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JPH0975317A - Rf coil for mri - Google Patents

Rf coil for mri

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
inductor
gap
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
Application number
JP7231868A
Other languages
Japanese (ja)
Other versions
JP3549641B2 (en
Inventor
Tetsuo Ogino
徹男 荻野
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
GE Healthcare Japan Corp
Original Assignee
GE Yokogawa Medical System Ltd
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by GE Yokogawa Medical System Ltd filed Critical GE Yokogawa Medical System Ltd
Priority to JP23186895A priority Critical patent/JP3549641B2/en
Publication of JPH0975317A publication Critical patent/JPH0975317A/en
Application granted granted Critical
Publication of JP3549641B2 publication Critical patent/JP3549641B2/en
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  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To suppress the generation of magnetic field caused by a loop current flowing to a capacitor and a decoupling circuit. SOLUTION: This device is provided with an element 11 formed by cylindrically rounding a sheet-shaped conductor with a short gap (g) between both terminals, plural resonant capacitors 3a and 3b interposed at the plural positions of this gap (g), and active type decoupling circuit 101 interposed at almost the center of plural positions where those capacitors 3a and 3b are interposed. The decoupling circuit 101 is the serial circuit of an inductor 1 for resonance, for which an inductance value is decided so that the parallel resonance frequency of resonant capacitors 3a and 3b can be almost matched with the frequency of RF pulse for MRI, and a diode 2 for switch. Thus, the generation of nonuniformity in sensitivity or the reduction of blocking performance can be prevented.

Description

【発明の詳細な説明】Detailed Description of the Invention

【0001】[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。
TECHNICAL FIELD The present invention relates to an MRI (Magnet)
The present invention relates to an RF coil for tic resonance imaging), and more specifically, to an RF coil for MRI improved so as not to disturb the static magnetic field and the gradient magnetic field and to reduce the decoupling performance.

【0002】[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。
2. Description of the Related Art FIG. 8 is a schematic external view showing an example of an RF coil for MRI of a type called a conventional 1 turn solenoid or a loop gap coil. This type of M
There are various types of RI RF coils for neck, knee, thigh, and the like. This MRI RF coil 700 is
An element 51 having a shape such that a sheet-shaped conductor (copper, aluminum, etc.) is rolled into a tubular shape with a short gap g between both ends;
A plurality of capacitors 53 interposed between the both ends at a plurality of positions of the gap g, and a decoupling circuit (also called a blocking circuit) 501 connected between both ends of the element 51 are configured. (The reason for providing the plurality of resonance capacitors 53 is that the high frequency current generally flows to the left and right ends of the cylindrical element 51 due to the skin effect, so that the resonance capacitors are inserted near the left and right ends, respectively. This is because it is preferable to provide the resonance capacitor, and it is even more preferable to provide the resonance capacitor at another place). The decoupling circuit 501
The resonance frequency of the capacitor 53 is the RF for MRI.
It is a series circuit of an inductor 1 whose inductance value is determined so as to substantially match the pulse frequency, and a switching diode 2. Further, the core of the coaxial cable W and the outer conductor are connected to a connection point between one end of the inductor 1 and one end of the switching diode 2 and the other end (cathode) of the switching diode 2, respectively.

【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)。
The MRI RF coil 700 is placed in a vertical static magnetic field Bo. Then, from another transmitter coil (for example, a body coil) M to excite the subject.
When transmitting the RF pulse for RI, a forward voltage (anode voltage> cathode voltage) is applied to the switching diode 2 through the coaxial cable W and the inductor 1. As a result, the switching diode 2 is turned on, and the capacitor 53 and the inductor 1 cause M
A resonance circuit for the RF pulse for RI is formed. As a result, the element 51 does not resonate with the MRI RF pulse, and the MRI RF coil 700 becomes MRI.
It stops functioning as a coil for the RF pulse for use (it becomes a decoupling state with another transmission coil). As a result, the MRI RF pulse is transmitted to the MRI RF coil 700.
The subject can be effectively excited without being disturbed by the above. Next, the NMR (Nuclear Magnetic R
When receiving a signal, the switching diode 2 is passed through the coaxial cable W and the inductor 1.
A reverse voltage (anode voltage <cathode voltage) is applied to. As a result, the switching diode 2 is turned off, and the resonance circuit including the capacitor 53 and the inductor 1 is not formed. As a result, a resonance circuit for the NMR signal is formed by the element 51 and the capacitor 53, and the NMR signal is transferred to the element 51.
And is transmitted to the MRI apparatus main body (not shown) through the coaxial cable W (at this time, a DC bias voltage is superimposed on the NMR signal on the coaxial cable W, but the bias voltage is generated by the capacitor 53. There is no problem because it will be cut).

【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。
The decoupling circuit 501 is called an active decoupling circuit.

【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。
FIG. 9 is a schematic external view showing another example of a conventional MRI RF coil. This MRI RF coil 8
00 is the same as the MRI RF coil 700 in that it has a basic configuration as a one-turn solenoid, but the configuration of the decoupling circuit 601 is different. That is, the decoupling circuit 601 includes the inductor 1 and the switching diodes 2a and 2 connected in antiparallel.
It is a series circuit with b (may be a varistor). Further, a connection point between one end of the inductor 1 and one ends of the switching diodes 2a and 2b connected in antiparallel and the other end of the switching diodes 2a and 2b connected in antiparallel are connected to the core wire of the coaxial cable W. The outer conductors are connected to each other.

【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。
When an MRI RF pulse is transmitted from another transmission coil (for example, a body coil) to excite a subject, a forward voltage is applied to the switching diodes 2a and 2b by the voltage induced in the element 51, The switching diodes 2a and 2b are turned on, and the capacitor 53 and the inductor 1 form a resonance circuit for the MRI RF pulse. As a result,
The element 51 does not resonate with the MRI RF pulse, and the MRI RF coil 800 becomes MRI RF.
It does not function as a coil for the pulse. As a result, the MRI RF pulse is transmitted to the MRI RF coil 800.
The subject can be effectively excited without being disturbed by the above. Next, when receiving the NMR signal from the subject, the forward voltage is not applied to the switching diodes 2a and 2b because the voltage induced in the element 51 is weak.
The switching diodes 2a and 2b are turned off, and a resonance circuit including the capacitor 53 and the inductor 1 is not formed. As a result, a resonance circuit for an NMR signal is formed by the element 51 and the capacitor 53, and the NMR signal is received by the element 51 and transmitted to the MRI apparatus main body (not shown) through the coaxial cable W.

【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。
The decoupling circuit 601 is called a passive decoupling circuit.

【0008】[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。
FIG. 10 shows the conventional MRI RF coil 700 in which the switching diode 2 is turned on, the capacitor 53 and the inductor 1 are turned on.
6A and 6B show a state in which a resonance circuit for the RF pulse for MRI is formed. The high frequency current i generated by the MRI RF pulse flows in a loop as shown by the broken line, so that the magnetic field Bf is generated. The same applies to the conventional MRI RF coil 800. However, when the magnetic field Bf is generated, there is a problem that the static magnetic field Bo and the gradient magnetic field near the gap g are disturbed to cause uneven sensitivity. In addition, there is a problem in that decoupling performance is deteriorated due to electromagnetic coupling with the subject. This problem becomes more remarkable as the width of the element 51 is wider because the magnetic field Bf is generated in a wider range. Therefore, an object of the present invention is to provide an RF coil for MRI which suppresses the generation of the magnetic field Bf, prevents the static magnetic field and the gradient magnetic field from being disturbed, and improves the decoupling performance. is there.

【0009】[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。
According to a first aspect of the present invention, two conductors have a gap portion facing each other with a gap, and capacitors are provided at a plurality of positions in the gap portion.
A decoupling circuit consisting of a series circuit of an inductor and a switch means, the inductance value of which is determined so that the resonance frequency of the capacitor and the frequency of the MRI RF pulse (or the frequency of the NMR signal) is approximately between the two conductor ends. In the MRI RF coil provided in the above, the decoupling circuit is provided at a substantially central position of a plurality of locations where the plurality of capacitors are provided. M of the first aspect
In the RF coil for RI, the directions of the current loops are opposite when a high-frequency current flows when a plurality of capacitors and an inductor resonate through a capacitor on the left side of the inductor and when a high-frequency current flows through a capacitor on the right side of the inductor. . Therefore, the directions of the magnetic fields generated by the currents in these loops are also reversed, and the results cancel each other out. Therefore, it is possible to prevent the magnetic field from disturbing the static magnetic field and the gradient magnetic field. Further, it is possible to prevent the decoupling performance from deteriorating.

【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。
In the above structure, "two conductors" means
For example, as an embodiment of the present invention, as will be described in detail later with reference to FIGS. 1 and 3, the concept of an element having a shape like a sheet-shaped conductor is rolled into a tubular shape with a short gap between both ends. Is included.

【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。
According to a second aspect of the present invention, in the MRI RF coil having the above-mentioned structure, the element is formed by rolling a sheet-shaped conductor into a substantially cylindrical shape so that both ends thereof face each other with a gap therebetween. M having the shape
An RF coil for RI is provided. MRI of the second aspect
The RF coil for use in MRI can improve the performance of the RF coil for MRI called a one-turn solenoid or a loop gap coil.

【0012】[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。
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION The present invention will be described in more detail with reference to the embodiments shown in the drawings. It should be noted that the present invention is not limited by this.

【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。
First Embodiment FIG. 1 is a schematic external view showing an MRI RF coil according to the first embodiment of the present invention. The MRI RF coil 100 includes an element 11 having a shape like a sheet-shaped conductor (copper, aluminum, etc.) rolled into a tubular shape with a short gap g between both ends, and a plurality of gaps between the both ends. And a plurality of capacitors 3a and 3b interposed therebetween, and an active decoupling circuit 101 interposed substantially at the center of a plurality of locations where the capacitors 3a and 3b are interposed. The decoupling circuit 101 has a resonance frequency with the capacitors 3a and 3b for MRI RF.
It is a series circuit of an inductor 1 whose inductance value is determined to approximately match the pulse frequency and a switching diode 2 (one end of the inductor 1 and one end of the switching diode 2 are connected via a land conductor). Exist).
Further, the core wire of the coaxial cable W and the outer conductor are connected to the land conductor and the other end of the switch diode 2, respectively.

【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)。
The MRI RF coil 100 is placed in a vertical static magnetic field Bo. Then, from another transmitter coil (for example, a body coil) M to excite the subject.
When transmitting the RF pulse for RI, a forward voltage (anode voltage> cathode voltage) is applied to the switching diode 2 through the coaxial cable W and the inductor 1. As a result, the switching diode 2 is turned on, and the capacitors 3a and 3b and the inductor 1 form a resonance circuit for the MRI RF pulse. As a result, the element 11 does not resonate with the MRI RF pulse, and the MRI RF coil 100
Will not function as a coil for the MRI RF pulse. As a result, the RF pulse for MRI becomes R for MRI.
The subject can be effectively excited without being hindered by the F coil 100. Next, when receiving an NMR signal from the subject, a reverse voltage (anode voltage <cathode voltage) is applied to the switching diode 2 through the coaxial cable W and the inductor 1. As a result, the switch diode 2 is turned off and the capacitors 3a,
A resonance circuit is not formed by 3b and the inductor 1. As a result, a resonance circuit for an NMR signal is formed by the element 11 and the capacitors 3a and 3b, and the NMR signal is received by the element 11,
The data is transmitted to the main body of the MRI apparatus (not shown) through the coaxial cable W (at this time, the coaxial cable W is NM).
A DC bias voltage is superimposed on the R signal, but there is no problem because the bias voltage is cut by the capacitors 3a and 3b).

【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。
FIG. 2 shows the RF coil 100 for MRI.
Then, the switching diode 2 is turned on, and the capacitors 3a and 3b and the inductor 1 turn on the R diode for MRI.
It shows a state in which a resonance circuit for the F pulse is formed. High-frequency current i generated by MRI RF pulse
However, since it flows in a loop as shown by the broken line, the magnetic field B
a and Bb are generated. Here, the high frequency current i flows through the capacitor 3a on the left side of the inductor 1 and the high frequency current i flows through the capacitor 3b on the right side of the inductor 1.
The direction of the current loop is reversed. Therefore, the directions of the magnetic fields Ba and Bb generated by the currents in these loops are also reversed, and the results cancel each other out. Therefore, the magnetic field B
It is possible to prevent a and Bb from disturbing the static magnetic field Bo and the gradient magnetic field. Further, it is possible to prevent the decoupling performance from deteriorating.

【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。
-Second Embodiment- In FIG. 3, the MRI RF coil 200 uses a passive decoupling circuit 201 instead of the active decoupling circuit 101 of FIG.
This MRI RF coil 200 also enables the MRI of FIG.
The same effect as the RF coil 100 for use can be obtained.

【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。
-Third Embodiment- In FIG. 4, an MRI RF coil 300 is a high-pass birdcage coil having a structure in which a large number of elements E are provided between ring conductors R1 and R2 having a relatively wide width. Is. Capacitors 4a and 4b are provided at a plurality of positions of the gap g provided in the ring conductors R1 and R2, and the decoupling circuit 201 (101) is provided substantially at the center of the plurality of places where the capacitors 4a and 4b are provided. But it's OK). Further, a core wire of a coaxial cable W for transmitting an NMR signal and an outer conductor are connected to both ends of one of the capacitors 4a provided in any of the gaps g. With this MRI RF coil 300, the same effect as that of the MRI RF coil 100 of FIG. 1 can be obtained.

【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。
Fourth Embodiment In FIG. 5, an MRI RF coil 400 is a low-pass birdcage coil having a structure in which a large number of relatively wide elements Ea are provided between ring conductors R11 and R12. Is. Capacitors 5a and 5b are provided at a plurality of positions of the gap g provided in each element Ea, and a decoupling circuit 201 (101 may be provided at approximately the center of the plurality of places where the capacitors 5a and 5b are provided. ) Is connected. Further, a core wire of a coaxial cable W for transmitting an NMR signal and an external conductor are connected to both ends of one of the capacitors 5a provided in any of the gaps g. With this MRI RF coil 400, the same effect as that of the MRI RF coil 100 of FIG. 1 can be obtained.

【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。
-Fifth Embodiment- In FIG. 6, an MRI RF coil 500 is a surface coil in which a relatively wide element Es is formed in a substantially C shape so that a narrow gap g is formed between both ends. Is. Capacitors 6a and 6b are provided at a plurality of locations in the gap g, and a decoupling circuit 201 (or 101) may be connected to the approximate center of the plurality of locations where the capacitors 6a and 6b are provided. . W is a coaxial cable.
This MRI RF coil 500 also enables the MRI of FIG.
The same effect as the RF coil 100 for use can be obtained.

【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。
-Sixth Embodiment- In FIG. 7, an MRI RF coil 600 includes elements E1, E2, E3, E4 and arch conductors A1, A2, A.
It is a saddle type coil which has 3 and A4. Arch conductor A
The connection portions of A2 and A4 and the connection portions of the elements E1 and E3 face each other with a narrow gap over a relatively long distance. The capacitors 7a and 7b are provided at a plurality of positions in this gap.
And the decoupling circuit 20 is provided at the approximate center of a plurality of places where the capacitors 7a and 7b are provided.
1 (or 101) may be connected. W is a coaxial cable. With this MRI RF coil 600, the same effect as that of the MRI RF coil 100 of FIG. 1 can be obtained.

【0021】[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。
According to the MRI RF coil of the present invention, it is possible to suppress the generation of a magnetic field due to a loop current flowing through a capacitor and a decoupling circuit. Therefore, the static magnetic field or the gradient magnetic field is not disturbed, and uneven sensitivity is generated. Can be prevented. In addition, it is possible to prevent deterioration of decoupling performance.

【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]

【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。
FIG. 1 is an R for MRI according to a first embodiment of the present invention.
It is a typical external view which shows an F coil.

【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。
FIG. 2 is an explanatory diagram of a high frequency current in the RF coil for MRI of FIG.

【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。
FIG. 3 is an R for MRI according to a second embodiment of the present invention.
It is a typical external view which shows an F coil.

【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。
FIG. 4 is an R for MRI according to a third embodiment of the present invention.
It is a typical external view which shows an F coil.

【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。
FIG. 5 is an R for MRI according to a fourth embodiment of the present invention.
It is a typical external view which shows an F coil.

【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。
FIG. 6 is an R for MRI according to a fifth embodiment of the present invention.
It is a typical external view which shows an F coil.

【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。
FIG. 7 is an R for MRI according to a sixth embodiment of the present invention.
It is a typical external view which shows an F coil.

【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。
FIG. 8 is a schematic external view showing an example of a conventional MRI RF coil.

【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。
FIG. 9 is a schematic external view showing another example of a conventional MRI RF coil.

【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。
10 is an explanatory diagram of a high frequency current in the RF coil for MRI of FIG.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

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
100, 200, 300 MRI RF coil 400, 500, 600 MRI RF coil 101, 201 Decoupling circuit 1 Inductor 2, 2a, 2b Switching diode 3a, 3b, 4a, 4b Capacitor 5a, 5b, 6a, 6b, 7a, 7b Capacitor 11, E, Ea, Es, E1-E4 Element W Coaxial cable g Gap

Claims (2)

【特許請求の範囲】[Claims] 【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。
1. Two conductors have a gap portion facing each other with a gap, and capacitors are provided at a plurality of positions in the gap portion, and the resonance frequency with the capacitors is R for MRI.
The decoupling circuit composed of a series circuit of an inductor and a switch means, the inductance value of which is determined to substantially match the frequency of the F pulse (or the frequency of the NMR signal),
An MRI RF coil provided between two conductor ends, wherein the decoupling circuit is provided at an approximate center of a plurality of locations where the plurality of capacitors are provided. coil.
【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。
2. The MRI RF coil according to claim 1, wherein the element has a shape obtained by rolling a sheet-shaped conductor into a substantially cylindrical shape such that both ends thereof face each other with a gap therebetween. The characteristic MRI RF coil.
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* Cited by examiner, † Cited by third party
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JP2003070764A (en) * 2001-08-31 2003-03-11 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Rf signal receiving coil and magnetic resonance imaging unit
WO2011036603A3 (en) * 2009-09-28 2011-05-26 Koninklijke Philips Electronics N.V. Mr imaging system with freely accessible examination volume
JP2012529953A (en) * 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 MRIRF coil using memristor

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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2003070764A (en) * 2001-08-31 2003-03-11 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Rf signal receiving coil and magnetic resonance imaging unit
JP2012529953A (en) * 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 MRIRF coil using memristor
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