JP2006280716A - Ｒｆ送信方法、ｍｒｉ装置および補助コイル - Google Patents
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Abstract
【課題】被検体に印加する磁気強度を強める。
【解決手段】ＭＲＩ装置１００のマグネットアセンブリ１側に組み込まれたボディコイル２と被検体Ｈとの間に補助コイル１０を設ける。
【効果】ボディコイル２からＲＦパルスを送信すると、補助コイル１０に誘導電流が流れ、その誘導電流が磁場を発生し、被検体Ｈの近くから被検体Ｈを励起する。つまり、補助コイル１０がＲＦパルスを中継するように働く。このため、送信効率が向上し、被検体に印加する磁気強度を強めることが出来る。また、ボディコイル２からの送信パワーを低減することが出来る。
【選択図】図１
【解決手段】ＭＲＩ装置１００のマグネットアセンブリ１側に組み込まれたボディコイル２と被検体Ｈとの間に補助コイル１０を設ける。
【効果】ボディコイル２からＲＦパルスを送信すると、補助コイル１０に誘導電流が流れ、その誘導電流が磁場を発生し、被検体Ｈの近くから被検体Ｈを励起する。つまり、補助コイル１０がＲＦパルスを中継するように働く。このため、送信効率が向上し、被検体に印加する磁気強度を強めることが出来る。また、ボディコイル２からの送信パワーを低減することが出来る。
【選択図】図１
Description
本発明は、ＲＦ（Radio Frequency）送信方法、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置および補助コイルに関し、さらに詳しくは、被検体に印加する磁気強度を強めることが出来るＲＦ送信方法、ＭＲＩ装置および補助コイルに関する。
一般的なＭＲＩ装置のマグネットアセンブリ側には、撮影空間であるボア側から外側へ順に、ボディコイルと、ＲＦシールドと、傾斜磁場コイルと、主磁場発生マグネットとが設けられている（例えば、特許文献１，２参照。）。
特開２０００−１１６６１９号公報
特開２００４−２４８９２８号公報
ＭＲＩ装置の撮影空間であるボアは大きな被検体（患者）でも入れる余裕を持たせた大きめの内径で作ってあり、マグネットアセンブリ側に組み込まれたボディコイルと被検体の間には距離がある。
しかし、送信コイルと被検体の間に距離があると、被検体に印加される磁気強度が弱くなるため、ＲＦパルスをボディコイルから送信して被検体を励起するのに大きな送信パワーを必要とする問題点がある。
そこで、本発明の目的は、被検体に印加する磁気強度を強めることが出来るＲＦ送信方法、ＭＲＩ装置および補助コイルを提供することにある。
しかし、送信コイルと被検体の間に距離があると、被検体に印加される磁気強度が弱くなるため、ＲＦパルスをボディコイルから送信して被検体を励起するのに大きな送信パワーを必要とする問題点がある。
そこで、本発明の目的は、被検体に印加する磁気強度を強めることが出来るＲＦ送信方法、ＭＲＩ装置および補助コイルを提供することにある。
第１の観点では、本発明は、ＭＲＩ装置の送信コイルと被検体の間に補助コイルを設け、前記送信コイルから送信されるＲＦパルスが前記補助コイルに誘起する電流による磁場を被検体の励起に利用することを特徴とするＲＦ送信方法を提供する。
送信コイルだけでは被検体とエレメントの距離が遠いため、強い磁場を被検体の中心付近に作ることが出来ない。
そこで、上記第１の観点によるＲＦ送信方法では、補助コイルを用いることにより相互インダクタンスを介して被検体に近いエレメントに電流を流すことができ、中心付近に強い磁場を発生することが出来る。また、送信コイルより補助コイルの方が被検体に近いため、補助コイルに流れる電流が支配的に励起磁場を作る。つまり、補助コイルが中心付近に均一な磁場を作るように設計するか、補助コイルと送信コイルの結合が小さい場合、両者の磁場強度の和が中心付近で均一となるように設計すればよい。但し、補助コイルが送信コイルと同じ周波数で共振した場合、結合が生じる。また、単ループコイル（完全な非共振）では、磁場を打ち消すような逆相電流（位相差＝１８０゜）が流れる。そこで、補助コイルのインピーダンスを調整することにより、送信コイルと補助コイルに同相電流（位相差＝０゜）が流れるようにする。これにより、被検体に印加する磁場強度を強くすることが出来る。
送信コイルだけでは被検体とエレメントの距離が遠いため、強い磁場を被検体の中心付近に作ることが出来ない。
そこで、上記第１の観点によるＲＦ送信方法では、補助コイルを用いることにより相互インダクタンスを介して被検体に近いエレメントに電流を流すことができ、中心付近に強い磁場を発生することが出来る。また、送信コイルより補助コイルの方が被検体に近いため、補助コイルに流れる電流が支配的に励起磁場を作る。つまり、補助コイルが中心付近に均一な磁場を作るように設計するか、補助コイルと送信コイルの結合が小さい場合、両者の磁場強度の和が中心付近で均一となるように設計すればよい。但し、補助コイルが送信コイルと同じ周波数で共振した場合、結合が生じる。また、単ループコイル（完全な非共振）では、磁場を打ち消すような逆相電流（位相差＝１８０゜）が流れる。そこで、補助コイルのインピーダンスを調整することにより、送信コイルと補助コイルに同相電流（位相差＝０゜）が流れるようにする。これにより、被検体に印加する磁場強度を強くすることが出来る。
第２の観点では、本発明は、上記第１の観点によるＲＦ送信方法において、前記送信コイルと前記補助コイルの電流位相が逆相になり且つ電流量が極大になる逆相共振点での逆相・極大電流量よりも同相になり且つ電流量が極大になる同相共振点での同相・極大電流量の方が大きいか、又は、前記逆相共振点が無くて前記同相共振点だけがあることを特徴とするＲＦ送信方法を提供する。
コイルの共振周波数は被検体の存在によって変動するためチューニングが必要になるが、上記第２の観点によるＲＦ送信方法では、逆相・極大電流量よりも同相・極大電流量の方が大きくなるようにチューニングするか、又は、実質的に同相・極大電流だけが流れるようにチューニングする。これにより、被検体に印加する磁場強度を強くすることが出来る。
コイルの共振周波数は被検体の存在によって変動するためチューニングが必要になるが、上記第２の観点によるＲＦ送信方法では、逆相・極大電流量よりも同相・極大電流量の方が大きくなるようにチューニングするか、又は、実質的に同相・極大電流だけが流れるようにチューニングする。これにより、被検体に印加する磁場強度を強くすることが出来る。
第３の観点では、本発明は、上記第２の観点によるＲＦ送信方法において、前記補助コイルがバードケージ型コイルであることを特徴とするＲＦ送信方法を提供する。
上記第３の観点によるＲＦ送信方法では、バードケージ型コイルであるため、被検体の全周から効率良く励起することが出来る。
上記第３の観点によるＲＦ送信方法では、バードケージ型コイルであるため、被検体の全周から効率良く励起することが出来る。
第４の観点では、本発明は、上記第１から上記第３のいずれかの観点によるＲＦ送信方法において、前記送信コイルがボディコイルであることを特徴とするＲＦ送信方法を提供する。
上記第４の観点によるＲＦ送信方法では、被検体に印加する磁場強度を強くすることが出来るため、ボディコイルからの送信パワーを低減することが可能になる。
上記第４の観点によるＲＦ送信方法では、被検体に印加する磁場強度を強くすることが出来るため、ボディコイルからの送信パワーを低減することが可能になる。
第５の観点では、本発明は、ＲＦパルスを送信するための送信コイルと、前記送信コイルよりも被検体の近くに設置され前記ＲＦパルスが誘起する電流による磁場で被検体を励起する補助コイルとを具備することを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第５の観点によるＭＲＩ装置では、送信コイルからＲＦパルスを送信すると、補助コイルに誘導電流が流れ、その誘導電流が磁場を発生し、被検体の近くから被検体を励起する。つまり、補助コイルがＲＦパルスを中継するように働く。このため、送信効率が向上し、被検体に印加する磁場強度を強くすることが出来る。
上記第５の観点によるＭＲＩ装置では、送信コイルからＲＦパルスを送信すると、補助コイルに誘導電流が流れ、その誘導電流が磁場を発生し、被検体の近くから被検体を励起する。つまり、補助コイルがＲＦパルスを中継するように働く。このため、送信効率が向上し、被検体に印加する磁場強度を強くすることが出来る。
第６の観点では、本発明は、前記第５の観点によるＭＲＩ装置において、前記送信コイルと前記補助コイルの電流位相が逆相になり且つ電流量が極大になる逆相共振点での逆相・極大電流量よりも同相になり且つ電流量が極大になる同相共振点での同相・極大電流量の方が大きいか、又は、前記逆相共振点が無くて前記同相共振点だけがあることを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
コイルの共振周波数は被検体の存在によって変動するためチューニングが必要になるが、上記第６の観点によるＭＲＩ装置では、逆相・極大電流量よりも同相・極大電流量の方が大きくなるようにチューニングするか、又は、実質的に同相・極大電流だけが流れるようにチューニングする。これにより、被検体に印加する磁場強度を強くすることが出来る。
コイルの共振周波数は被検体の存在によって変動するためチューニングが必要になるが、上記第６の観点によるＭＲＩ装置では、逆相・極大電流量よりも同相・極大電流量の方が大きくなるようにチューニングするか、又は、実質的に同相・極大電流だけが流れるようにチューニングする。これにより、被検体に印加する磁場強度を強くすることが出来る。
第７の観点では、本発明は、前記第５または第６の観点によるＭＲＩ装置において、前記補助コイルがバードケージ型コイルであることを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第６の観点によるＭＲＩ装置では、バードケージ型コイルであるため、被検体の全周から効率良く励起することが出来る。
上記第６の観点によるＭＲＩ装置では、バードケージ型コイルであるため、被検体の全周から効率良く励起することが出来る。
第８の観点では、本発明は、前記第５から第７のいずれかの観点によるＭＲＩ装置において、前記送信コイルがボディコイルであることを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第８の観点によるＭＲＩ装置では、被検体に印加する磁場強度を強くすることが出来るため、ボディコイルからの送信パワーを低減することが可能になる。
上記第８の観点によるＭＲＩ装置では、被検体に印加する磁場強度を強くすることが出来るため、ボディコイルからの送信パワーを低減することが可能になる。
第９の観点では、本発明は、ＭＲＩ装置の送信コイルと被検体の間に設置され、前記送信コイルから送信されるＲＦパルスが誘起する電流による磁場を発生して被検体を励起することを特徴とする補助コイルを提供する。
上記第９の観点による補助コイルでは、送信コイルからＲＦパルスを送信すると、誘導電流が補助コイルに流れ、その誘導電流が磁場を発生し、被検体の近くから被検体を励起する。つまり、補助コイルがＲＦパルスを中継するように働く。このため、送信効率が向上し、被検体に印加する磁場強度を強くすることが出来る。
上記第９の観点による補助コイルでは、送信コイルからＲＦパルスを送信すると、誘導電流が補助コイルに流れ、その誘導電流が磁場を発生し、被検体の近くから被検体を励起する。つまり、補助コイルがＲＦパルスを中継するように働く。このため、送信効率が向上し、被検体に印加する磁場強度を強くすることが出来る。
第１０の観点では、本発明は、前記第９の観点による補助コイルがバードケージコイル型コイルであることを特徴とする補助コイルを提供する。
上記第１０の観点による補助コイルでは、バードケージ型コイルであるため、被検体の全周から効率良く励起することが出来る。
上記第１０の観点による補助コイルでは、バードケージ型コイルであるため、被検体の全周から効率良く励起することが出来る。
本発明のＲＦ送信方法、ＭＲＩ装置および補助コイルによれば、補助コイルがＲＦパルスを中継するように働くため、送信効率が向上し、被検体に印加する磁場強度を強くすることが出来る。また、送信コイルからの送信パワーを低減することが可能になる。
以下、図に示す実施例により本発明をさらに詳しく説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
図１は、実施例１に係るＭＲＩ装置１００および補助コイル１０を示す斜視図である。
このＭＲＩ装置１００において、マグネットアセンブリ１には、テーブル装置Ｔのクレードル上に載置された被検体Ｈを挿入し得るボア（円筒状の空間）Ｓが開口している。また、マグネットアセンブリ１の内部には、ボアＳ側から外側へ順に、ボディコイル２と、ＲＦシールド３と、傾斜磁場コイル４とが同心状に設けられている。傾斜磁場コイル４の外側には、主磁場発生マグネット５が設けられている。
このＭＲＩ装置１００において、マグネットアセンブリ１には、テーブル装置Ｔのクレードル上に載置された被検体Ｈを挿入し得るボア（円筒状の空間）Ｓが開口している。また、マグネットアセンブリ１の内部には、ボアＳ側から外側へ順に、ボディコイル２と、ＲＦシールド３と、傾斜磁場コイル４とが同心状に設けられている。傾斜磁場コイル４の外側には、主磁場発生マグネット５が設けられている。
補助コイル１０は、バードケージ型コイルであり、被検体Ｈに装着されている。
図２は、ボディコイル２と補助コイル１０とを示す等価回路である。
ボディコイル２は、インダクタンスＬ１とキャパシタンスＣ１と抵抗Ｒ１とからなる共振型である。
補助コイル１０は、インダクタンスＬ２とインピーダンスＺと抵抗Ｒ２とからなる。
ボディコイル２と補助コイル１０は、相互インダクタンスＭで結合している。
ボディコイル２は、インダクタンスＬ１とキャパシタンスＣ１と抵抗Ｒ１とからなる共振型である。
補助コイル１０は、インダクタンスＬ２とインピーダンスＺと抵抗Ｒ２とからなる。
ボディコイル２と補助コイル１０は、相互インダクタンスＭで結合している。
送信アンプから供給される電流をＩｏとし、ボディコイル２に流れるボディコイル電流をＩ１とし、補助コイル１０に流れる補助コイル電流をＩ２とするとき、次式が成立する。
Ｉ１＝ｂ・Ｉｏ／Δ
Ｉ２＝−ｊ・ω・Ｍ・Ｉｏ／Δ
Δ＝ａ・ｂ−ω2・Ｍ2
ａ＝Ｒ１＋ｊ・ω・Ｌ１＋１／（ｊ・ω・Ｃ１）
ｂ＝Ｒ２＋ｊ・ω・Ｌ２＋Ｚ
Ｉ１＝ｂ・Ｉｏ／Δ
Ｉ２＝−ｊ・ω・Ｍ・Ｉｏ／Δ
Δ＝ａ・ｂ−ω2・Ｍ2
ａ＝Ｒ１＋ｊ・ω・Ｌ１＋１／（ｊ・ω・Ｃ１）
ｂ＝Ｒ２＋ｊ・ω・Ｌ２＋Ｚ
図３は、インピーダンスＺ＝Ｚａにおけるボディコイル電流Ｉ１および補助コイル電流Ｉ２を表している。なお、縦軸の電流量は正規化した単位で表している。
図４は、インピーダンスＺ＝Ｚａにおけるボディコイル電流位相Ｐ１および補助コイル電流位相Ｐ２を表している。
図３，図４から判るように、送信コイル電流位相Ｐ１と補助コイル電流位相Ｐ２が逆相になり且つボディコイル電流Ｉ１および補助コイル電流Ｉ２が極大になる逆相共振点Ｐｒと、送信コイル電流位相Ｐ１と補助コイル電流位相Ｐ２が同相になり且つボディコイル電流Ｉ１および補助コイル電流Ｉ２が極大になる同相共振点Ｐｃとがある。
図４は、インピーダンスＺ＝Ｚａにおけるボディコイル電流位相Ｐ１および補助コイル電流位相Ｐ２を表している。
図３，図４から判るように、送信コイル電流位相Ｐ１と補助コイル電流位相Ｐ２が逆相になり且つボディコイル電流Ｉ１および補助コイル電流Ｉ２が極大になる逆相共振点Ｐｒと、送信コイル電流位相Ｐ１と補助コイル電流位相Ｐ２が同相になり且つボディコイル電流Ｉ１および補助コイル電流Ｉ２が極大になる同相共振点Ｐｃとがある。
しかし、インピーダンスＺ＝Ｚａでは、逆相共振点Ｐｒと同相共振点Ｐｃとが接近しており且つ逆相・極大電流量Ｉｒと同相・極大電流量Ｉｃとが同程度であるため、被検体に印加する磁場強度を強くする効果は期待できない。
図５は、インピーダンスＺをＺａより容量性としたインピーダンスＺ＝Ｚｂにおけるボディコイル電流Ｉ１および補助コイル電流Ｉ２を表している。
インピーダンスＺ＝Ｚｂでは、インピーダンスＺ＝Ｚａのときに比べて逆相共振点Ｐｒと同相共振点Ｐｃとが離れており且つ逆相・極大電流量Ｉｒより同相・極大電流量Ｉｃの方が大きくなっており、被検体に印加する磁場強度を強くする効果が期待できる。
インピーダンスＺ＝Ｚｂでは、インピーダンスＺ＝Ｚａのときに比べて逆相共振点Ｐｒと同相共振点Ｐｃとが離れており且つ逆相・極大電流量Ｉｒより同相・極大電流量Ｉｃの方が大きくなっており、被検体に印加する磁場強度を強くする効果が期待できる。
図６は、インピーダンスＺをＺｂより容量性としたインピーダンスＺ＝Ｚｃにおけるボディコイル電流Ｉ１および補助コイル電流Ｉ２を表している。
インピーダンスＺ＝Ｚｃでは、インピーダンスＺ＝Ｚｂのときに比べて逆相共振点Ｐｒと同相共振点Ｐｃとが離れており且つ逆相・極大電流量Ｉｒより同相・極大電流量Ｉｃの方が大きくなっており、被検体に印加する磁場強度を強くする効果が期待できる。
インピーダンスＺ＝Ｚｃでは、インピーダンスＺ＝Ｚｂのときに比べて逆相共振点Ｐｒと同相共振点Ｐｃとが離れており且つ逆相・極大電流量Ｉｒより同相・極大電流量Ｉｃの方が大きくなっており、被検体に印加する磁場強度を強くする効果が期待できる。
図７は、インピーダンスＺをＺｃより容量性としたインピーダンスＺ＝Ｚｄにおけるボディコイル電流Ｉ１および補助コイル電流Ｉ２を表している。
インピーダンスＺ＝Ｚｄでは、インピーダンスＺ＝Ｚｃのときに比べて逆相共振点Ｐｒと同相共振点Ｐｃとが離れており且つ逆相・極大電流量Ｉｒより同相・極大電流量Ｉｃの方が大きくなっており、被検体に印加する磁場強度を強くする効果が期待できる。
インピーダンスＺ＝Ｚｄでは、インピーダンスＺ＝Ｚｃのときに比べて逆相共振点Ｐｒと同相共振点Ｐｃとが離れており且つ逆相・極大電流量Ｉｒより同相・極大電流量Ｉｃの方が大きくなっており、被検体に印加する磁場強度を強くする効果が期待できる。
以上により、補助コイル１０のインピーダンスＺを調整することにより、被検体に印加する磁場強度を強くすることが出来ることが理解されよう。
実施例１のＭＲＩ装置１００および補助コイル１０によれば、次の効果が得られる。
（１）ボディコイル２からＲＦパルスを送信すると、補助コイル１０に誘導電流Ｉ２が流れ、その誘導電流Ｉ２が磁場を発生し、被検体Ｈの近くから被検体Ｈを励起する。つまり、補助コイル１０がＲＦパルスを中継するように働く。このため、送信効率が向上し、被検体に印加する磁場強度を強くすることが出来る。また、ボディコイル２からの送信パワーを低減することが出来る。
（２）補助コイル１０がバードケージ型コイルであるため、被検体Ｈの全周から効率良く励起することが出来る。
（１）ボディコイル２からＲＦパルスを送信すると、補助コイル１０に誘導電流Ｉ２が流れ、その誘導電流Ｉ２が磁場を発生し、被検体Ｈの近くから被検体Ｈを励起する。つまり、補助コイル１０がＲＦパルスを中継するように働く。このため、送信効率が向上し、被検体に印加する磁場強度を強くすることが出来る。また、ボディコイル２からの送信パワーを低減することが出来る。
（２）補助コイル１０がバードケージ型コイルであるため、被検体Ｈの全周から効率良く励起することが出来る。
本発明のＲＦ送信方法、ＭＲＩ装置および補助コイルは、ＭＲ撮像を行うのに利用できる。
１ マグネットアセンブリ
２ ボディコイル
１０ 補助コイル
１００ ＭＲＩ装置
Ｈ 被検体
２ ボディコイル
１０ 補助コイル
１００ ＭＲＩ装置
Ｈ 被検体
Claims (10)
- ＭＲＩ装置の送信コイルと被検体の間に補助コイルを設け、前記送信コイルから送信されるＲＦパルスが前記補助コイルに誘起する電流による磁場を被検体の励起に利用することを特徴とするＲＦ送信方法。
- 請求項１に記載のＲＦ送信方法において、前記送信コイルと前記補助コイルの電流位相が逆相になり且つ電流量が極大になる逆相共振点での逆相・極大電流量よりも同相になり且つ電流量が極大になる同相共振点での同相・極大電流量の方が大きいか、又は、前記逆相共振点が無くて前記同相共振点だけがあることを特徴とするＲＦ送信方法。
- 請求項１または請求項２に記載のＲＦ送信方法において、前記補助コイルがバードケージ型コイルであることを特徴とするＲＦ送信方法。
- 請求項１から請求項３のいずれかに記載のＲＦ送信方法において、前記送信コイルがボディコイルであることを特徴とするＲＦ送信方法。
- ＲＦパルスを送信するための送信コイルと、前記送信コイルよりも被検体の近くに設置され前記ＲＦパルスが誘起する電流による磁場で被検体を励起する補助コイルとを具備することを特徴とするＭＲＩ装置。
- 請求項５に記載のＭＲＩ装置において、前記送信コイルと前記補助コイルの電流位相が逆相になり且つ電流量が極大になる逆相共振点での逆相・極大電流量よりも同相になり且つ電流量が極大になる同相共振点での同相・極大電流量の方が大きいか、又は、前記逆相共振点が無くて前記同相共振点だけがあることを特徴とするＭＲＩ装置。
- 請求項５または請求項６に記載のＭＲＩ装置において、前記補助コイルがバードケージ型コイルであることを特徴とするＭＲＩ装置。
- 請求項５から請求項７のいずれかに記載のＭＲＩ装置において、前記送信コイルがボディコイルであることを特徴とするＭＲＩ装置。
- ＭＲＩ装置の送信コイルと被検体の間に設置され、前記送信コイルから送信されるＲＦパルスが誘起する電流による磁場を発生して被検体を励起することを特徴とする補助コイル。
- 請求項９に記載の補助コイルがバードケージコイル型コイルであることを特徴とする補助コイル。
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