前記ＭＲ信号成
分のうち、主磁場Ｂに直交するＭＲ信号成分Ｅｈによっ
て、被検体のプロトン密度情報が得られる。
ル型のＲＦコイルの従来例を示す模式的斜視図である。
図１１の（ａ）のＲＦコイル５０１Ｈは、ハイパスタイ
プのものであり、多数のエレメントＥ，Ｅ，…をリング
導体Ｒ１，Ｒ２の間に張設し、リング導体Ｒ１，Ｒ２に
コンデンサＣ，Ｃ，…を介設した構成である。図１１の
（ｂ）のＲＦコイル５０１Ｌは、ローパスタイプのもの
であり、多数のエレメントＥ，Ｅ，…をリング導体Ｒ
１，Ｒ２の間に張設し、エレメントＥ，Ｅ，…にコンデ
ンサＣ，Ｃ，…を介設した構成である。図１２の（ａ）
に示すように、ＲＦ磁場の送信時には、エレメントＥ，
Ｅ，…およびリング導体Ｒ１，Ｒ２に送信電流Ｉが流
れ、ＲＦ磁場ＥＨおよびＲＨが発生する。これらのＲＦ
磁場成分のうち、主磁場Ｂに直交するＲＦ磁場成分ＥＨ
によって、被検体が励起される。また、図１２の（ｂ）
に示すように、被検体からのＭＲ信号の受信時には、被
検体からのＭＲ信号によってエレメントＥ，Ｅ，…およ
びリング導体Ｒ１，Ｒ２の周りに生じるＭＲ信号成分Ｅ
ｈ，Ｒｈによって、エレメントＥ，Ｅ，…およびリング
導体Ｒ１，Ｒ２に受信電流ｉが流れる。前記ＭＲ信号成
分のうち、主磁場Ｂに直交するＭＲ信号成分Ｅｈによっ
て、被検体のプロトン密度情報が得られる。
【０００４】図１３は、ＭＲＩ装置のサドルコイル型の
ＲＦコイルの従来例を示す模式的斜視図である。このＲ
Ｆコイル５０２は、エレメントＥ１，Ｅ２とアーチ導体
Ａ１，Ａ２とを鞍形に配置し、また、エレメントＥ３，
Ｅ４とアーチ導体Ａ３，Ａ４とを鞍形に配置した構成で
ある。また、Ｗは、同軸ケーブルである。図１４の
（ａ）に示すように、ＲＦ磁場の送信時には、エレメン
トＥ１〜Ｅ４およびアーチ導体Ａ１〜Ａ４に送信電流Ｉ
が流れ、ＲＦ磁場ＥＨおよびＲＨが発生する。これらの
ＲＦ磁場成分のうち、主磁場Ｂに直交するＲＦ磁場成分
ＥＨによって、被検体が励起される。また、図１２の
（ｂ）に示すように、被検体からのＭＲ信号の受信時に
は、被検体からのＭＲ信号によってエレメントＥ，Ｅ，
…およびリング導体Ｒ１，Ｒ２の周りに生じるＭＲ信号
成分Ｅｈ，Ｒｈによって、エレメントＥ，Ｅ，…および
リング導体Ｒ１，Ｒ２に受信電流ｉが流れる。前記ＭＲ
信号成分のうち、主磁場Ｂに直交するＭＲ信号成分Ｅｈ
によって、被検体のプロトン密度情報が得られる。
ＲＦコイルの従来例を示す模式的斜視図である。このＲ
Ｆコイル５０２は、エレメントＥ１，Ｅ２とアーチ導体
Ａ１，Ａ２とを鞍形に配置し、また、エレメントＥ３，
Ｅ４とアーチ導体Ａ３，Ａ４とを鞍形に配置した構成で
ある。また、Ｗは、同軸ケーブルである。図１４の
（ａ）に示すように、ＲＦ磁場の送信時には、エレメン
トＥ１〜Ｅ４およびアーチ導体Ａ１〜Ａ４に送信電流Ｉ
が流れ、ＲＦ磁場ＥＨおよびＲＨが発生する。これらの
ＲＦ磁場成分のうち、主磁場Ｂに直交するＲＦ磁場成分
ＥＨによって、被検体が励起される。また、図１２の
（ｂ）に示すように、被検体からのＭＲ信号の受信時に
は、被検体からのＭＲ信号によってエレメントＥ，Ｅ，
…およびリング導体Ｒ１，Ｒ２の周りに生じるＭＲ信号
成分Ｅｈ，Ｒｈによって、エレメントＥ，Ｅ，…および
リング導体Ｒ１，Ｒ２に受信電流ｉが流れる。前記ＭＲ
信号成分のうち、主磁場Ｂに直交するＭＲ信号成分Ｅｈ
によって、被検体のプロトン密度情報が得られる。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】上記従来のＲＦコイル
５００，５０１Ｈ，５０１Ｌ，５０２では、主磁場Ｂに
直交するＲＦ磁場成分Ｈ１，Ｈ３，ＥＨの外に、主磁場
Ｂに平行なＲＦ磁場成分Ｈ２，Ｈ４，ＲＨ，ＡＨが存在
する。また、主磁場Ｂに直交するＭＲ信号成分ｈ２，ｈ
４，Ｒｈ，Ａｈの外に、主磁場Ｂに平行なＭＲ信号成分
ｈ２，ｈ４，Ｒｈ，Ａｈが存在する。しかし、主磁場Ｂ
に平行なＲＦ磁場成分は、ＭＲ（Magnetic Resonance）
の原理上、被検体の励起に有効ではなく、むしろ被検体
との不要な磁気結合を増やす分、励起パワーを無駄に増
大させ、アンプ等に余計な負担をかける問題点がある。
また、関心領域外からのＭＲ信号の拾い込みは関心領域
内ＳＮＲを低下させる問題点がある。そこで、この発明
の目的は、被検体との不要な磁気結合やＳＮＲの低下を
防止できるようにしたＭＲＩ装置における送受信方法お
よびＲＦコイルを提供することにある。
５００，５０１Ｈ，５０１Ｌ，５０２では、主磁場Ｂに
直交するＲＦ磁場成分Ｈ１，Ｈ３，ＥＨの外に、主磁場
Ｂに平行なＲＦ磁場成分Ｈ２，Ｈ４，ＲＨ，ＡＨが存在
する。また、主磁場Ｂに直交するＭＲ信号成分ｈ２，ｈ
４，Ｒｈ，Ａｈの外に、主磁場Ｂに平行なＭＲ信号成分
ｈ２，ｈ４，Ｒｈ，Ａｈが存在する。しかし、主磁場Ｂ
に平行なＲＦ磁場成分は、ＭＲ（Magnetic Resonance）
の原理上、被検体の励起に有効ではなく、むしろ被検体
との不要な磁気結合を増やす分、励起パワーを無駄に増
大させ、アンプ等に余計な負担をかける問題点がある。
また、関心領域外からのＭＲ信号の拾い込みは関心領域
内ＳＮＲを低下させる問題点がある。そこで、この発明
の目的は、被検体との不要な磁気結合やＳＮＲの低下を
防止できるようにしたＭＲＩ装置における送受信方法お
よびＲＦコイルを提供することにある。
【０００６】
【課題を解決するための手段】この発明のＭＲＩ装置に
おける送受信方法は、ＲＦコイルを用いて主磁場中の被
検体にＲＦ磁場を送信するか又は被検体からのＭＲ信号
を受信するかの少なくとも一つを行うＭＲＩ装置の送受
信方法において、前記ＲＦコイルに遮へい導体を設け、
前記主磁場に平行なＲＦ磁場成分または前記主磁場に平
行なＭＲ信号成分を遮蔽することを構成上の特徴とする
ものである。
おける送受信方法は、ＲＦコイルを用いて主磁場中の被
検体にＲＦ磁場を送信するか又は被検体からのＭＲ信号
を受信するかの少なくとも一つを行うＭＲＩ装置の送受
信方法において、前記ＲＦコイルに遮へい導体を設け、
前記主磁場に平行なＲＦ磁場成分または前記主磁場に平
行なＭＲ信号成分を遮蔽することを構成上の特徴とする
ものである。
【０００７】この発明のＭＲＩ装置のＲＦコイルは、主
磁場中の被検体にＲＦ磁場を送信すること又は被検体か
らのＭＲ信号を受信することの少なくとも一つを行うＭ
ＲＩ装置のＲＦコイルにおいて、前記主磁場に平行なＲ
Ｆ磁場成分または関心領域外のＭＲ信号成分を遮る遮へ
い導体を設けたことを構成上の特徴とするものである。
磁場中の被検体にＲＦ磁場を送信すること又は被検体か
らのＭＲ信号を受信することの少なくとも一つを行うＭ
ＲＩ装置のＲＦコイルにおいて、前記主磁場に平行なＲ
Ｆ磁場成分または関心領域外のＭＲ信号成分を遮る遮へ
い導体を設けたことを構成上の特徴とするものである。
【０００８】
【作用】この発明のＭＲＩ装置における送受信方法およ
びＲＦコイルでは、遮へい導体を設けることによって、
主磁場に平行なＲＦ磁場成分または関心領域外のＭＲ信
号成分を遮るようにした。このため、主磁場に平行なＲ
Ｆ磁場成分による被検体との不要な磁気結合を防止でき
るようになる。また、関心領域外からのＭＲ信号の拾い
込みを抑制し、ＳＮＲを向上できるようになる。
びＲＦコイルでは、遮へい導体を設けることによって、
主磁場に平行なＲＦ磁場成分または関心領域外のＭＲ信
号成分を遮るようにした。このため、主磁場に平行なＲ
Ｆ磁場成分による被検体との不要な磁気結合を防止でき
るようになる。また、関心領域外からのＭＲ信号の拾い
込みを抑制し、ＳＮＲを向上できるようになる。
【０００９】
【実施例】以下、図に示す実施例によりこの発明をさら
に詳しく説明する。なお、これによりこの発明が限定さ
れるものではない。
に詳しく説明する。なお、これによりこの発明が限定さ
れるものではない。
【００１０】−第１実施例−
図１は、この発明の第１実施例の表面コイル型のＲＦコ
イルを示す模式的斜視図である。このＲＦコイル１００
は、エレメントＥ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４とコンデンサＣ
１，Ｃ２，Ｃ３，Ｃ４と、遮へい導体Ｑ１，Ｑ２を備え
た構成である。前記エレメントＥ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４
は長方形のループを形成しており、エレメントＥ４には
同軸ケーブルＷが接続されている。前記コンデンサＣ
１，Ｃ２，Ｃ３，Ｃ４は、前記エレメントＥ１，Ｅ２，
Ｅ３，Ｅ４に介設され、共振回路を形成している。ま
た、前記遮へい導体Ｑ１，Ｑ２は、前記ループの外側
で、エレメントＥ２，Ｅ４に沿って設けられている。
イルを示す模式的斜視図である。このＲＦコイル１００
は、エレメントＥ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４とコンデンサＣ
１，Ｃ２，Ｃ３，Ｃ４と、遮へい導体Ｑ１，Ｑ２を備え
た構成である。前記エレメントＥ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４
は長方形のループを形成しており、エレメントＥ４には
同軸ケーブルＷが接続されている。前記コンデンサＣ
１，Ｃ２，Ｃ３，Ｃ４は、前記エレメントＥ１，Ｅ２，
Ｅ３，Ｅ４に介設され、共振回路を形成している。ま
た、前記遮へい導体Ｑ１，Ｑ２は、前記ループの外側
で、エレメントＥ２，Ｅ４に沿って設けられている。
【００１１】図２の（ａ）に示すように、ＲＦ磁場の送
信時には、エレメントＥ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４に送信電
流Ｉが流れ、ＲＦ磁場Ｈ１，Ｈ２，Ｈ３，Ｈ４が発生す
る。これらのＲＦ磁場成分のうち、主磁場Ｂに直交する
ＲＦ磁場成分Ｈ１，Ｈ３によって、被検体が励起され
る。一方、主磁場Ｂに平行なＲＦ磁場成分Ｈ２，Ｈ４
は、前記遮へい導体Ｑ１，Ｑ２によって遮蔽される。こ
のため、被検体との不要な磁気結合をしなくなる。ま
た、図２の（ｂ）に示すように、被検体からのＭＲ信号
の受信時には、エレメントＥ１，Ｅ２の周りに生じる被
検体からのＭＲ信号成分ｈ１，ｈ３によって、エレメン
トＥ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４に受信電流ｉが流れる。主磁
場Ｂに直交する前記ＭＲ信号成分ｈ１，ｈ３によって、
被検体の関心領域のプロトン密度情報が得られる。一
方、前記遮へい導体Ｑ１，Ｑ２に遮蔽されるため、エレ
メントＥ２，Ｅ４の周りにはＭＲ信号成分ｈ２，ｈ４が
生じない。このため、関心領域外からの拾い込みが防止
され、関心領域でのＳＮＲが向上する。
信時には、エレメントＥ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４に送信電
流Ｉが流れ、ＲＦ磁場Ｈ１，Ｈ２，Ｈ３，Ｈ４が発生す
る。これらのＲＦ磁場成分のうち、主磁場Ｂに直交する
ＲＦ磁場成分Ｈ１，Ｈ３によって、被検体が励起され
る。一方、主磁場Ｂに平行なＲＦ磁場成分Ｈ２，Ｈ４
は、前記遮へい導体Ｑ１，Ｑ２によって遮蔽される。こ
のため、被検体との不要な磁気結合をしなくなる。ま
た、図２の（ｂ）に示すように、被検体からのＭＲ信号
の受信時には、エレメントＥ１，Ｅ２の周りに生じる被
検体からのＭＲ信号成分ｈ１，ｈ３によって、エレメン
トＥ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４に受信電流ｉが流れる。主磁
場Ｂに直交する前記ＭＲ信号成分ｈ１，ｈ３によって、
被検体の関心領域のプロトン密度情報が得られる。一
方、前記遮へい導体Ｑ１，Ｑ２に遮蔽されるため、エレ
メントＥ２，Ｅ４の周りにはＭＲ信号成分ｈ２，ｈ４が
生じない。このため、関心領域外からの拾い込みが防止
され、関心領域でのＳＮＲが向上する。
【００１２】なお、図３に示すように、複数の板からな
る遮へい導体Ｑ１’，Ｑ２’を設けてもよい。また、図
４に示すように、管状の遮へい導体Ｑ１”，Ｑ２”を設
けてもよい。
る遮へい導体Ｑ１’，Ｑ２’を設けてもよい。また、図
４に示すように、管状の遮へい導体Ｑ１”，Ｑ２”を設
けてもよい。
【００１３】−第２実施例−
図５は、この発明の第２実施例のバードケージコイル型
のＲＦコイルを示す模式的斜視図である。図５の（ａ）
のＲＦコイル１０１Ｈは、ハイパスタイプのものであ
り、多数のエレメントＥ，Ｅ，…をリング導体Ｒ１，Ｒ
２の間に張設し、リング導体Ｒ１，Ｒ２にコンデンサ
Ｃ，Ｃ，…を介設し、前記リング導体Ｒ１，Ｒ２に沿っ
てリング状の遮へい導体Ｑ１，Ｑ２を設けた構成であ
る。図５の（ｂ）のＲＦコイル１０１Ｌは、ローパスタ
イプのものであり、多数のエレメントＥ，Ｅ，…をリン
グ導体Ｒ１，Ｒ２の間に張設し、エレメントＥ，Ｅ，…
にコンデンサＣ，Ｃ，…を介設し、前記リング導体Ｒ
１，Ｒ２に沿ってリング状の遮へい導体Ｑ１，Ｑ２を設
けた構成である。
のＲＦコイルを示す模式的斜視図である。図５の（ａ）
のＲＦコイル１０１Ｈは、ハイパスタイプのものであ
り、多数のエレメントＥ，Ｅ，…をリング導体Ｒ１，Ｒ
２の間に張設し、リング導体Ｒ１，Ｒ２にコンデンサ
Ｃ，Ｃ，…を介設し、前記リング導体Ｒ１，Ｒ２に沿っ
てリング状の遮へい導体Ｑ１，Ｑ２を設けた構成であ
る。図５の（ｂ）のＲＦコイル１０１Ｌは、ローパスタ
イプのものであり、多数のエレメントＥ，Ｅ，…をリン
グ導体Ｒ１，Ｒ２の間に張設し、エレメントＥ，Ｅ，…
にコンデンサＣ，Ｃ，…を介設し、前記リング導体Ｒ
１，Ｒ２に沿ってリング状の遮へい導体Ｑ１，Ｑ２を設
けた構成である。
【００１４】図６の（ａ）に示すように、ＲＦ磁場の送
信時には、エレメントＥ，Ｅ，…およびリング導体Ｒ
１，Ｒ２に送信電流Ｉが流れ、ＲＦ磁場ＥＨおよびＲＨ
が発生する。これらのＲＦ磁場成分のうち、主磁場Ｂに
直交するＲＦ磁場成分ＥＨによって、被検体が励起され
る。一方、主磁場Ｂに平行なＲＦ磁場成分ＲＨは、前記
遮へい導体Ｑ１，Ｑ２によって遮蔽される。このため、
被検体との不要な磁気結合をしなくなる。また、図６の
（ｂ）に示すように、被検体からのＭＲ信号の受信時に
は、被検体からのＭＲ信号によってエレメントＥ，Ｅ，
…の周りに生じるＭＲ信号成分Ｅｈによって、エレメン
トＥ，Ｅ，…およびリング導体Ｒ１，Ｒ２に受信電流ｉ
が流れる。主磁場Ｂに直交するＭＲ信号成分Ｅｈによっ
て、被検体のプロトン密度情報が得られる。一方、前記
遮へい導体Ｑ１，Ｑ２に遮蔽されるため、リング導体Ｒ
１，Ｒ２の周りにはＭＲ信号成分Ｒｈが生じない。この
ため、関心領域外からの拾い込みが防止され、関心領域
でのＳＮＲが向上する。
信時には、エレメントＥ，Ｅ，…およびリング導体Ｒ
１，Ｒ２に送信電流Ｉが流れ、ＲＦ磁場ＥＨおよびＲＨ
が発生する。これらのＲＦ磁場成分のうち、主磁場Ｂに
直交するＲＦ磁場成分ＥＨによって、被検体が励起され
る。一方、主磁場Ｂに平行なＲＦ磁場成分ＲＨは、前記
遮へい導体Ｑ１，Ｑ２によって遮蔽される。このため、
被検体との不要な磁気結合をしなくなる。また、図６の
（ｂ）に示すように、被検体からのＭＲ信号の受信時に
は、被検体からのＭＲ信号によってエレメントＥ，Ｅ，
…の周りに生じるＭＲ信号成分Ｅｈによって、エレメン
トＥ，Ｅ，…およびリング導体Ｒ１，Ｒ２に受信電流ｉ
が流れる。主磁場Ｂに直交するＭＲ信号成分Ｅｈによっ
て、被検体のプロトン密度情報が得られる。一方、前記
遮へい導体Ｑ１，Ｑ２に遮蔽されるため、リング導体Ｒ
１，Ｒ２の周りにはＭＲ信号成分Ｒｈが生じない。この
ため、関心領域外からの拾い込みが防止され、関心領域
でのＳＮＲが向上する。
【００１５】−第３実施例−
図７は、この発明の第２実施例のサドルコイル型のＲＦ
コイルを示す模式的斜視図である。このＲＦコイル１０
２は、エレメントＥ１，Ｅ２とアーチ導体Ａ１，Ａ２と
を鞍形に配置し、また、エレメントＥ３，Ｅ４とアーチ
導体Ａ３，Ａ４とを鞍形に配置し、前記アーチ導体Ａ
１，Ａ３に沿ってリング状の遮へい導体Ｑ１を設け、前
記アーチ導体Ａ２，Ａ４に沿ってリング状の遮へい導体
Ｑ２を設けた構成である。また、Ｗは、同軸ケーブルで
ある。図８の（ａ）に示すように、ＲＦ磁場の送信時に
は、エレメントＥ１〜Ｅ４およびアーチ導体Ａ１〜Ａ４
に送信電流Ｉが流れ、ＲＦ磁場ＥＨおよびＡＨが発生す
る。これらのＲＦ磁場成分のうち、主磁場Ｂに直交する
ＲＦ磁場成分ＥＨによって、被検体が励起される。一
方、主磁場Ｂに平行なＲＦ磁場成分ＡＨは、前記遮へい
導体Ｑ１，Ｑ２によって遮蔽される。このため、被検体
との不要な磁気結合をしなくなる。また、図８の（ｂ）
に示すように、被検体からのＭＲ信号の受信時には、被
検体からのＭＲ信号によってエレメントＥ１〜Ｅ４の周
りに生じるＭＲ信号成分Ｅｈによって、エレメントＥ，
Ｅ，…およびアーチ導体Ａ１〜Ａ４に受信電流ｉが流れ
る。主磁場Ｂに直交するＭＲ信号成分Ｅｈによって、被
検体のプロトン密度情報が得られる。一方、前記遮へい
導体Ｑ１，Ｑ２に遮蔽されるため、アーチ導体Ａ〜Ａ４
の周りにはＭＲ信号成分Ａｈが生じない。このため、関
心領域外からの拾い込みが防止され、関心領域でのＳＮ
Ｒが向上する。
コイルを示す模式的斜視図である。このＲＦコイル１０
２は、エレメントＥ１，Ｅ２とアーチ導体Ａ１，Ａ２と
を鞍形に配置し、また、エレメントＥ３，Ｅ４とアーチ
導体Ａ３，Ａ４とを鞍形に配置し、前記アーチ導体Ａ
１，Ａ３に沿ってリング状の遮へい導体Ｑ１を設け、前
記アーチ導体Ａ２，Ａ４に沿ってリング状の遮へい導体
Ｑ２を設けた構成である。また、Ｗは、同軸ケーブルで
ある。図８の（ａ）に示すように、ＲＦ磁場の送信時に
は、エレメントＥ１〜Ｅ４およびアーチ導体Ａ１〜Ａ４
に送信電流Ｉが流れ、ＲＦ磁場ＥＨおよびＡＨが発生す
る。これらのＲＦ磁場成分のうち、主磁場Ｂに直交する
ＲＦ磁場成分ＥＨによって、被検体が励起される。一
方、主磁場Ｂに平行なＲＦ磁場成分ＡＨは、前記遮へい
導体Ｑ１，Ｑ２によって遮蔽される。このため、被検体
との不要な磁気結合をしなくなる。また、図８の（ｂ）
に示すように、被検体からのＭＲ信号の受信時には、被
検体からのＭＲ信号によってエレメントＥ１〜Ｅ４の周
りに生じるＭＲ信号成分Ｅｈによって、エレメントＥ，
Ｅ，…およびアーチ導体Ａ１〜Ａ４に受信電流ｉが流れ
る。主磁場Ｂに直交するＭＲ信号成分Ｅｈによって、被
検体のプロトン密度情報が得られる。一方、前記遮へい
導体Ｑ１，Ｑ２に遮蔽されるため、アーチ導体Ａ〜Ａ４
の周りにはＭＲ信号成分Ａｈが生じない。このため、関
心領域外からの拾い込みが防止され、関心領域でのＳＮ
Ｒが向上する。
【００１６】−他の実施例−
第１実施例におけるエレメントＥ２，Ｅ４と遮へい導体
Ｑ１，Ｑ２の代りに、同軸ケーブルを用いるものが挙げ
られる。また、第２実施例におけるリング導体Ｒ１，Ｒ
２と遮へい導体Ｑ１，Ｑ２の代りに、同軸ケーブルを用
いるものが挙げられる。また、第３実施例におけるアー
チ導体Ａ１〜Ａ４と遮へい導体Ｑ１，Ｑ２の代りに、同
軸ケーブルを用いるものが挙げられる。
Ｑ１，Ｑ２の代りに、同軸ケーブルを用いるものが挙げ
られる。また、第２実施例におけるリング導体Ｒ１，Ｒ
２と遮へい導体Ｑ１，Ｑ２の代りに、同軸ケーブルを用
いるものが挙げられる。また、第３実施例におけるアー
チ導体Ａ１〜Ａ４と遮へい導体Ｑ１，Ｑ２の代りに、同
軸ケーブルを用いるものが挙げられる。
【００１７】
【発明の効果】この発明のＭＲＩ装置における送受信方
法およびＲＦコイルによれば、主磁場に平行なＲＦ磁場
成分による被検体との不要な磁気結合を防止できるよう
になる。このため、励起パワーの無駄がなくなり、アン
プ等に余計な負担をかけなくなる。また、被検体にも負
担をかけなくなる。さらに、関心領域外のＭＲ信号成分
の拾い込みを抑制できるようになる。このため、関心領
域でのＳＮＲを向上できる。
法およびＲＦコイルによれば、主磁場に平行なＲＦ磁場
成分による被検体との不要な磁気結合を防止できるよう
になる。このため、励起パワーの無駄がなくなり、アン
プ等に余計な負担をかけなくなる。また、被検体にも負
担をかけなくなる。さらに、関心領域外のＭＲ信号成分
の拾い込みを抑制できるようになる。このため、関心領
域でのＳＮＲを向上できる。
【図１】この発明の第１実施例のＲＦコイルを示す模式
的斜視図である。
的斜視図である。
【図２】この発明の第１実施例のＲＦコイルの動作説明
図である。
図である。
【図３】この発明の第１実施例のＲＦコイルの変形実施
例の模式的斜視図である。
例の模式的斜視図である。
【図４】この発明の第１実施例のＲＦコイルの別の変形
実施例を示す模式的斜視図である。
実施例を示す模式的斜視図である。
【図５】この発明の第２実施例のＲＦコイルを示す模式
的斜視図である。
的斜視図である。
【図６】この発明の第２実施例のＲＦコイルの動作説明
図である。
図である。
【図７】この発明の第３実施例のＲＦコイルを示す模式
的斜視図である。
的斜視図である。
【図８】この発明の第３実施例のＲＦコイルの動作説明
図である。
図である。
【図９】従来のＲＦコイルの一例を示す模式的斜視図で
ある。
ある。
【図１０】図９のＲＦコイルの動作説明図である。
【図１１】従来のＲＦコイルの別の一例を示す模式的斜
視図である。
視図である。
【図１２】図１１のＲＦコイルの動作説明図である。
【図１３】従来のＲＦコイルのさらに別の一例を示す模
式的斜視図である。
式的斜視図である。
【図１４】図１３のＲＦコイルの動作説明図である。
１００，１０１Ｈ，１０１Ｌ，１０２ ＲＦコイ
ル Ｅ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４，Ｅ エレメン
ト Ｒ１，Ｒ２ リング導
体 Ａ１，Ａ２，Ａ３，Ａ４ アーチ導
体 Ｑ１，Ｑ２，Ｑ１’Ｑ２’，Ｑ１”，Ｑ２” 遮へい導
体 Ｂ 主磁場 Ｈ１，Ｈ２，Ｈ３，Ｈ４，ＥＨ，ＲＨ，ＡＨ ＲＦ磁場
成分 ｈ１，ｈ２，ｈ３，ｈ４，Ｅｈ，Ｒｈ，Ａｈ ＭＲ信号
成分
ル Ｅ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４，Ｅ エレメン
ト Ｒ１，Ｒ２ リング導
体 Ａ１，Ａ２，Ａ３，Ａ４ アーチ導
体 Ｑ１，Ｑ２，Ｑ１’Ｑ２’，Ｑ１”，Ｑ２” 遮へい導
体 Ｂ 主磁場 Ｈ１，Ｈ２，Ｈ３，Ｈ４，ＥＨ，ＲＨ，ＡＨ ＲＦ磁場
成分 ｈ１，ｈ２，ｈ３，ｈ４，Ｅｈ，Ｒｈ，Ａｈ ＭＲ信号
成分
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(56)参考文献 特開 平２−43706（ＪＰ，Ａ)
特開 平２−19138（ＪＰ，Ａ)
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61B 5/055
Claims (2)
- 【請求項１】 主磁場中の被検体にＲＦ磁場を送信する
こと又は被検体からＭＲ信号を受信することの少なくと
も一つを行うＭＲＩ装置のＲＦコイルにおいて、 前記ＲＦコイルは、４つのエレメントからなる四角のル
ープを形成している表面型コイルであって、 前記ループで形成される面が主磁場の方向と平行になる
ように前記ＲＦコイルは配置され、 前記主磁場に平行なＲＦ磁場成分または関心領域外のＭ
Ｒ信号成分を遮るために、前記四角のループにおいて対
向する位置にある２つの前記エレメントに沿って前記ル
ープを含む面において前記ループの外側に遮へい導体を
設けたことを特徴とするＭＲＩ装置のＲＦコイル。 - 【請求項２】 主磁場中の被検体にＲＦ磁場を送信する
こと又は被検体からＭＲ信号を受信することの少なくと
も一つを行うＭＲＩ装置のＲＦコイルにおいて、 前記ＲＦコイルは、４つのエレメントからなる四角のル
ープを形成している表面型コイルであって、 前記ループで形成される面が主磁場の方向と平行になる
ように前記ＲＦコイルは配置され、 前記主磁場に平行なＲＦ磁場成分または関心領域外のＭ
Ｒ信号成分を遮るために、前記四角のループにおいて対
向する位置にある２つの前記エレメントを覆うように前
記ループの外側に向けて管状の遮へい導体を設けたこと
を特徴とするＭＲＩ装置のＲＦコイル。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10946794A JP3516481B2 (ja) | 1994-05-24 | 1994-05-24 | Ｍｒｉ装置のｒｆコイル |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10946794A JP3516481B2 (ja) | 1994-05-24 | 1994-05-24 | Ｍｒｉ装置のｒｆコイル |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07313483A JPH07313483A (ja) | 1995-12-05 |
| JP3516481B2 true JP3516481B2 (ja) | 2004-04-05 |
Family
ID=14510978
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10946794A Expired - Fee Related JP3516481B2 (ja) | 1994-05-24 | 1994-05-24 | Ｍｒｉ装置のｒｆコイル |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3516481B2 (ja) |
Families Citing this family (3)
| 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 |
| JP2007515986A (ja) | 2003-06-24 | 2007-06-21 | 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 | 磁気共鳴撮像システムで用いる無線周波コイル系 |
| FR2902891B1 (fr) * | 2006-06-22 | 2008-12-12 | Commissariat Energie Atomique | Systeme et procede de mesure d'un signal de resonance magnetique |
-
1994
- 1994-05-24 JP JP10946794A patent/JP3516481B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH07313483A (ja) | 1995-12-05 |
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