JP2003290168A - Ｍｒｉ用ｒｆコイルおよびｍｒｉ装置 - Google Patents
Ｍｒｉ用ｒｆコイルおよびｍｒｉ装置Info
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- JP2003290168A JP2003290168A JP2002088829A JP2002088829A JP2003290168A JP 2003290168 A JP2003290168 A JP 2003290168A JP 2002088829 A JP2002088829 A JP 2002088829A JP 2002088829 A JP2002088829 A JP 2002088829A JP 2003290168 A JP2003290168 A JP 2003290168A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 コイルの再設置や交換の手間をかけずに、Ｆ
ＯＶを変更できるようにする。 【解決手段】 ＭＲＩ用ＲＦコイル１００は、長方形の
エレメント１５と、長方形の上辺の途中と下辺の途中を
接続するエレメント１４ａ，１４ｂと、エレメント１４
ａ，１４ｂで挟まれた部分以外のエレメント１５に介設
された並列共振回路（６，５，７）と、エレメント１４
ａ，１４ｂに介設された並列共振回路（３，２，４）を
具備する。大ＦＯＶ選択時には、エレメント１４ａ，１
４ｂに介設された並列共振回路を共振状態とするバイア
ス電圧を加え、電流ｉ１４を遮断する。小ＦＯＶ選択時
には、エレメント１５に介設された並列共振回路を共振
状態とするバイアス電圧を加え、電流ｉ１５を遮断す
る。 【効果】 ＦＯＶが異なる複数のコイルを使い分ける労
力を節減できる。
ＯＶを変更できるようにする。 【解決手段】 ＭＲＩ用ＲＦコイル１００は、長方形の
エレメント１５と、長方形の上辺の途中と下辺の途中を
接続するエレメント１４ａ，１４ｂと、エレメント１４
ａ，１４ｂで挟まれた部分以外のエレメント１５に介設
された並列共振回路（６，５，７）と、エレメント１４
ａ，１４ｂに介設された並列共振回路（３，２，４）を
具備する。大ＦＯＶ選択時には、エレメント１４ａ，１
４ｂに介設された並列共振回路を共振状態とするバイア
ス電圧を加え、電流ｉ１４を遮断する。小ＦＯＶ選択時
には、エレメント１５に介設された並列共振回路を共振
状態とするバイアス電圧を加え、電流ｉ１５を遮断す
る。 【効果】 ＦＯＶが異なる複数のコイルを使い分ける労
力を節減できる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、ＭＲＩ（Magnetic
Resonance Imaging）用ＲＦ（Radio Frequency）コイ
ルおよびＭＲＩ装置に関し、さらに詳しくは、コイルの
再設置や交換の手間をかけずに、ＦＯＶ（Field Of Vie
w）を変更できるようにしたＭＲＩ用ＲＦコイルおよび
ＭＲＩ装置に関する。
Resonance Imaging）用ＲＦ（Radio Frequency）コイ
ルおよびＭＲＩ装置に関し、さらに詳しくは、コイルの
再設置や交換の手間をかけずに、ＦＯＶ（Field Of Vie
w）を変更できるようにしたＭＲＩ用ＲＦコイルおよび
ＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】図１０は、従来のＭＲＩ用ＲＦコイルの
一例を示す構成図である。図１０の（ａ）に示すよう
に、ＭＲＩ用ＲＦコイル５００ａは、長方形のエレメン
ト５５ａと、エレメント５５ａに介設されたコンデンサ
Ｃと、コンデンサＣと並列に接続されたインダクタＬお
よびダイオードＤの直列回路とを具備して構成されてい
る。コンデンサＣおよびインダクタＬは、両素子の並列
共振周波数が、ＲＦパルスの周波数となるように容量お
よびインダクタンスが調整されている。ＲＦパルスの送
信時には、ダイオードＤを順バイアスする。すると、コ
ンデンサＣおよびインダクタＬが並列共振回路を形成し
て並列共振状態（＝インピーダンス無限大）となり、エ
レメント５５ａを流れる電流路が遮断される。すなわ
ち、送信コイルとデカップリング（de-coupling）され
る。一方、ＮＭＲ（Nuclear Magnetic Resonance）信号
の受信時には、ダイオードＤを逆バイアスする。する
と、コンデンサＣの容量が実質的に電流路に介設され
て、電流がエレメント５５ａに流れる。そして、コンデ
ンサＣの端子間から取り出されたＮＭＲ信号は、増幅や
検波等を行う受信部Ｕへ送られる。図１０の（ｂ）に示
すＭＲＩ用ＲＦコイル５００ｂは、エレメント５５ａよ
りも長方形の形状が小さいエレメント５５ｂを具備す
る。したがって、ＭＲＩ用ＲＦコイル５００ｂのＦＯＶ
は、ＭＲＩ用ＲＦコイル５００ａのＦＯＶよりも小さ
い。上記のような型式の受信コイルは、表面コイルと呼
ばれる。
一例を示す構成図である。図１０の（ａ）に示すよう
に、ＭＲＩ用ＲＦコイル５００ａは、長方形のエレメン
ト５５ａと、エレメント５５ａに介設されたコンデンサ
Ｃと、コンデンサＣと並列に接続されたインダクタＬお
よびダイオードＤの直列回路とを具備して構成されてい
る。コンデンサＣおよびインダクタＬは、両素子の並列
共振周波数が、ＲＦパルスの周波数となるように容量お
よびインダクタンスが調整されている。ＲＦパルスの送
信時には、ダイオードＤを順バイアスする。すると、コ
ンデンサＣおよびインダクタＬが並列共振回路を形成し
て並列共振状態（＝インピーダンス無限大）となり、エ
レメント５５ａを流れる電流路が遮断される。すなわ
ち、送信コイルとデカップリング（de-coupling）され
る。一方、ＮＭＲ（Nuclear Magnetic Resonance）信号
の受信時には、ダイオードＤを逆バイアスする。する
と、コンデンサＣの容量が実質的に電流路に介設され
て、電流がエレメント５５ａに流れる。そして、コンデ
ンサＣの端子間から取り出されたＮＭＲ信号は、増幅や
検波等を行う受信部Ｕへ送られる。図１０の（ｂ）に示
すＭＲＩ用ＲＦコイル５００ｂは、エレメント５５ａよ
りも長方形の形状が小さいエレメント５５ｂを具備す
る。したがって、ＭＲＩ用ＲＦコイル５００ｂのＦＯＶ
は、ＭＲＩ用ＲＦコイル５００ａのＦＯＶよりも小さ
い。上記のような型式の受信コイルは、表面コイルと呼
ばれる。
【０００３】一般に、ＦＯＶが大きくなるほど、ＳＮＲ
（Signal to Noise Ratio）は低下する。したがって、
例えば頭部を診断する場合、ＭＲＩ用ＲＦコイル５００
ａを用いて頭部全体の画像を概括的に撮影して病変部
（例えば脳腫瘍部）を特定してから、ＭＲＩ用ＲＦコイ
ル５００ｂに交換し、病変部についての詳細な画像を撮
影する。これとは逆に、ＭＲＩ用ＲＦコイル５００ｂを
用いて病変部についての詳細な画像を撮影してから、Ｍ
ＲＩ用ＲＦコイル５００ａに交換し、全体的な画像を撮
影する場合もある。
（Signal to Noise Ratio）は低下する。したがって、
例えば頭部を診断する場合、ＭＲＩ用ＲＦコイル５００
ａを用いて頭部全体の画像を概括的に撮影して病変部
（例えば脳腫瘍部）を特定してから、ＭＲＩ用ＲＦコイ
ル５００ｂに交換し、病変部についての詳細な画像を撮
影する。これとは逆に、ＭＲＩ用ＲＦコイル５００ｂを
用いて病変部についての詳細な画像を撮影してから、Ｍ
ＲＩ用ＲＦコイル５００ａに交換し、全体的な画像を撮
影する場合もある。
【０００４】図１１は、従来のＭＲＩ用ＲＦコイルの他
例を示す構成図である。このＭＲＩ用ＲＦコイル６００
は、エレメント６４，コンデンサＣ１，インダクタＬ
１，ダイオードＤ１からなる第１のコイルセットと、前
記エレメント６４と一部が重なり合ったエレメント６
５，コンデンサＣ２，インダクタＬ２，ダイオードＤ２
からなる第２のコイルセットとを具備して構成されてい
る。そして、エレメント６４，６５に介設されたコンデ
ンサＣ１，Ｃ２から取り出されたＮＭＲ信号は、受信部
Ｕでそれぞれ個別に増幅および検波され、計算機（図示
せず）に入力される。これにより、各コイルセットを単
独で使用した場合よりもＳＮＲを改善することが可能と
なる。上記のような型式の受信コイルは、フェーズドア
レイコイル（phased array coil）と呼ばれる。
例を示す構成図である。このＭＲＩ用ＲＦコイル６００
は、エレメント６４，コンデンサＣ１，インダクタＬ
１，ダイオードＤ１からなる第１のコイルセットと、前
記エレメント６４と一部が重なり合ったエレメント６
５，コンデンサＣ２，インダクタＬ２，ダイオードＤ２
からなる第２のコイルセットとを具備して構成されてい
る。そして、エレメント６４，６５に介設されたコンデ
ンサＣ１，Ｃ２から取り出されたＮＭＲ信号は、受信部
Ｕでそれぞれ個別に増幅および検波され、計算機（図示
せず）に入力される。これにより、各コイルセットを単
独で使用した場合よりもＳＮＲを改善することが可能と
なる。上記のような型式の受信コイルは、フェーズドア
レイコイル（phased array coil）と呼ばれる。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】上記従来のＭＲＩ用Ｒ
Ｆコイル５００（表面コイル）では、撮影範囲の広狭に
合わせて、ＦＯＶが異なる複数のコイル（図１０の例で
は５００ａ，５００ｂ）を使い分ける必要があり、コイ
ルを設置し直したり，交換するのに手間がかかると共
に、撮影時間が長くなって被検体の負担感が増大する問
題点がある。換言すれば、複数のコイルを使い分ける労
力を惜しんで、撮影範囲の広狭にかかわらず大きなＦＯ
Ｖを有する単一のコイルを使用すると、狭範囲に対応す
る画像のＳＮＲが低下してしまう。また、上記ＭＲＩ用
ＲＦコイル６００（フェーズドアレイコイル）でも、上
記と同様の問題点がある。そこで、本発明の目的は、コ
イルの再設置や交換の手間をかけずに、ＦＯＶを変更で
きるようにしたＭＲＩ用ＲＦコイルおよびＭＲＩ装置を
提供することにある。
Ｆコイル５００（表面コイル）では、撮影範囲の広狭に
合わせて、ＦＯＶが異なる複数のコイル（図１０の例で
は５００ａ，５００ｂ）を使い分ける必要があり、コイ
ルを設置し直したり，交換するのに手間がかかると共
に、撮影時間が長くなって被検体の負担感が増大する問
題点がある。換言すれば、複数のコイルを使い分ける労
力を惜しんで、撮影範囲の広狭にかかわらず大きなＦＯ
Ｖを有する単一のコイルを使用すると、狭範囲に対応す
る画像のＳＮＲが低下してしまう。また、上記ＭＲＩ用
ＲＦコイル６００（フェーズドアレイコイル）でも、上
記と同様の問題点がある。そこで、本発明の目的は、コ
イルの再設置や交換の手間をかけずに、ＦＯＶを変更で
きるようにしたＭＲＩ用ＲＦコイルおよびＭＲＩ装置を
提供することにある。
【０００６】
【課題を解決するための手段】第１の観点では、本発明
は、ループ状のエレメントを有する第１のコイルと、前
記エレメントの一部を共有したループ状のエレメントを
有し且つ前記第１のコイルのＦＯＶより小さなＦＯＶを
有する第２のコイルと、前記第１のコイルと前記第２の
コイルの一方を選択的に有効にするコイル選択手段とを
具備したことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルを提供す
る。なお、上記コイルは、ＲＦパルスを送信する送信コ
イル、ＮＭＲ信号を受信する受信コイル、送受信の両方
を行う送受信兼用コイルのいずれにも適用可能である。
上記第１の観点によるＭＲＩ用ＲＦコイルでは、第１の
コイルを選択的に有効にすることで、広範囲を均一な感
度で撮影できるようになる。一方、第２のコイルを選択
的に有効にすることで、狭い撮影範囲や被検体の表面近
傍を高ＳＮＲで撮影できるようになる。したがって、Ｆ
ＯＶの大小が異なる複数のコイルを使い分ける必要が無
くなり、コイルを設置し直したり，交換したりする手間
と時間を節減すると共に、被検体の負担感を軽減できる
ようになる。
は、ループ状のエレメントを有する第１のコイルと、前
記エレメントの一部を共有したループ状のエレメントを
有し且つ前記第１のコイルのＦＯＶより小さなＦＯＶを
有する第２のコイルと、前記第１のコイルと前記第２の
コイルの一方を選択的に有効にするコイル選択手段とを
具備したことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルを提供す
る。なお、上記コイルは、ＲＦパルスを送信する送信コ
イル、ＮＭＲ信号を受信する受信コイル、送受信の両方
を行う送受信兼用コイルのいずれにも適用可能である。
上記第１の観点によるＭＲＩ用ＲＦコイルでは、第１の
コイルを選択的に有効にすることで、広範囲を均一な感
度で撮影できるようになる。一方、第２のコイルを選択
的に有効にすることで、狭い撮影範囲や被検体の表面近
傍を高ＳＮＲで撮影できるようになる。したがって、Ｆ
ＯＶの大小が異なる複数のコイルを使い分ける必要が無
くなり、コイルを設置し直したり，交換したりする手間
と時間を節減すると共に、被検体の負担感を軽減できる
ようになる。
【０００７】第２の観点では、本発明は、略長方形の第
１のエレメントからなる第１のコイルと、前記第１のエ
レメントの上辺の途中と下辺の途中を接続する第２，第
３のエレメントと、前記第１のコイルと前記第２，第３
のエレメントおよび前記第２，第３のエレメントに挟ま
れた前記第１のエレメントの部分からなる第２のコイル
の一方を選択的に有効にするコイル選択手段とを具備し
たことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルを提供する。上
記第２の観点によるＭＲＩ用ＲＦコイルでは、コイルを
再設置したり，交換する手間をかけずに、いわゆる表面
コイルのＦＯＶを切り替えられるようになる。また、コ
イル形状の幾何学的な対称性により、相対的に大きなＦ
ＯＶの中心と相対的に小さなＦＯＶの中心とを一致させ
ることが可能となり、ＦＯＶを切り替えて同一の部位を
撮影範囲を変えて撮影する場合でも、コイル全体を動か
す必要が無くなる。
１のエレメントからなる第１のコイルと、前記第１のエ
レメントの上辺の途中と下辺の途中を接続する第２，第
３のエレメントと、前記第１のコイルと前記第２，第３
のエレメントおよび前記第２，第３のエレメントに挟ま
れた前記第１のエレメントの部分からなる第２のコイル
の一方を選択的に有効にするコイル選択手段とを具備し
たことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルを提供する。上
記第２の観点によるＭＲＩ用ＲＦコイルでは、コイルを
再設置したり，交換する手間をかけずに、いわゆる表面
コイルのＦＯＶを切り替えられるようになる。また、コ
イル形状の幾何学的な対称性により、相対的に大きなＦ
ＯＶの中心と相対的に小さなＦＯＶの中心とを一致させ
ることが可能となり、ＦＯＶを切り替えて同一の部位を
撮影範囲を変えて撮影する場合でも、コイル全体を動か
す必要が無くなる。
【０００８】第３の観点では、本発明は、略長方形の第
１のエレメントからなる第１のコイルと、前記第１のエ
レメントの上辺の途中と下辺の途中を接続する第２のエ
レメントと、前記第１のコイルと前記第２のエレメント
および前記第２のエレメントの両端間に存在する前記第
１のエレメントの片側部分からなる第２のコイルの一方
を選択的に有効にするコイル選択手段とを具備したこと
を特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルを提供する。上記第３
の観点によるＭＲＩ用ＲＦコイルでは、第１のエレメン
トの上辺の途中と下辺の途中とを１つのエレメント（第
２のエレメント）で接続するので、構成を簡単にするこ
とが出来る。
１のエレメントからなる第１のコイルと、前記第１のエ
レメントの上辺の途中と下辺の途中を接続する第２のエ
レメントと、前記第１のコイルと前記第２のエレメント
および前記第２のエレメントの両端間に存在する前記第
１のエレメントの片側部分からなる第２のコイルの一方
を選択的に有効にするコイル選択手段とを具備したこと
を特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルを提供する。上記第３
の観点によるＭＲＩ用ＲＦコイルでは、第１のエレメン
トの上辺の途中と下辺の途中とを１つのエレメント（第
２のエレメント）で接続するので、構成を簡単にするこ
とが出来る。
【０００９】第４の観点では、本発明は、ループ状のエ
レメントを有する第１のコイルと、前記エレメントの一
部を共有したループ状のエレメントを有し且つ前記第１
のコイルのＦＯＶより小さなＦＯＶを有する第２のコイ
ルと、前記第１のコイルと前記第２のコイルの一方を選
択的に有効にするコイル選択手段とを備えたコイルセッ
トを、複数組具備したことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコ
イルを提供する。上記第４の観点によるＭＲＩ用ＲＦコ
イルでは、上記第１の観点にかかる構成要素を具備した
コイルセットを複数組配列することで、ＦＯＶ切り替え
機能付きのフェーズドアレイコイルを実現できる。
レメントを有する第１のコイルと、前記エレメントの一
部を共有したループ状のエレメントを有し且つ前記第１
のコイルのＦＯＶより小さなＦＯＶを有する第２のコイ
ルと、前記第１のコイルと前記第２のコイルの一方を選
択的に有効にするコイル選択手段とを備えたコイルセッ
トを、複数組具備したことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコ
イルを提供する。上記第４の観点によるＭＲＩ用ＲＦコ
イルでは、上記第１の観点にかかる構成要素を具備した
コイルセットを複数組配列することで、ＦＯＶ切り替え
機能付きのフェーズドアレイコイルを実現できる。
【００１０】第５の観点では、本発明は、略長方形の第
１のエレメントからなる第１のコイルと、前記第１のエ
レメントの上辺の途中と下辺の途中を接続する第２，第
３のエレメントと、前記第１のコイルと前記第２，第３
のエレメントおよび前記第２，第３のエレメントに挟ま
れた前記第１のエレメントの部分からなる第２のコイル
の一方を選択的に有効にするコイル選択手段とを備えた
コイルセットを、複数組具備したことを特徴とするＭＲ
Ｉ用ＲＦコイルを提供する。上記第５の観点によるＭＲ
Ｉ用ＲＦコイルでは、上記第２の観点にかかる構成要素
を具備したコイルセットを複数組配列することで、ＦＯ
Ｖ切り替え機能付きのフェーズドアレイコイルを実現で
きる。
１のエレメントからなる第１のコイルと、前記第１のエ
レメントの上辺の途中と下辺の途中を接続する第２，第
３のエレメントと、前記第１のコイルと前記第２，第３
のエレメントおよび前記第２，第３のエレメントに挟ま
れた前記第１のエレメントの部分からなる第２のコイル
の一方を選択的に有効にするコイル選択手段とを備えた
コイルセットを、複数組具備したことを特徴とするＭＲ
Ｉ用ＲＦコイルを提供する。上記第５の観点によるＭＲ
Ｉ用ＲＦコイルでは、上記第２の観点にかかる構成要素
を具備したコイルセットを複数組配列することで、ＦＯ
Ｖ切り替え機能付きのフェーズドアレイコイルを実現で
きる。
【００１１】第６の観点では、本発明は、略長方形の第
１のエレメントからなる第１のコイルと、前記第１のエ
レメントの上辺の途中と下辺の途中を接続する第２のエ
レメントと、前記第１のコイルと前記第２のエレメント
および前記第２のエレメントの両端間に存在する前記第
１のエレメントの片側部分からなる第２のコイルの一方
を選択的に有効にするコイル選択手段とを具備したこと
を特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルを特徴とするＭＲＩ用
ＲＦコイルを提供する。上記第６の観点によるＭＲＩ用
ＲＦコイルでは、上記第３の観点にかかる構成要素を具
備したコイルセットを複数組配列することで、ＦＯＶ切
り替え機能付きのフェーズドアレイコイルを実現でき
る。
１のエレメントからなる第１のコイルと、前記第１のエ
レメントの上辺の途中と下辺の途中を接続する第２のエ
レメントと、前記第１のコイルと前記第２のエレメント
および前記第２のエレメントの両端間に存在する前記第
１のエレメントの片側部分からなる第２のコイルの一方
を選択的に有効にするコイル選択手段とを具備したこと
を特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイルを特徴とするＭＲＩ用
ＲＦコイルを提供する。上記第６の観点によるＭＲＩ用
ＲＦコイルでは、上記第３の観点にかかる構成要素を具
備したコイルセットを複数組配列することで、ＦＯＶ切
り替え機能付きのフェーズドアレイコイルを実現でき
る。
【００１２】第７の観点では、本発明は、上記構成のＭ
ＲＩ用ＲＦコイルにおいて、前記第１のコイルのエレメ
ントのうち前記第２のコイルと共有されない部分および
前記第２のコイルのエレメントのうち前記第１のコイル
と共有されない部分にそれぞれ介設されたコンデンサ
と、前記コンデンサと並列に接続されたインダクタおよ
びダイオードの直列回路とを具備したことを特徴とする
ＭＲＩ用ＲＦコイルを提供する。上記第７の観点による
ＭＲＩ用ＲＦコイルでは、第１のコイルを有効にする場
合には、第１のコイルのエレメントに介設されたコンデ
ンサと接続されたダイオードを逆バイアスすることで該
コンデンサを実質的に電流路に介設すると共に、第２の
コイルのエレメントに介設されたコンデンサと接続され
たダイオードを順バイアスすることで該コンデンサとイ
ンダクタを並列共振状態にして電流路を遮断する。これ
により、相対的に大きいＦＯＶを有するコイルとして動
作する。一方、第２のコイルを有効にする場合には、第
１のコイルのエレメントに介設されたコンデンサと接続
されたダイオードを順バイアスすることで該コンデンサ
とインダクタを並列共振状態にして電流路を遮断すると
共に、第２のコイルのエレメントに介設されたコンデン
サと接続されたダイオードを逆バイアスすることで該コ
ンデンサを実質的に電流路に介設する。これにより、相
対的に小さいＦＯＶを有するコイルとして動作する。
ＲＩ用ＲＦコイルにおいて、前記第１のコイルのエレメ
ントのうち前記第２のコイルと共有されない部分および
前記第２のコイルのエレメントのうち前記第１のコイル
と共有されない部分にそれぞれ介設されたコンデンサ
と、前記コンデンサと並列に接続されたインダクタおよ
びダイオードの直列回路とを具備したことを特徴とする
ＭＲＩ用ＲＦコイルを提供する。上記第７の観点による
ＭＲＩ用ＲＦコイルでは、第１のコイルを有効にする場
合には、第１のコイルのエレメントに介設されたコンデ
ンサと接続されたダイオードを逆バイアスすることで該
コンデンサを実質的に電流路に介設すると共に、第２の
コイルのエレメントに介設されたコンデンサと接続され
たダイオードを順バイアスすることで該コンデンサとイ
ンダクタを並列共振状態にして電流路を遮断する。これ
により、相対的に大きいＦＯＶを有するコイルとして動
作する。一方、第２のコイルを有効にする場合には、第
１のコイルのエレメントに介設されたコンデンサと接続
されたダイオードを順バイアスすることで該コンデンサ
とインダクタを並列共振状態にして電流路を遮断すると
共に、第２のコイルのエレメントに介設されたコンデン
サと接続されたダイオードを逆バイアスすることで該コ
ンデンサを実質的に電流路に介設する。これにより、相
対的に小さいＦＯＶを有するコイルとして動作する。
【００１３】第８の観点では、本発明は、静磁場を形成
する静磁場形成手段と、勾配磁場を形成する勾配磁場形
成手段と、上記構成のＭＲＩ用ＲＦコイルと、前記ＭＲ
Ｉ用ＲＦコイルのコイル選択手段の作動を制御するコイ
ル選択制御手段と、前記ＭＲＩ用ＲＦコイルを用いてＲ
Ｆパルスの送信とＮＭＲ信号の受信の少なくとも一方を
行う送受信手段と、前記ＮＭＲ信号に基づいてＭＲ画像
を生成するＭＲ画像生成手段と、前記ＭＲ画像を表示す
るＭＲ画像表示手段とを具備したことを特徴とするＭＲ
Ｉ装置を提供する。上記第８の観点によるＭＲＩ装置に
よれば、上記構成のＭＲＩ用ＲＦコイルを用いて撮影を
行うことで、撮影範囲の広狭にかかわらず、高画質のＭ
Ｒ画像を生成し、表示できるようになる。
する静磁場形成手段と、勾配磁場を形成する勾配磁場形
成手段と、上記構成のＭＲＩ用ＲＦコイルと、前記ＭＲ
Ｉ用ＲＦコイルのコイル選択手段の作動を制御するコイ
ル選択制御手段と、前記ＭＲＩ用ＲＦコイルを用いてＲ
Ｆパルスの送信とＮＭＲ信号の受信の少なくとも一方を
行う送受信手段と、前記ＮＭＲ信号に基づいてＭＲ画像
を生成するＭＲ画像生成手段と、前記ＭＲ画像を表示す
るＭＲ画像表示手段とを具備したことを特徴とするＭＲ
Ｉ装置を提供する。上記第８の観点によるＭＲＩ装置に
よれば、上記構成のＭＲＩ用ＲＦコイルを用いて撮影を
行うことで、撮影範囲の広狭にかかわらず、高画質のＭ
Ｒ画像を生成し、表示できるようになる。
【００１４】
【発明の実施の形態】以下、図に示す実施の形態により
本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発
明が限定されるものではない。
本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発
明が限定されるものではない。
【００１５】−第１の実施形態−
図１は、本発明の第１の実施形態にかかるＭＲＩ装置を
示す構成ブロック図である。このＭＲＩ装置１０１にお
いて、マグネットアセンブリ３１は、内部に被検体を挿
入するためのボア（空間部分）を有し、このボアを取り
まくようにして、勾配磁場を形成する勾配コイル（勾配
コイルはＸ軸，Ｙ軸，Ｚ軸の各コイルを備えており、こ
れらの組み合わせによりスライス軸，ワープ軸，リード
軸が決まる）３１Ｇと、被検体内の原子核のスピンを励
起するためのＲＦパルスを印加する送信コイル３１Ｔ
と、被検体からのＮＭＲ信号を検出する受信コイルすな
わち本発明にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル１００と、静磁
場を形成する静磁場電源３２および静磁場コイル３１Ｃ
とを具備して構成されている。また、ＭＲＩ用ＲＦコイ
ル１００には、バイアス電圧Ｖ１，Ｖ２が供給される
（詳細後述）。なお、静磁場電源３２および静磁場コイ
ル３１Ｃの代わりに、永久磁石対を用いてもよい。
示す構成ブロック図である。このＭＲＩ装置１０１にお
いて、マグネットアセンブリ３１は、内部に被検体を挿
入するためのボア（空間部分）を有し、このボアを取り
まくようにして、勾配磁場を形成する勾配コイル（勾配
コイルはＸ軸，Ｙ軸，Ｚ軸の各コイルを備えており、こ
れらの組み合わせによりスライス軸，ワープ軸，リード
軸が決まる）３１Ｇと、被検体内の原子核のスピンを励
起するためのＲＦパルスを印加する送信コイル３１Ｔ
と、被検体からのＮＭＲ信号を検出する受信コイルすな
わち本発明にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル１００と、静磁
場を形成する静磁場電源３２および静磁場コイル３１Ｃ
とを具備して構成されている。また、ＭＲＩ用ＲＦコイ
ル１００には、バイアス電圧Ｖ１，Ｖ２が供給される
（詳細後述）。なお、静磁場電源３２および静磁場コイ
ル３１Ｃの代わりに、永久磁石対を用いてもよい。
【００１６】勾配コイル３１Ｇは、勾配コイル駆動回路
３３に接続されている。さらに、送信コイル３１Ｔは、
ＲＦ電力増幅器３４に接続されている。また、ＭＲＩ用
ＲＦコイル１００は、前置増幅器３５に接続されてい
る。
３３に接続されている。さらに、送信コイル３１Ｔは、
ＲＦ電力増幅器３４に接続されている。また、ＭＲＩ用
ＲＦコイル１００は、前置増幅器３５に接続されてい
る。
【００１７】シーケンス記憶回路３８は、計算機３７か
らの指令に従い、撮影シーケンス（例えばスピンエコー
法，高速スピンエコー法，グラディエントエコー法，エ
コープラナーイメージング法）に基づいて、勾配コイル
駆動回路３３を操作し、勾配コイル３１Ｇにより勾配磁
場を形成させると共に、ゲート変調回路３９を操作し、
ＲＦ発振回路４０からの高周波出力信号を所定タイミン
グ・所定包絡線のパルス状信号に変調し、それを励起パ
ルスとしてＲＦ電力増幅器３４に加え、ＲＦ電力増幅器
３４でパワー増幅した後、マグネットアセンブリ３１の
送信コイル３１Ｔに印加し、ＲＦパルスを送信する。
らの指令に従い、撮影シーケンス（例えばスピンエコー
法，高速スピンエコー法，グラディエントエコー法，エ
コープラナーイメージング法）に基づいて、勾配コイル
駆動回路３３を操作し、勾配コイル３１Ｇにより勾配磁
場を形成させると共に、ゲート変調回路３９を操作し、
ＲＦ発振回路４０からの高周波出力信号を所定タイミン
グ・所定包絡線のパルス状信号に変調し、それを励起パ
ルスとしてＲＦ電力増幅器３４に加え、ＲＦ電力増幅器
３４でパワー増幅した後、マグネットアセンブリ３１の
送信コイル３１Ｔに印加し、ＲＦパルスを送信する。
【００１８】前置増幅器３５は、マグネットアセンブリ
３１のＭＲＩ用ＲＦコイル１００で検出された被検体か
らのＮＭＲ信号を増幅し、位相検波器４２に入力する。
位相検波器４２は、ＲＦ発振回路４０の出力を参照信号
とし、前置増幅器３５からのＮＭＲ信号を位相検波し
て、Ａ／Ｄ変換器４１に与える。Ａ／Ｄ変換器４１は、
位相検波後のアナログ信号をデジタル信号のＭＲデータ
に変換して、計算機３７に入力する。
３１のＭＲＩ用ＲＦコイル１００で検出された被検体か
らのＮＭＲ信号を増幅し、位相検波器４２に入力する。
位相検波器４２は、ＲＦ発振回路４０の出力を参照信号
とし、前置増幅器３５からのＮＭＲ信号を位相検波し
て、Ａ／Ｄ変換器４１に与える。Ａ／Ｄ変換器４１は、
位相検波後のアナログ信号をデジタル信号のＭＲデータ
に変換して、計算機３７に入力する。
【００１９】計算機３７は、ＭＲデータに対して血流イ
メージングを行う。これにより得られた血流イメージ
は、表示装置３６の画面に表示される。また、計算機３
７は、操作卓４３から入力された情報を受け取るなどの
全体的制御を受け持つ。
メージングを行う。これにより得られた血流イメージ
は、表示装置３６の画面に表示される。また、計算機３
７は、操作卓４３から入力された情報を受け取るなどの
全体的制御を受け持つ。
【００２０】図２は、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００を示す
回路図である。このＭＲＩ用ＲＦコイル１００は、コイ
ルセットＳ１と，コイルセットＳ２とを組み合わせて構
成されている。
回路図である。このＭＲＩ用ＲＦコイル１００は、コイ
ルセットＳ１と，コイルセットＳ２とを組み合わせて構
成されている。
【００２１】コイルセットＳ１は、長方形のエレメント
１５（１５ａ，１５ｂ，１５ｃ，１５ｄ）と、エレメン
ト１５ａに介設されたコンデンサ１７ａおよびコンデン
サ６ａと、エレメント１５ｂに介設されたコンデンサ１
６，９，１９と、エレメント１５ｃに介設されたコンデ
ンサ１７ｃおよびコンデンサ６ｃと、コンデンサ６ａと
並列に接続されたインダクタ５ａおよびダイオード７ａ
の直列回路と、コンデンサ９と並列に接続されたインダ
クタ８およびダイオード１０の直接回路と、コンデンサ
６ｃと並列に接続されたインダクタ５ｃおよびダイオー
ド７ｃの直列回路とを具備する。
１５（１５ａ，１５ｂ，１５ｃ，１５ｄ）と、エレメン
ト１５ａに介設されたコンデンサ１７ａおよびコンデン
サ６ａと、エレメント１５ｂに介設されたコンデンサ１
６，９，１９と、エレメント１５ｃに介設されたコンデ
ンサ１７ｃおよびコンデンサ６ｃと、コンデンサ６ａと
並列に接続されたインダクタ５ａおよびダイオード７ａ
の直列回路と、コンデンサ９と並列に接続されたインダ
クタ８およびダイオード１０の直接回路と、コンデンサ
６ｃと並列に接続されたインダクタ５ｃおよびダイオー
ド７ｃの直列回路とを具備する。
【００２２】コンデンサ６ａおよびインダクタ５ａ、コ
ンデンサ６ｃおよびインダクタ５ｃは、両素子の並列共
振周波数が、ＮＭＲ信号の周波数となるように容量およ
びインダクタンスが調整されている。
ンデンサ６ｃおよびインダクタ５ｃは、両素子の並列共
振周波数が、ＮＭＲ信号の周波数となるように容量およ
びインダクタンスが調整されている。
【００２３】コンデンサ９およびインダクタ８は、両素
子の並列共振周波数が、ＲＦパルスの周波数となるよう
に容量およびインダクタンスが調整されている。
子の並列共振周波数が、ＲＦパルスの周波数となるよう
に容量およびインダクタンスが調整されている。
【００２４】また、エレメント１５ａとエレメント１５
ｄの接続点とエレメント１５ａとエレメント１５ｂの接
続点とを接続するエレメント１４ａと、エレメント１４
ａに介設されたコンデンサ１８ａおよびコンデンサ３ａ
と、コンデンサ３ａと並列に接続されたインダクタ２ａ
およびダイオード４ａの直列回路と、エレメント１５ｄ
とエレメント１５ｃの接続点とエレメント１５ｂとエレ
メント１５ｃの接続点とを接続するエレメント１４ｂ
と、エレメント１４ｂに介設されたコンデンサ１８ｂお
よびコンデンサ３ｂと、コンデンサ３ｂと並列に接続さ
れたインダクタ２ｂおよびダイオード４ｂの直列回路と
を具備する。コンデンサ３ａおよびインダクタ２ａ，コ
ンデンサ３ｂおよびインダクタ２ｂは、両素子の並列共
振周波数が、ＮＭＲ信号の周波数となるように容量およ
びインダクタンスが調整されている。エレメント１５の
寸法は、例えば縦方向の長さｄが８ｃｍ、横幅ｗが１６
ｃｍである。エレメント１４ａとエレメント１４ｂとの
間隔ａは例えば５ｃｍである。
ｄの接続点とエレメント１５ａとエレメント１５ｂの接
続点とを接続するエレメント１４ａと、エレメント１４
ａに介設されたコンデンサ１８ａおよびコンデンサ３ａ
と、コンデンサ３ａと並列に接続されたインダクタ２ａ
およびダイオード４ａの直列回路と、エレメント１５ｄ
とエレメント１５ｃの接続点とエレメント１５ｂとエレ
メント１５ｃの接続点とを接続するエレメント１４ｂ
と、エレメント１４ｂに介設されたコンデンサ１８ｂお
よびコンデンサ３ｂと、コンデンサ３ｂと並列に接続さ
れたインダクタ２ｂおよびダイオード４ｂの直列回路と
を具備する。コンデンサ３ａおよびインダクタ２ａ，コ
ンデンサ３ｂおよびインダクタ２ｂは、両素子の並列共
振周波数が、ＮＭＲ信号の周波数となるように容量およ
びインダクタンスが調整されている。エレメント１５の
寸法は、例えば縦方向の長さｄが８ｃｍ、横幅ｗが１６
ｃｍである。エレメント１４ａとエレメント１４ｂとの
間隔ａは例えば５ｃｍである。
【００２５】さらに、ダイオード４ａのアノードとダイ
オード７ａのカソードとは接続されている。ダイオード
４ｂのアノードとダイオード７ｃのカソードとは接続さ
れている。コンデンサ９の両端は、インダクタ８を介し
て、前置増幅器３５や位相検波器４２（図１参照）を有
する受信部Ｕの入力端子（バイアス電圧Ｖ１の出力端子
を兼ねる）に接続されている。
オード７ａのカソードとは接続されている。ダイオード
４ｂのアノードとダイオード７ｃのカソードとは接続さ
れている。コンデンサ９の両端は、インダクタ８を介し
て、前置増幅器３５や位相検波器４２（図１参照）を有
する受信部Ｕの入力端子（バイアス電圧Ｖ１の出力端子
を兼ねる）に接続されている。
【００２６】コイルセットＳ２は、コイルセットＳ１と
同様の構成要素を具備する。すなわち、コイルセットＳ
２にかかる長方形のエレメント１５’（１５ａ’，１５
ｂ’，１５ｃ’，１５ｄ’）は、コイルセットＳ１にか
かるエレメント１５と一部が重なり合うように且つ両コ
イルセットＳ１，Ｓ２間の相互インダクタンスが実質ゼ
ロとなる相対位置に配置されている。一般に、相互イン
ダクタンスは、コイル総面積と，重なり部分の面積との
比で決まるので、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００を、大きい
ＦＯＶを有するフェーズドアレイコイルとして機能させ
た場合（図３，図４を参照して後述）も、小さいＦＯＶ
を有するフェーズドアレイコイルとして機能させた場合
（図５，図６を参照して後述）も、相互インダクタンス
は実質ゼロのままである。また、コイルセットＳ２にか
かるダイオード４ａ’のアノードは、コイルセットＳ１
にかかるダイオード７ａのカソードに接続されている。
同様に、ダイオード４ｂ’のアノードは、コイルセット
Ｓ１にかかるダイオード７ｃのカソードに接続されてい
る。さらに、コイルセットＳ２にかかるダイオード７
ａ’のカソードは、インダクタ１２ａを介して接地され
ている。同様に、ダイオード７ｃ’のカソードは、イン
ダクタ１２ｂを介して接地されている。
同様の構成要素を具備する。すなわち、コイルセットＳ
２にかかる長方形のエレメント１５’（１５ａ’，１５
ｂ’，１５ｃ’，１５ｄ’）は、コイルセットＳ１にか
かるエレメント１５と一部が重なり合うように且つ両コ
イルセットＳ１，Ｓ２間の相互インダクタンスが実質ゼ
ロとなる相対位置に配置されている。一般に、相互イン
ダクタンスは、コイル総面積と，重なり部分の面積との
比で決まるので、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００を、大きい
ＦＯＶを有するフェーズドアレイコイルとして機能させ
た場合（図３，図４を参照して後述）も、小さいＦＯＶ
を有するフェーズドアレイコイルとして機能させた場合
（図５，図６を参照して後述）も、相互インダクタンス
は実質ゼロのままである。また、コイルセットＳ２にか
かるダイオード４ａ’のアノードは、コイルセットＳ１
にかかるダイオード７ａのカソードに接続されている。
同様に、ダイオード４ｂ’のアノードは、コイルセット
Ｓ１にかかるダイオード７ｃのカソードに接続されてい
る。さらに、コイルセットＳ２にかかるダイオード７
ａ’のカソードは、インダクタ１２ａを介して接地され
ている。同様に、ダイオード７ｃ’のカソードは、イン
ダクタ１２ｂを介して接地されている。
【００２７】・大ＦＯＶ選択時
図３のタイムチャートを用いて、大きいＦＯＶを有する
フェーズドアレイコイルとして機能させる場合の動作に
ついて説明する。 １．ＲＦパルスの送信時には、正極性のバイアス電圧Ｖ
１を供給して、ダイオード１０，１０’を順バイアスす
る。すると、ＲＦパルスにより誘起された高周波の電流
により、コンデンサ９およびインダクタ８が並列共振状
態となると共に、コンデンサ９’およびインダクタ８’
が並列共振状態となり、エレメント１５，１５’を流れ
る電流路が遮断される。すなわち、送信コイル３１Ｔ
（図１参照）とデカップリングされる。 ２．ＮＭＲ信号の受信時には、バイアス電圧Ｖ１を負極
性に切り替える。すると、コンデンサ９，９’の容量が
実質的に電流路に介設される。 ３．常時（ＲＦパルスの送信時およびＮＭＲ信号の受信
時）、正極性のバイアス電圧Ｖ２を供給する。したがっ
て、ダイオード４ａが順バイアスされてコンデンサ３ａ
およびインダクタ２ａが並列共振状態となると共に、ダ
イオード４ｂが順バイアスされてコンデンサ３ｂおよび
インダクタ２ｂが並列共振状態となり、エレメント１４
ａ，１４ｂを流れる電流ｉ１４が遮断される。同様に、
エレメント１４ａ’，１４ｂ’を流れる電流路が遮断さ
れる。一方、ダイオード７ａが逆バイアスされることで
コンデンサ６ａが実質的に電流路に介設されると共に、
ダイオード７ｃが逆バイアスされることでコンデンサ６
ｃが実質的に電流路に介設され、ＮＭＲ信号により誘起
された高周波の電流ｉ１５がエレメント１５に流れる。
同様に、ＮＭＲ信号により誘起された電流がエレメント
１５’に流れる。したがって、図４の等価回路に示すよ
うに、エレメント１５により形成される第１のコイル
と、エレメント１５’により形成される第２のコイルと
が受信コイルとして動作し、大きいＦＯＶを有するフェ
ーズドアレイコイルとして機能する。図中、Ｐ１は、Ｆ
ＯＶの中心である。
フェーズドアレイコイルとして機能させる場合の動作に
ついて説明する。 １．ＲＦパルスの送信時には、正極性のバイアス電圧Ｖ
１を供給して、ダイオード１０，１０’を順バイアスす
る。すると、ＲＦパルスにより誘起された高周波の電流
により、コンデンサ９およびインダクタ８が並列共振状
態となると共に、コンデンサ９’およびインダクタ８’
が並列共振状態となり、エレメント１５，１５’を流れ
る電流路が遮断される。すなわち、送信コイル３１Ｔ
（図１参照）とデカップリングされる。 ２．ＮＭＲ信号の受信時には、バイアス電圧Ｖ１を負極
性に切り替える。すると、コンデンサ９，９’の容量が
実質的に電流路に介設される。 ３．常時（ＲＦパルスの送信時およびＮＭＲ信号の受信
時）、正極性のバイアス電圧Ｖ２を供給する。したがっ
て、ダイオード４ａが順バイアスされてコンデンサ３ａ
およびインダクタ２ａが並列共振状態となると共に、ダ
イオード４ｂが順バイアスされてコンデンサ３ｂおよび
インダクタ２ｂが並列共振状態となり、エレメント１４
ａ，１４ｂを流れる電流ｉ１４が遮断される。同様に、
エレメント１４ａ’，１４ｂ’を流れる電流路が遮断さ
れる。一方、ダイオード７ａが逆バイアスされることで
コンデンサ６ａが実質的に電流路に介設されると共に、
ダイオード７ｃが逆バイアスされることでコンデンサ６
ｃが実質的に電流路に介設され、ＮＭＲ信号により誘起
された高周波の電流ｉ１５がエレメント１５に流れる。
同様に、ＮＭＲ信号により誘起された電流がエレメント
１５’に流れる。したがって、図４の等価回路に示すよ
うに、エレメント１５により形成される第１のコイル
と、エレメント１５’により形成される第２のコイルと
が受信コイルとして動作し、大きいＦＯＶを有するフェ
ーズドアレイコイルとして機能する。図中、Ｐ１は、Ｆ
ＯＶの中心である。
【００２８】・小ＦＯＶ選択時
図５のタイムチャートを用いて、小さいＦＯＶを有する
フェーズドアレイコイルとして機能させる場合の動作に
ついて説明する。 １．ＲＦパルスの送信時には、正極性のバイアス電圧Ｖ
１を供給し、送信コイル３１Ｔとデカップリングする。 ２．ＮＭＲ信号の受信時には、バイアス電圧Ｖ１を負極
性に切り替える。すると、コンデンサ９，９’の容量が
実質的に電流路に介設される。 ３．常時、負極性のバイアス電圧Ｖ２を供給する。した
がって、ダイオード７ａが順バイアスされてコンデンサ
６ａおよびインダクタ５ａが並列共振状態となると共
に、ダイオード７ｃが順バイアスされてコンデンサ６ｃ
およびインダクタ５ｃが並列共振状態となり、エレメン
ト１５ａ，１５ｃを流れる電流ｉ１５が遮断される。同
様に、エレメント１５ａ’，１５ｃ’を流れる電流が遮
断される。一方、ダイオード４ａが逆バイアスされるこ
とでコンデンサ３ａが実質的に電流路に介設されて高周
波の電流ｉ１４がエレメント１４ａに流れると共に、ダ
イオード４ｂが逆バイアスされることでコンデンサ３ｂ
が実質的に電流路に介設されて電流がエレメント１４ｂ
に流れる。したがって、図６の等価回路に示すように、
エレメント１４ａ，１５ｂ，１４ｂ，１５ｄにより形成
される第１のコイルと、エレメント１４ａ’，１５
ｂ’，１４ｂ’，１５ｄ’により形成される第２のコイ
ルとが受信コイルとして動作し、小さいＦＯＶを有する
フェーズドアレイコイルとして機能する。図中、Ｐ２
は、ＦＯＶの中心であり、コイル形状の幾何学的な対称
性によりＰ１（図４参照）と一致する。
フェーズドアレイコイルとして機能させる場合の動作に
ついて説明する。 １．ＲＦパルスの送信時には、正極性のバイアス電圧Ｖ
１を供給し、送信コイル３１Ｔとデカップリングする。 ２．ＮＭＲ信号の受信時には、バイアス電圧Ｖ１を負極
性に切り替える。すると、コンデンサ９，９’の容量が
実質的に電流路に介設される。 ３．常時、負極性のバイアス電圧Ｖ２を供給する。した
がって、ダイオード７ａが順バイアスされてコンデンサ
６ａおよびインダクタ５ａが並列共振状態となると共
に、ダイオード７ｃが順バイアスされてコンデンサ６ｃ
およびインダクタ５ｃが並列共振状態となり、エレメン
ト１５ａ，１５ｃを流れる電流ｉ１５が遮断される。同
様に、エレメント１５ａ’，１５ｃ’を流れる電流が遮
断される。一方、ダイオード４ａが逆バイアスされるこ
とでコンデンサ３ａが実質的に電流路に介設されて高周
波の電流ｉ１４がエレメント１４ａに流れると共に、ダ
イオード４ｂが逆バイアスされることでコンデンサ３ｂ
が実質的に電流路に介設されて電流がエレメント１４ｂ
に流れる。したがって、図６の等価回路に示すように、
エレメント１４ａ，１５ｂ，１４ｂ，１５ｄにより形成
される第１のコイルと、エレメント１４ａ’，１５
ｂ’，１４ｂ’，１５ｄ’により形成される第２のコイ
ルとが受信コイルとして動作し、小さいＦＯＶを有する
フェーズドアレイコイルとして機能する。図中、Ｐ２
は、ＦＯＶの中心であり、コイル形状の幾何学的な対称
性によりＰ１（図４参照）と一致する。
【００２９】以上のＭＲＩ用ＲＦコイル１００によれ
ば、撮影範囲の広狭に応じてバイアス電圧Ｖ２の極性を
切り替えることで、２チャネルのフェーズドアレイコイ
ルのＦＯＶを選択可能となる。したがって、例えば頭部
コイルとして用いた場合、大きなＦＯＶで頭部全体の画
像を概括的に撮影して脳腫瘍部等の病変部を特定してか
ら小さなＦＯＶに切り替えて病変部についての詳細な画
像を撮影すること、又はこれとは逆順での撮影を、コイ
ル交換の手間をかけずに行えるようになる。また、以上
のＭＲＩ装置１０１によれば、撮影範囲の広狭にかかわ
らず、常に高画質のＭＲ画像を生成し、表示できるよう
になる。
ば、撮影範囲の広狭に応じてバイアス電圧Ｖ２の極性を
切り替えることで、２チャネルのフェーズドアレイコイ
ルのＦＯＶを選択可能となる。したがって、例えば頭部
コイルとして用いた場合、大きなＦＯＶで頭部全体の画
像を概括的に撮影して脳腫瘍部等の病変部を特定してか
ら小さなＦＯＶに切り替えて病変部についての詳細な画
像を撮影すること、又はこれとは逆順での撮影を、コイ
ル交換の手間をかけずに行えるようになる。また、以上
のＭＲＩ装置１０１によれば、撮影範囲の広狭にかかわ
らず、常に高画質のＭＲ画像を生成し、表示できるよう
になる。
【００３０】−第２の実施形態−
図７は、本発明の第２の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦ
コイル１００（図２参照）の制御方法を示すタイムチャ
ートである。第２の実施形態は、単一の撮影シーケンス
内で、フェーズドアレイコイルのＦＯＶの大小を切り替
えながら、ＮＭＲ信号を受信するものである。 １．ＲＦパルスの送信時には、正極性のバイアス電圧Ｖ
１を供給し、送信コイル３１Ｔとデカップリングする。 ２．ＮＭＲ信号の受信時には、バイアス電圧Ｖ１を負極
性に切り替える。すると、コンデンサ９，９’の容量が
実質的に電流路に介設される。 ３．複数回のＮＭＲ信号の受信期間のうち、２ｎ＋１
（ｎ＝０，１，２，…）回目の受信期間は、正極性のバ
イアス電圧Ｖ２を供給する。このとき、ＭＲＩ用ＲＦコ
イル１００は、大きいＦＯＶを有するフェーズドアレイ
コイル（図４参照）として動作する。一方、２×（ｎ＋
１）回目の受信期間は、負極性のバイアス電圧Ｖ２を供
給する。このとき、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００は、小さ
いＦＯＶを有するフェーズドアレイコイル（図６参照）
として動作する。なお、バイアス電圧Ｖ２の極性を反転
するタイミングは、各受信期間の直前の送信期間の途中
である。
コイル１００（図２参照）の制御方法を示すタイムチャ
ートである。第２の実施形態は、単一の撮影シーケンス
内で、フェーズドアレイコイルのＦＯＶの大小を切り替
えながら、ＮＭＲ信号を受信するものである。 １．ＲＦパルスの送信時には、正極性のバイアス電圧Ｖ
１を供給し、送信コイル３１Ｔとデカップリングする。 ２．ＮＭＲ信号の受信時には、バイアス電圧Ｖ１を負極
性に切り替える。すると、コンデンサ９，９’の容量が
実質的に電流路に介設される。 ３．複数回のＮＭＲ信号の受信期間のうち、２ｎ＋１
（ｎ＝０，１，２，…）回目の受信期間は、正極性のバ
イアス電圧Ｖ２を供給する。このとき、ＭＲＩ用ＲＦコ
イル１００は、大きいＦＯＶを有するフェーズドアレイ
コイル（図４参照）として動作する。一方、２×（ｎ＋
１）回目の受信期間は、負極性のバイアス電圧Ｖ２を供
給する。このとき、ＭＲＩ用ＲＦコイル１００は、小さ
いＦＯＶを有するフェーズドアレイコイル（図６参照）
として動作する。なお、バイアス電圧Ｖ２の極性を反転
するタイミングは、各受信期間の直前の送信期間の途中
である。
【００３１】以上の第２の実施形態によれば、単一の撮
影シーケンス内で、フェーズドアレイコイルのＦＯＶの
大小を切り替えるので、例えば頭部全体についてのデー
タを概括的に収集しつつ、脳腫瘍部についてのデータを
詳細に収集することが可能となる。すなわち、比較的大
面積の撮影範囲に相当する画像内で、関心領域を特に精
細に描出した画面を１回の撮影で得られるようになり、
臨床上の有用性が高い。
影シーケンス内で、フェーズドアレイコイルのＦＯＶの
大小を切り替えるので、例えば頭部全体についてのデー
タを概括的に収集しつつ、脳腫瘍部についてのデータを
詳細に収集することが可能となる。すなわち、比較的大
面積の撮影範囲に相当する画像内で、関心領域を特に精
細に描出した画面を１回の撮影で得られるようになり、
臨床上の有用性が高い。
【００３２】−第３の実施形態−
図８は、本発明の第３の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦ
コイルを示す回路図である。このＭＲＩ用ＲＦコイル３
００は、長方形のエレメント１５の上辺の途中と下辺の
途中とを、１つのエレメント１４で接続して構成されて
いる。
コイルを示す回路図である。このＭＲＩ用ＲＦコイル３
００は、長方形のエレメント１５の上辺の途中と下辺の
途中とを、１つのエレメント１４で接続して構成されて
いる。
【００３３】このＭＲＩ用ＲＦコイル３００の動作は、
上記第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル１００
の動作と基本的に同様である。すなわち、大きいＦＯＶ
を有するフェーズドアレイコイルとして機能させる場
合、正極性のバイアス電圧Ｖ２を供給する。これによ
り、エレメント１４に並列共振回路が形成されて電流ｉ
１４が遮断され、ＮＭＲ信号により誘起された電流ｉ１
５がエレメント１５に流れる。一方、小さいＦＯＶを有
するフェーズドアレイコイルとして機能させる場合、負
極性のバイアス電圧Ｖ２を供給する。これにより、エレ
メント１５に並列共振回路が形成されて電流ｉ１５が遮
断され、ＮＭＲ信号により誘起された電流ｉ１４がエレ
メント１４およびエレメント１４の右側のエレメント１
５の部分に流れる。ただし、ＦＯＶの切り替え時にコイ
ル中心がずれるので、同一の部位をＦＯＶの中心に合わ
せるためには、ＦＯＶ切り替え後にコイル全体を移動す
る必要がある。
上記第１の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイル１００
の動作と基本的に同様である。すなわち、大きいＦＯＶ
を有するフェーズドアレイコイルとして機能させる場
合、正極性のバイアス電圧Ｖ２を供給する。これによ
り、エレメント１４に並列共振回路が形成されて電流ｉ
１４が遮断され、ＮＭＲ信号により誘起された電流ｉ１
５がエレメント１５に流れる。一方、小さいＦＯＶを有
するフェーズドアレイコイルとして機能させる場合、負
極性のバイアス電圧Ｖ２を供給する。これにより、エレ
メント１５に並列共振回路が形成されて電流ｉ１５が遮
断され、ＮＭＲ信号により誘起された電流ｉ１４がエレ
メント１４およびエレメント１４の右側のエレメント１
５の部分に流れる。ただし、ＦＯＶの切り替え時にコイ
ル中心がずれるので、同一の部位をＦＯＶの中心に合わ
せるためには、ＦＯＶ切り替え後にコイル全体を移動す
る必要がある。
【００３４】以上のＭＲＩ用ＲＦコイル３００によれ
ば、長方形のエレメント１５の上辺の途中と下辺の途中
とを１つのエレメント１４で接続するので、構成を簡単
に出来る。
ば、長方形のエレメント１５の上辺の途中と下辺の途中
とを１つのエレメント１４で接続するので、構成を簡単
に出来る。
【００３５】−第４の実施形態−
図９は、本発明の第４の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦ
コイルを示す回路図である。このＭＲＩ用ＲＦコイル４
００は、上記第１の実施形態のＭＲＩ用ＲＦコイル１０
０におけるコイルセットＳ１に相当する構成要素のみを
具備し、表面コイルとして動作させる。すなわち、大き
いＦＯＶを有する表面コイルとして機能させる場合、正
極性のバイアス電圧Ｖ２を供給し、エレメント１５の全
体をコイルとして動作させる。また、小さいＦＯＶを有
する表面コイルとして機能させる場合、負極性のバイア
ス電圧Ｖ２を供給し、エレメント１４ａ，１４ｂおよび
それらに挟まれたエレメント１５の部分をコイルとして
動作させる。以上のＭＲＩ用ＲＦコイル４００によれ
ば、表面コイルとして動作させる場合にも、撮影範囲の
広狭に応じて、ＦＯＶの大小を選択可能となる。
コイルを示す回路図である。このＭＲＩ用ＲＦコイル４
００は、上記第１の実施形態のＭＲＩ用ＲＦコイル１０
０におけるコイルセットＳ１に相当する構成要素のみを
具備し、表面コイルとして動作させる。すなわち、大き
いＦＯＶを有する表面コイルとして機能させる場合、正
極性のバイアス電圧Ｖ２を供給し、エレメント１５の全
体をコイルとして動作させる。また、小さいＦＯＶを有
する表面コイルとして機能させる場合、負極性のバイア
ス電圧Ｖ２を供給し、エレメント１４ａ，１４ｂおよび
それらに挟まれたエレメント１５の部分をコイルとして
動作させる。以上のＭＲＩ用ＲＦコイル４００によれ
ば、表面コイルとして動作させる場合にも、撮影範囲の
広狭に応じて、ＦＯＶの大小を選択可能となる。
【００３６】なお、以上の第１〜第４の実施形態では、
ＭＲＩ用ＲＦコイル１００，３００，４００を受信コイ
ルとして機能させる場合について説明したが、送信コイ
ルにも適用可能である。ただし、この場合には、ＲＦパ
ルスの送信時に、電流を遮断すべきエレメントに介設さ
れた並列共振回路が並列共振状態となるように、コンデ
ンサの容量およびインダクタンスのインダクタンスを調
整する必要がある。
ＭＲＩ用ＲＦコイル１００，３００，４００を受信コイ
ルとして機能させる場合について説明したが、送信コイ
ルにも適用可能である。ただし、この場合には、ＲＦパ
ルスの送信時に、電流を遮断すべきエレメントに介設さ
れた並列共振回路が並列共振状態となるように、コンデ
ンサの容量およびインダクタンスのインダクタンスを調
整する必要がある。
【００３７】
【発明の効果】本発明によるＭＲＩ用ＲＦコイルによれ
ば、ＲＦパルスの送信時やＮＭＲ信号の受信時に、撮影
範囲の広狭に応じて、ＦＯＶの大小を切り替えることが
可能なので、ＦＯＶが異なる複数のコイルを使い分ける
労力を節減すると共に、被検体の拘束時間を短縮できる
ようになる。また、本発明のＭＲＩ装置によれば、コイ
ルを設置し直したり，交換したりする手間をかけずに、
常に高画質のＭＲ画像を生成し、表示できるようにな
る。
ば、ＲＦパルスの送信時やＮＭＲ信号の受信時に、撮影
範囲の広狭に応じて、ＦＯＶの大小を切り替えることが
可能なので、ＦＯＶが異なる複数のコイルを使い分ける
労力を節減すると共に、被検体の拘束時間を短縮できる
ようになる。また、本発明のＭＲＩ装置によれば、コイ
ルを設置し直したり，交換したりする手間をかけずに、
常に高画質のＭＲ画像を生成し、表示できるようにな
る。
【図１】第１の実施形態にかかるＭＲＩ装置を示す構成
ブロック図である。
ブロック図である。
【図２】図１のＭＲＩ装置におけるＭＲＩ用ＲＦコイル
を示す回路図である。
を示す回路図である。
【図３】図２のＭＲＩ用ＲＦコイルをＦＯＶの大きい受
信コイルとして動作させる場合のタイムチャートであ
る。
信コイルとして動作させる場合のタイムチャートであ
る。
【図４】図３の動作時の等価回路図である。
【図５】図２のＭＲＩ用ＲＦコイルをＦＯＶの小さい受
信コイルとして動作させる場合のタイムチャートであ
る。
信コイルとして動作させる場合のタイムチャートであ
る。
【図６】図５の動作時の等価回路図である。
【図７】第２の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルの
制御方法を示すタイムチャートである。
制御方法を示すタイムチャートである。
【図８】第３の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを
示す回路図である。
示す回路図である。
【図９】第４の実施形態にかかるＭＲＩ用ＲＦコイルを
示す回路図である。
示す回路図である。
【図１０】従来のＭＲＩ用ＲＦコイルの一例を示す構成
図である。
図である。
【図１１】従来のＭＲＩ用ＲＦコイルの他例を示す構成
図である。
図である。
１００，３００，４００ ＭＲＩ用ＲＦコ
イル １４，１４’，１５，１５’ エレメント ２，５，８，１２ａ，１２ｂ インダクタ ３，６，９，１６，１７，１８，１９ コンデンサ ４，７，１０ ダイオード
イル １４，１４’，１５，１５’ エレメント ２，５，８，１２ａ，１２ｂ インダクタ ３，６，９，１６，１７，１８，１９ コンデンサ ４，７，１０ ダイオード
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(72)発明者 岩舘 雄治
東京都日野市旭ケ丘４丁目７番地の127
ジーイー横河メディカルシステム株式会社
内
(72)発明者 奈部谷 章
東京都日野市旭ケ丘４丁目７番地の127
ジーイー横河メディカルシステム株式会社
内
Ｆターム(参考） 4C096 AA20 AB34 AB37 AD02 AD10
AD23 BB18 CC06 CC08 CC12
CC14
Claims (8)
- 【請求項１】 ループ状のエレメントを有する第１のコ
イルと、前記エレメントの一部を共有したループ状のエ
レメントを有し且つ前記第１のコイルのＦＯＶより小さ
なＦＯＶを有する第２のコイルと、前記第１のコイルと
前記第２のコイルの一方を選択的に有効にするコイル選
択手段とを具備したことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイ
ル。 - 【請求項２】 略長方形の第１のエレメントからなる第
１のコイルと、前記第１のエレメントの上辺の途中と下
辺の途中を接続する第２，第３のエレメントと、前記第
１のコイルと前記第２，第３のエレメントおよび前記第
２，第３のエレメントに挟まれた前記第１のエレメント
の部分からなる第２のコイルの一方を選択的に有効にす
るコイル選択手段とを具備したことを特徴とするＭＲＩ
用ＲＦコイル。 - 【請求項３】 略長方形の第１のエレメントからなる第
１のコイルと、前記第１のエレメントの上辺の途中と下
辺の途中を接続する第２のエレメントと、前記第１のコ
イルと前記第２のエレメントおよび前記第２のエレメン
トの両端間に存在する前記第１のエレメントの片側部分
からなる第２のコイルの一方を選択的に有効にするコイ
ル選択手段とを具備したことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦ
コイル。 - 【請求項４】 ループ状のエレメントを有する第１のコ
イルと、前記エレメントの一部を共有したループ状のエ
レメントを有し且つ前記第１のコイルのＦＯＶより小さ
なＦＯＶを有する第２のコイルと、前記第１のコイルと
前記第２のコイルの一方を選択的に有効にするコイル選
択手段とを備えたコイルセットを、複数組具備したこと
を特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。 - 【請求項５】 略長方形の第１のエレメントからなる第
１のコイルと、前記第１のエレメントの上辺の途中と下
辺の途中を接続する第２，第３のエレメントと、前記第
１のコイルと前記第２，第３のエレメントおよび前記第
２，第３のエレメントに挟まれた前記第１のエレメント
の部分からなる第２のコイルの一方を選択的に有効にす
るコイル選択手段とを備えたコイルセットを、複数組具
備したことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。 - 【請求項６】 略長方形の第１のエレメントからなる第
１のコイルと、前記第１のエレメントの上辺の途中と下
辺の途中を接続する第２のエレメントと、前記第１のコ
イルと前記第２のエレメントおよび前記第２のエレメン
トの両端間に存在する前記第１のエレメントの片側部分
からなる第２のコイルの一方を選択的に有効にするコイ
ル選択手段とを備えたコイルセットを、複数組具備した
ことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。 - 【請求項７】 請求項１から請求項６のいずれかに記載
のＭＲＩ用ＲＦコイルにおいて、前記第１のコイルのエ
レメントのうち前記第２のコイルと共有されない部分お
よび前記第２のコイルのエレメントのうち前記第１のコ
イルと共有されない部分にそれぞれ介設されたコンデン
サと、前記コンデンサと並列に接続されたインダクタお
よびダイオードの直列回路とを具備したことを特徴とす
るＭＲＩ用ＲＦコイル。 - 【請求項８】 静磁場を形成する静磁場形成手段と、勾
配磁場を形成する勾配磁場形成手段と、請求項１から請
求項７のいずれかに記載のＭＲＩ用ＲＦコイルと、前記
ＭＲＩ用ＲＦコイルのコイル選択手段の作動を制御する
コイル選択制御手段と、前記ＭＲＩ用ＲＦコイルを用い
てＲＦパルスの送信とＮＭＲ信号の受信の少なくとも一
方を行う送受信手段と、前記ＮＭＲ信号に基づいてＭＲ
画像を生成するＭＲ画像生成手段と、前記ＭＲ画像を表
示するＭＲ画像表示手段とを具備したことを特徴とする
ＭＲＩ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2002088829A JP2003290168A (ja) | 2002-03-27 | 2002-03-27 | Ｍｒｉ用ｒｆコイルおよびｍｒｉ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2002088829A JP2003290168A (ja) | 2002-03-27 | 2002-03-27 | Ｍｒｉ用ｒｆコイルおよびｍｒｉ装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2003290168A true JP2003290168A (ja) | 2003-10-14 |
Family
ID=29234584
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2002088829A Withdrawn JP2003290168A (ja) | 2002-03-27 | 2002-03-27 | Ｍｒｉ用ｒｆコイルおよびｍｒｉ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2003290168A (ja) |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007511331A (ja) * | 2003-11-19 | 2007-05-10 | ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ | フェーズドアレイ膝部コイル |
| JP2007260079A (ja) * | 2006-03-28 | 2007-10-11 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴撮像装置、ｒｆコイル及び磁気共鳴撮像装置の制御方法 |
| JP2007260078A (ja) * | 2006-03-28 | 2007-10-11 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｒｆコイル及び磁気共鳴撮像装置 |
| JP2008012292A (ja) * | 2006-06-07 | 2008-01-24 | Toshiba Corp | アレイコイルおよび磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2009216431A (ja) * | 2008-03-07 | 2009-09-24 | Hitachi Ltd | Ｎｍｒプローブ |
| US7782057B2 (en) | 2006-06-07 | 2010-08-24 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Array coil and magnetic resonance imaging apparatus |
-
2002
- 2002-03-27 JP JP2002088829A patent/JP2003290168A/ja not_active Withdrawn
Cited By (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007511331A (ja) * | 2003-11-19 | 2007-05-10 | ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ | フェーズドアレイ膝部コイル |
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| US7541810B2 (en) | 2006-03-28 | 2009-06-02 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | RF coil and magnetic resonance imaging apparatus |
| JP4740009B2 (ja) * | 2006-03-28 | 2011-08-03 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 磁気共鳴撮像装置、ｒｆコイル及び磁気共鳴撮像装置の制御方法 |
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| US7782057B2 (en) | 2006-06-07 | 2010-08-24 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Array coil and magnetic resonance imaging apparatus |
| US7965083B2 (en) | 2006-06-07 | 2011-06-21 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Array coil and magnetic resonance imaging apparatus |
| JP2013116381A (ja) * | 2006-06-07 | 2013-06-13 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2009216431A (ja) * | 2008-03-07 | 2009-09-24 | Hitachi Ltd | Ｎｍｒプローブ |
| JP4633131B2 (ja) * | 2008-03-07 | 2011-02-16 | 株式会社日立製作所 | Ｎｍｒプローブ |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A300 | Withdrawal of application because of no request for examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A300 Effective date: 20050607 |