JP2008119214A - 磁気共鳴イメージング装置およびｒｆ照射コイル - Google Patents

Abstract

【課題】傾斜磁場コイルの最も小さい内径よりもＲＦ照射コイルの外径が大きいＭＲＩ装置において、ＲＦ照射コイルの現実的な実装形態を提供する。
【解決手段】ＲＦ照射コイルの１部もしくは全体を柔軟な導体で構成し、折り畳み可能とする。ＲＦ照射コイルを折り畳んだ状態で挿入し、傾斜磁場コイルの凹みに固定する。または、ＲＦ照射コイルを周方向に複数に分割して傾斜磁場コイル内部に挿入し、コネクタを用いて内部で組み立てる。
【選択図】図３

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩという)装置に関し、特に、傾斜磁場コイルの効率を向上させたＭＲＩ装置における、ＲＦ照射コイルの構造に関する。

ＭＲＩ装置は、磁場中に置かれた被検体の核磁気共鳴（以下、ＮＭＲという）現象から得られる信号（ＮＭＲ信号）を計測し演算処理することにより、被検体中の各スピンの密度分布、緩和時間分布等を断層像として画像表示するものであり、人体を被検体として各種の診断等に使用されている。

ＭＲＩ装置では、静磁場発生源が形成する空間的、時間的に一様な強度と方向を持った静磁場空間中に被検体を置き、高周波コイル（ＲＦ照射コイル）によりパルス状に電磁波を被検体に照射し、それによって発生するＮＭＲ信号を高周波コイル（ＲＦ受信コイル）により受信する。このとき、３軸方向に直交する傾斜磁場コイルが生成する傾斜磁場により、ＮＭＲ信号に位置情報が与えられる。

上述の静磁場発生源と、ＲＦ照射コイルと、傾斜磁場コイルとは、被験体の入る空間（撮像空間）から見ると、内側から、ＲＦ照射コイル、傾斜磁場コイル、静磁場発生源の順に、層構造を成して配置される。また、ＲＦ照射コイルと被験体の入る空間の間には、カバーが、ＲＦ照射コイルと、傾斜磁場コイルとの間には、ＲＦシールドが配置される。静磁場方向が水平方向である水平磁場機の場合、これらはそれぞれ概ね円筒形状で、静磁場に平行な方向をＺ軸方向とすると、Ｚ軸を中心とした同心円状に配置される。

ＭＲＩ装置では、カバーから傾斜磁場コイルまでの厚さはできるだけ薄い方がよい。この厚さを薄くすることにより、外側の静磁場発生源と被検体との距離が短くなり磁場発生効率が向上するためである。または、同じ静磁場発生源により、被検体の入る空間を広く構成できる。一方で、ＭＲＩ装置では、各層間の間隔等はできるだけ広い方がよい。間隔を広くすることにより、傾斜磁場コイル、ＲＦ照射コイルの磁場発生効率が上がり、傾斜磁場強度の増大もしくは傾斜磁場の立ち上がり速度の高速化を図ることが出来るためである。従って、ＭＲＩ装置には、カバーから傾斜磁場コイルまでの厚さは薄くし、かつ、それぞれの層間の間隔は広げるという、相反する要求がある。

近年、ＲＦ照射コイルの存在しない部分において、傾斜磁場コイルを円筒の半径方向内側にせり出させる構造が提案されている（例えば、特許文献１参照）。この構造により、カバーから傾斜磁場コイルまでの厚さは同じであっても、傾斜磁場コイルをせり出させた部分では、各コイル間の間隔を広げることができ、傾斜磁場コイルの効率を向上させることができる。

特表２００５−５１５０５１号公報

水平磁場機において、特許文献１に記載の構成によって傾斜磁場コイルを形成した場合、上述の利点がある。しかし、ＲＦ照射コイルの外径は傾斜磁場コイルの最も小さい内径よりも大きくなるので、円筒型を基本とした水平磁場機では従来の様に完成した傾斜磁場コイルの内側にそのままＲＦ照射コイルを挿入することは出来ない。また、ＲＦ照射コイルは、実装時にチューニングを行うため、取り外す必要がある。しかし、上述の構成では、容易に取り外すことが出来ない。すなわち、特許文献１では、このような場合のＲＦ照射コイルの実装形態についての検討はなされていない。

本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、傾斜磁場コイルの最も小さい内径よりもＲＦ照射コイルの外径が大きいＭＲＩ装置において、ＲＦ照射コイルの現実的な実装形態を提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明のＲＦコイルは、実装時にその外径が傾斜磁場コイルの最小内径より小さくなるよう変形可能とする。

具体的には、傾斜磁場を発生する中空の回転体である傾斜磁場発生手段と、ＲＦ磁場を発生する中空の回転体であるＲＦ照射手段と、を備える水平磁場方式の磁気共鳴イメージング装置において、前記傾斜磁場発生手段は、前記ＲＦ照射手段の最大外径より小さい内径を有する部分を備え、前記ＲＦ照射手段は、当該ＲＦ照射手段の最も大きい断面が前記傾斜磁場発生手段の最も小さい断面に含まれるよう可逆的に変形可能であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を提供する。

また、円筒形状の静磁場発生手段と、中空形状の傾斜磁場発生手段と、中空形状のＲＦ照射手段と、を備える磁気共鳴イメージング装置において、前記傾斜磁場発生手段は、第１の内径と該第１の内径より小さい第２の内径とを有し、前記ＲＦ照射手段は、前記第１の内径に対応した第１の形態と前記第２の内径に対応した第２の形態とに可逆的に変更可能に形成されているとともに、前記傾斜磁場発生手段の第１の内径の近傍では、前記第１の形態を有して配設されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を提供する。

本発明によれば、傾斜磁場コイルの最も小さい内径よりもＲＦ照射コイルの外径が大きいＭＲＩ装置において、ＲＦコイルの現実的な実装形態を提供することができる。

以下、添付図面に従って本発明のＭＲＩ装置の好ましい実施形態について詳説する。なお、本発明は、静磁場方向が水平方向である水平磁場機に適用される。

＜第一の実施形態＞
本発明を適用する第一の実施形態のＭＲＩ装置の一例の全体概要を説明する。図１は、本実施形態のＭＲＩ装置の全体構成を示す機能ブロック図である。

本実施形態のＭＲＩ装置は、ＮＭＲ現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、静磁場発生系２と、傾斜磁場発生系３と、送信系５と、受信系６と、信号処理系７と、シーケンサ４と、中央処理装置（ＣＰＵ）８と、操作部２５と、を備える。

静磁場発生系２は、被検体１の体軸方向に均一な静磁場を発生させる。静磁場発生系２は、被検体１の周りに配置された、例えば、永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源により実現される。

傾斜磁場発生系３は、受信した信号の位置を特定するための傾斜磁場を発生させる。本実施形態の傾斜磁場発生系３は、ＭＲＩ装置の座標系（静止座標系）であるＸ，Ｙ，Ｚの３軸方向に傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚをそれぞれ発生する傾斜磁場コイル２００と、それらを駆動する傾斜磁場電源１０とを備える。傾斜磁場電源１０は、後述するシーケンサ４からの命令に従って、傾斜磁場コイル２００を駆動し、所定方向の傾斜磁場を発生させる。各傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚは、それぞれ、スライス面（撮影断面）の選択、位相エンコードおよび周波数エンコード（読み取り）に用いられ、ＮＭＲ信号に位置情報を与える。

送信系５は、被検体１の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために、被検体１に照射するＲＦパルスを発生させる。送信系５は、高周波発振器１１と変調器１２と高周波増幅器１３と送信側の高周波コイル（ＲＦ照射コイル）４００とを備える。高周波発振器１１から出力された高周波パルスは、シーケンサ４からの指令によるタイミングで変調器１２により振幅変調され、高周波増幅器１３で増幅され、被検体１に近接して配置されたＲＦ照射コイル４００からＲＦパルスとして被検体１に照射される。

受信系６は、被検体１の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるＮＭＲ信号を検出する。受信系６は、受信側の高周波コイル（ＲＦ受信コイル）１４と信号増幅器１５と直交位相検波器１６とＡ／Ｄ変換器１７とを備える。ＲＦ照射コイル４００から照射されたＲＦパルスによって誘起された被検体１からのＮＭＲ信号は、被検体１に近接して配置された高周波コイル１４で検出され、信号増幅器１５で増幅され、シーケンサ４からの指令によるタイミングで直交位相検波器１６により直交する二系統の信号に分割され、それぞれＡ／Ｄ変換器１７でディジタル量に変換されて、信号処理系７に送られる。なお、ＲＦ照射コイル４００は、ＲＦ受信コイル１４を兼ねる構成であってもよい。

シーケンサ４は、ＣＰＵ８から受け取るパルスシーケンス情報に従って、傾斜磁場発生系３、送信系５、および、受信系６を制御し、所定のパルスシーケンスを実行させ、スピンエコー法、グラジエントエコー法等の種々の撮像方法を実現する。パルスシーケンス情報は、高周波パルス（ＲＦ照射パルス）および傾斜磁場パルスの磁場強度、磁場パルス照射、および、ＮＭＲ信号検出のタイミング、繰り返し時間などの情報であり操作部２５を介してユーザが設定した条件または予め定められた条件が用いられる。

信号処理系７は、各種データ処理と処理結果の表示および保存等を行う。信号処理系７は、光ディスク１９、磁気ディスク１８、ＲＯＭ２１、ＲＡＭ２２等の記憶装置と、ＣＲＴ等からなるディスプレイ２０とを備える。信号処理系７は、ＣＰＵ８の制御に従って、受信系６から受け取ったデータに信号処理、画像再構成等の処理を実行し、得られた被検体１の断層画像をディスプレイ２０に表示するとともに、外部記憶装置の磁気ディスク１８等に記録する。

操作部２５は、ＭＲＩ装置の各種制御情報や信号処理系７で行う処理の制御情報の入力のインタフェースである。操作部２５は、トラックボール又はマウス２３、及び、キーボード２４を備える。操作部２５は、ディスプレイ２０に近接して配置され、操作者がディスプレイ２０を見ながら操作部２５を通してインタラクティブにＭＲｌ装置の各種処理を制御可能なように構成されている。

本実施形態のＭＲＩ装置の構造を説明する。図２は、本実施形態の水平磁場方式のＭＲＩ装置のＺ軸に平行な方向の断面図である。本実施形態のＭＲＩ装置は、従来のＭＲＩ装置同様、静磁場発生源１００、傾斜磁場コイル２００、ＲＦシールド３００、ＲＦ照射コイル４００、カバー５００を備える。

これらは、従来例同様、それぞれ、概ね円筒形状を有し、被検体１の入る空間（撮像空間）から見ると、内側から、カバー５００、ＲＦ照射コイル４００、ＲＦシールド３００、傾斜磁場コイル２００、静磁場発生源１００の順に、Ｚ軸を中心軸とした概ね同心円状に配置される。

静磁場発生源１００は、静磁場発生系２を実現するもので、超伝導磁石、永久磁石などが用いられる。カバー５００は、内部の電気部品と被験体との間の電気的絶縁および保護の役目をし、数ｍｍの厚さの樹脂材料で構成される。また、ＲＦシールド３００は、ＲＦ照射コイル４００の外側に、ＲＦ照射コイル４００から一定の距離を置いて配置され、ａ）傾斜磁場コイル２００から放出される傾斜磁場電源のノイズを低減する、ｂ）傾斜磁場コイル２００とＲＦ照射コイル４００との電磁結合を遮蔽して誘導損失を減らすことによりＲＦ照射コイル４００のＱ（Ｑｕａｌｉｔｙ ｆａｃｔｏｒ）を高くする、という２つの役割を果たす。ＲＦシールドは、非磁性金属箔や網を適宜積層して構成し、樹脂製支持部材に貼り付ける、または、後述の傾斜磁場コイル２００の表面に貼り付けることにより配置する。なお、ＲＦシールド３００とＲＦ照射コイル４００との距離は、典型的には１０ｍｍから４０ｍｍ必要である。近接させると、ａ）高周波渦電流が増えて磁場を打ち消すため、磁場の発生効率が悪くなる、ｂ）ＲＦ照射コイル４００近傍での磁場分布が急激に変化するため、撮影領域におけるＲＦ強度の不均一性が大きくなる、という問題が生じるため、この間隔を狭くすることは難しい。

傾斜磁場コイル２００は、メインコイル、シールドコイルからなるＡＳＧＣ（Ａｃｔｉｖｅ Ｓｈｉｅｌｄｅｄ Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｃｏｉｌ）が用いられる。メインコイルとシールドコイルとは、互いに逆向きの磁場を発生させる。また、傾斜磁場コイル２００は、ＲＦ照射コイル４００の、撮影空間に対してＺ軸方向両外側に、中央部分の傾斜磁場コイル２００の内半径（以下、Ｒとする。）より小さい内半径（以下、Ｒｍｉｎ）を有する部分を備える。以下、傾斜磁場コイル２００の内半径Ｒの部分を、凹部２１０、内半径Ｒｍｉｎの部分を、凸部２２０と呼ぶ。なお、内半径Ｒｍｉｎは、ＲＦ照射コイル４００の外半径（以下、Ｒｒｆとする。）より小さいものとする。ＲＦ照射コイル４００は、傾斜磁場コイル２００の凹部２１０に嵌め込まれる。

次に、本実施形態のＲＦ照射コイル４００の形態について図３および図４を用いて説明する。本実施形態のＲＦ照射コイル４００は、その一部を柔軟な導体で構成し、折り畳むことにより配設時の形状に可逆的に変形可能な構造とする。折り畳んで傾斜磁場コイル２００の凸部２２０を通過させて凹部２１０に挿入した後、凹部２１０内で拡げて実装する。

図３は、本実施形態のＲＦ照射コイル４００の概観図である。本図に示すように、本実施形態のＲＦ照射コイル４００は、基本的にはいわゆる従来のバードケージ型のコイルであり、中空の円筒形状のＲＦベース４１０と、ＲＦベース４１０上の導体部４２０とを備える。

導体部４２０は、Ｚ軸方向に伸びるラング導体４２１と、ラング導体４２１の両端部の円環状のリング導体４２２ａ、４２２ｂと、リング導体４２２ａ、４２２ｂ上のコンデンサ等の電気部品４２３とを備える。ラング導体４２１の本数は問わない。例えば、１６本、２４本などである。導体部４２０の形状（導体パターン）は、例えば、１０ｍｍから３０ｍｍの幅の銅箔（銅条）を折り曲げ、接続することで得られる。もしくは、銅箔を貼り付けた基板から、不要な部分をエッチングで除去することで得られる。得られた導体パターンには、コンデンサ、ダイオード等の電気部品が取り付けられる。

ＲＦベース４１０は、巻き型にグラスファイバーのロービング（紐）を巻きつけ、樹脂を染み込ませて固める。もしくは、ガラスクロスにエポキシ樹脂を染み込ませ、半固化した状態のものを型に巻きつけて、プレスして固める。その後、規定の寸法になる様に削り、必要な穴を空けてＲＦ照射コイル４００のベースとする。このＲＦベース４１０は、前述のカバー５００を兼ねる構造になっていてもよい。

また、本実施形態のＲＦ照射コイル４００は、さらに、Ｚ軸方向に円筒の端から端まで伸びる折り曲げ可能な折曲部４３０を少なくとも４箇所備える。折曲部４３０は、ラング導体４２１および電気部品４２３を避けて設けられる。また、折曲部４３０において、リング導体４２２ａ、４２２ｂは、それぞれ、柔軟な導体４２４ａ、４２４ｂで構成され、ＲＦベース４１０は、円筒の側面Ｚ軸方向全長にわたるスリット４１１を有する。なお、柔軟な導体４２４ａ、４２４ｂの長さは、スリット４１１の幅以上とする。

すなわち、本実施形態のＲＦ照射コイル４００は、従来のバードケージ型のＲＦ照射コイルを周方向についてＺ軸に沿って分割して得られる複数の円弧状の部分円筒からなる。そして、それぞれの部分円筒のリング導体４２２ａ、４２２ｂが、所定長の柔軟な導体４２４ａ、４２４ｂで接続されている。図３は、その円弧の中心角がそれぞれおよそ９０度をなす部分円筒に４分割されている例である。

柔軟な導体４２４ａ、４２４ｂに用いられる素材は、ポリイミドフイルムに銅箔を貼り付けたものに対してエッチングすることで得られるフレキシブル基板、銅板そのもの、銅線を平たく編んだ銅網線、細い導体を平面状に束ねたフラットケーブル等である。また、幅の広い導体を柔軟な導体４２４ａ、４２４ｂとして用いると、傾斜磁場により渦電流が発生し、傾斜磁場と静磁場との相互作用で振動、騒音が発生し、導体に曲げ疲労が発生する。このため、柔軟な導体４２４ａ、４２４ｂの導体幅は、傾斜磁場による渦電流の発生を抑制可能な範囲とする。例えば、数センチ程度がよい。

図４は、本実施形態のＲＦ照射コイル４００のＺ軸に垂直な方向の断面図であり、実装時の様子を説明するための図である。図４（ａ）は、ＲＦ照射コイル４００を折り畳んだ時の状態を説明するための図であり、図４（ｂ）は、ＲＦ照射コイル４００を展開して配設した時の状態を説明するための図である。本実施形態のＲＦ照射コイル４００は、上記の構造を有するため、図４（ａ）に示すように折曲部４３０において折り曲げることにより、折り畳むことが可能である。本実施形態では、ＲＦ照射コイル４００を、折り畳んだ状態で傾斜磁場コイル２００の凸部２２０を通し、凹部２１０に挿入してから図４（ｂ）に示すように展開する。展開後、非磁性体好ましくは非導体のねじ、リベット等の固定ねじ４４０によりＲＦベース４１０を傾斜磁場コイル２００側に設けた支持ボス２３０に固定し、配設する。

固定時の様子を図５を用いて説明する。図５は、本実施形態のＭＲＩ装置のＲＦ照射コイル４００、ＲＦシールド３００、傾斜磁場コイル２００部分の、Ｚ軸に平行な方向の断面図である。傾斜磁場コイル２００の内側（撮像空間側）にはＲＦシールド３００が貼り付けられるとともに、支持ボス２３０が設けられる。支持ボス２３０には、ＲＦ照射コイル４００が、固定ねじ４４０により固定される。

本実施形態では、展開時のＲＦ照射コイル４００の外半径Ｒｒｆは、傾斜磁場コイル２００の凸部２２０の内半径Ｒｍｉｎより大きい。ＲＦ照射コイル４００は、図４（ａ）に示すように折り畳むことにより、径方向の最大長ｈを展開時のＲＦ照射コイル４００の外半径Ｒｒｆより小さくすることができる。この最大長ｈが傾斜磁場コイル２００の凸部２２０の内半径Ｒｍｉｎより小さければ、ＲＦ照射コイル４００の最も大きい断面が、凸部２２０の断面に含まれ、凸部２２０を通過させて凹部２１０へ挿入することが可能となる。従って、ＲＦ照射コイル４００の折曲部４３０の数、位置は、上述のように折り畳んだ際の最大長ｈが、傾斜磁場コイル２００の凸部２２０の内半径Ｒｍｉｎ以下になるよう定める必要がある。このとき、折曲部４３０の数を多くすれば、リング導体４２２ａ、４２２ｂ上の柔軟な導体４２４ａ、４２４ｂで形成される領域が増えて構成が複雑になる。このため、折曲部４３０の数は、できるだけ少ない方がよい。また、折曲部４３０を設ける位置は、ＲＦ照射コイル４００の対称性を保つため、等間隔であることが望ましい。

以上より、折曲部４３０の数は、ＲＦ照射コイル４００を折り畳んだ場合の最大の断面が、傾斜磁場発生手段の最小の断面に含まれるようになるものを選択する。ここでは、最大長ｈが、Ｒｍｉｎより小さくなる最小のものを選択する。具体的には、折曲部４３０の数、すなわち、ＲＦシールド４１０の分割数は、以下のように決定することができる。傾斜磁場コイル２００の凸部２２０の内半径をＲｍｉｎとすると、２＊Ｒｍｉｎが分割後の各ＲＦシールド４１０の弦の円筒の弦の長さｌより大きければ、凸部２２０を通すことができる。ＲＦシールド４１０の分割数をｎ、展開後のＲＦ照射コイル４００外半径をＲｒｆとすると、弦の長さｌは、２*Ｒｒｆ*ｓｉｎ（π/ｎ）であるため、２＊Ｒｍｉｎ＞２＊Ｒｒｆ*ｓｉｎ（π/ｎ）であればよい。従って、ｎ＞π/（ａｒｃｓｉｎ（２＊Ｒｍｉｎ/２＊Ｒｒｆ））を満たすように、ＲＦシールドの分割数ｎを定めればよい。

なお、本実施形態のＲＦ照射コイル４００は、折り畳んで凸部２２０を通すため、折曲部４３０を少なくとも４箇所以上設ける必要がある。すなわち、ＲＦベース４１０を少なくとも４つ以上に分割する。従って、例えば、２＊Ｒｍｉｎが６００ｍｍで、２＊Ｒｒｆが６５０ｍｍの場合、ｎ＞２．６７となり、折曲部４３０を等間隔に４箇所設ける。

なお、一般にＲＦ照射コイル４００は、図示した以外に、デカップリング用のダイオード、デカップリング電流用の給電点、ＲＦ電力の給電点、チューニング用インダクタ等を備える。しかし、本発明にはそれらの存在の有無は関与しないので図では省略している。

以上説明したように、本実施形態によれば、実装時にＲＦ照射コイルの最大断面が傾斜磁場コイルの最小断面に含まれるようＲＦ照射コイルを折り畳み可能な構成としたため、ＲＦ照射コイルを傾斜磁場コイルの内側の凹部に容易に設置することが出来る。その結果、磁場発生効率を向上させた傾斜磁場コイルを備えたＭＲＩ装置を構成することが出来る。

なお、上記では、ＲＦ照射コイル４００のＲＦベース４１０の形状を、従来のバードケージ型のＲＦ照射コイルのＲＦベース４１０を周方向についてＺ軸に沿って分割して得られる部分円筒からなるものとした場合を例にあげて説明したが、これに限られない。ＲＦ照射コイル４００を、傾斜磁場コイル２００の凸部２２０を通過可能なように折り畳むことができ、かつ、凹部２１０に挿入後、図４（ｂ）に示すように展開して配設可能な構造であればよい。すなわち、凹部２１０に配設時の形態と折り畳んで凸部２２０を通過可能な形態との間で可逆的に変形可能であれば、ＲＦベース４１０の分割の構造およびＲＦ照射コイル４００の折り畳みの方法は問わない。

＜第二の実施形態＞
次に、本発明の第二の実施形態を説明する。本実施形態では、ＲＦ照射コイル全体を柔軟に形成することにより、配設時の形状に可逆的に変形可能な構造とし、変形して傾斜磁場コイルの凹部に挿入した後、凹部内で広げて所望の形状で実装する。なお、傾斜磁場コイルの凹部に取り付ける際、剛性の高い（硬い）部材で固定する。本実施形態のＭＲＩ装置は、基本的に第一の実施形態と同じである。従って、以下、第一の実施形態と異なる構成のみを説明する。

図６は、本実施形態のＲＦ照射コイル（フレキシブルＲＦコイル）６００のＺ軸に垂直な方向の断面図である。本実施形態では、柔軟性のある基材をＲＦベース６１０とし、その上に導体部６２０を配置することによりフレキシブルＲＦコイル６００を形成する。導体部６２０は、第一の実施形態と同様のラング導体６２１（不図示）とリング導体６２２ａ、６２２ｂ（不図示）と電気部品６２３（不図示）とを備える。ＲＦベース６１０となる柔軟性のある基材は、例えば、０．５ｍｍ厚のＦＲＰ板を基材とするプリント基板などである。

本実施形態のフレキシブルＲＦコイル６００は、それ自体、剛性が小さい。このため、フレキシブルＲＦコイル６００を補強するとともに、配設置箇所に押さえつける為に、本図に示すようにＲＦコイル支持バー６３０を用いる。

本実施形態のフレキシブルＲＦコイル６００は、自由に曲げることが可能であるため、折り曲げてその最大長ｈを傾斜磁場コイル２００の凸部２２０の内半径Ｒｍｉｎ以下にして凸部２２０を通過させ、凹部２１０に挿入してから図６に示すように拡げて配設する。そして、ＲＦコイル支持バー６３０で押さえ、第一の実施形態と同様の固定ねじ６４０によりＲＦコイル支持バー６３０とともに傾斜磁場コイル２００側に設けた支持ボス２３０に固定する。なお、フレキシブルＲＦコイル６００の周長における寸法公差、および熟収縮、膨張等による変化を吸収するために、周長調整代６５０を適宜設ける。

以上説明したように、本実施形態によれば、実装時にＲＦ照射コイルの最も大きい断面が傾斜磁場コイルの最も小さい断面に含まれるようＲＦ照射コイルを変形可能な構成としたため、第一の実施形態同様、ＲＦ照射コイルを傾斜磁場コイルの内側の凹部に容易に設置することが出来る。その結果、磁場発生効率を向上させた傾斜磁場コイルを備えたＭＲＩ装置を構成することが出来る。

＜第三の実施形態＞
次に、本発明の第三の実施形態について説明する。本実施形態では、ＲＦ照射コイルそのものを分割可能なように形成し、傾斜磁場コイルの凹部に取り付ける際に内部で組み立てる。本実施形態のＭＲＩ装置は、基本的に第一および第二の実施形態と同じである。従って、以下、異なる箇所のみを説明する。

図７は、本実施形態のＲＦ照射コイル７００の構造を説明するための図である。図７（ａ）は、本実施形態のＲＦ照射コイル７００のＺ軸に垂直な方向の断面図である。図７（ｂ）は、図７（ａ）のコネクタ部７３０、２４０を拡大したものである。

図７（ａ）に示すように、本実施形態のＲＦ照射コイル７００は、ＲＦベース７１０と、ラング導体７２１（不図示）、リング導体７２２ａ、７２２ｂ（不図示）および電気部品７２３（不図示）からなる導体部７２０と、を備える従来のいわゆるバードケージ型のＲＦ照射コイルを、周方向についてＺ軸に沿って所定数に分割した分割ＲＦ照射コイル部７００ａ、７００ｂ、７００ｃ、７００ｄ・・・からなる。分割数は、自身の撓みを許容出来る程度の柔軟性を持ったＲＦ照射コイル７００であれば２、許容出来ない程度の剛性を有するＲＦ照射コイル７００であれば３以上とすればよい。

なお、自身の撓みを許容できない剛性を有するＲＦ照射コイル７００の場合の分割数は、第一の実施形態同様、組み立て後のＲＦ照射コイル７００の外半径Ｒｒｆと、傾斜磁場コイル２００の凸部２２０のうち半径Ｒｍｉｎとにより決定することができる。図７（ａ）は、４分割した場合の例である。

本図に示すように、各分割ＲＦ照射コイル部７００ａ、７００ｂ、７００ｃ、７００ｄは、分割面近傍のリング導体７２２ａ、７２２ｂ上にコネクタ部７３０を有する。また、傾斜磁場コイル２００側に設けられた支持ボス２３０には、コネクタ部２４０が設けられる。コネクタ部２４０は、コネクタ部７３０が備えるコネクタに嵌合するコネクタを備える。

図７（ｂ）に示すように、本実施形態では、各分割ＲＦ照射コイル部７００ａ、７００ｂ、７００ｃ、７００ｄのコネクタ部７３０に、棒状のコネクタのオス７３１が設けられ、傾斜磁場コイル２００の支持ボス２３０側のコネクタ部２４０に、コネクタのメス２４１と、同じ支持ボス２３０内の隣接するコネクタのメス２４１との間を接続する接続バー２４２とが設けられる。

本実施形態では、ＲＦ照射コイル７００を、個々の分割ＲＦ照射コイル部７００ａ、７００ｂ、７００ｃ、７００ｄに分割した状態で傾斜磁場コイル２００の凹部２１０に挿入した後、傾斜磁場コイル２００側の支持ボス２３０に設けられたコネクタ部２４０のコネクタ２４１に、コネクタ７３１を嵌め込むことにより、リング導体７２２ａ、７２２ｂを接続する。

ＲＦ照射コイル７００には最大数１０ｋＷの高周波電圧が印加されるので、コネクタは、この高周波電圧に耐えられるものを選択する。さらに、振動にも晒されるので、振動による影響が無いものを選択する。具体的には、例えば、大電流ブスバー用のコネクタや車両、航空機にて使用されるコネクタである。また、コネクタ接続時に、上記各実施形態同様、固定ねじ７４０で、支持ボス２３０に固定し、振動時の接触部にかかる応力を低減させることが望ましい。コネクタの接触部に振動により接触部の抵抗値が増えて生じる発熱を避けるためである。

図８は、本実施形態のＲＦ照射コイル７００のコネクタ部７３０と傾斜磁場コイル２００の支持ボス２３０の概観図である。本図に示すように、本実施形態では、コネクタ部７３０は、ＲＦ照射コイル７００の円筒の側面、リング導体７２２ａ、７２２ｂに設けられている。ここでは、支持ボス２３０内にコネクタ類が内包されている。しかし、コネクタ部７３０を設ける位置はここに限らない。

また、上記の例では、棒状のコネクタを例にあげて説明したが、コネクタの形状は、これに限られない。図９に、コネクタの他の例を示す。本例では、分割面近傍のリング導体７２２ａ、７２２ｂ上に平板型コネクタ７３２を設ける。傾斜磁場コイル２００側は、接続バー２４２を備える。組み立て時は、固定ねじ７４０で接触圧力をかけることにより、ＲＦ照射コイル７００上の平板型コネクタを接続バー２４２に接触させ、各分割ＲＦ照射コイル部７００ａ、７００ｂ、７００ｃ、７００ｄのリング導体７２２ａ、７２２ｂ間を接続する。この場合も、接触部の発熱をさけるため、大電流ブスバー用のコネクタを用いるのが望ましい。

以上説明したように、本実施形態によれば、上記各実施形態同様、ＲＦ照射コイルを、その展開時の外半径より小さな内半径の部分を有する傾斜磁場コイルの内側の凹部に容易に設置することが出来る。その結果、磁場発生効率を向上させた傾斜磁場コイルを備えたＭＲＩ装置を構成することが出来る。

なお、上記の各実施形態において、内半径Ｒの凹部２１０と内半径Ｒｍｉｎの凸部２２０とを備える形状の傾斜磁場コイル２００を有するＭＲＩ装置の場合を例にあげて説明したが、傾斜磁場コイル２００の形状はこれに限られない。傾斜磁場を発生可能な中空の回転体であればよい。同様に、ＲＦ照射コイルの形状も、ＲＦ磁場を発生可能な中空の回転体であればよい。本発明は、ＲＦ照射コイル４００の外半径Ｒｒｆより小さい内半径の部分を有する傾斜磁場コイル２００を備えるＭＲＩ装置全てに適用可能である。例えば、傾斜磁場コイル２００の両端部が最小内半径Ｒｍｉｎを有し、中央部に向かって連続的に内半径が大きくなり、中央部が最大内半径Ｒを有する傾斜磁場コイル２００を備えるＭＲＩ装置であってもよい。

第一の実施形態のＭＲＩ装置の全体構成を示す機能ブロック図である。 第一の実施形態のＭＲＩ装置のＺ軸に平行な方向の断面図である。 第一の実施形態のＲＦ照射コイルの概観図である。 第一の実施形態のＲＦ照射コイルのＺ軸に垂直な方向の断面図である。 第一の実施形態のＭＲＩ装置のＺ軸に平行な方向の断面図である。 第二の実施形態のＲＦ照射コイル（フレキシブルＲＦコイル）のＺ軸に垂直な方向の断面図である。 第三の実施形態のＲＦ照射コイルの構造を説明するための図である。 第三の実施形態のＲＦ照射コイルの概観図である。 第三の実施形態のコネクタの他の例を説明するための図である。

符号の説明

１：被検体、２：静磁場発生系、３：傾斜磁場発生系、４：シーケンサ、５：送信系、６：受信系、７：信号処理系、８：中央処理装置（ＣＰＵ）、１０：傾斜磁場電源、１１：高周波発信器、１２：変調器、１３：高周波増幅器、１４：高周波コイル（受信コイル）、１５：信号増幅器、１６：直交位相検波器、１７：Ａ／Ｄ変換器、１８：磁気ディスク、１９：光ディスク、２０：ディスプレイ、２１：ＲＯＭ、２２：ＲＡＭ、２３：トラックボール又はマウス、２４：キーボード、２００：傾斜磁場コイル、２１０：凹部、２２０：凸部、２３０：支持ボス、３００：ＲＦシールド、４００：ＲＦ照射コイル、５００：カバー、４１０：ＲＦベース、４１１：スリット、４２０：導体部、４２１：ラング導体、４２２ａ、４２２ｂ：リング導体、４２３：電気部品、４２４ａ、４２４ｂ：柔軟な導体、４３０：折曲部、４４０：固定ねじ、６００：ＲＦ照射コイル（フレキシブルＲＦコイル）、６１０：ＲＦベース、６２０：導体部、６３０：ＲＦコイル支持バー、６４０：固定ねじ、６５０：周長調整代、７００：ＲＦ照射コイル、７１０：ＲＦベース、７２０：導体部、７３０：コネクタ部、７３１：コネクタ（オス）、７４０：固定ねじ２４０：コネクタ部、２４１：コネクタ（メス）、２４２：接続バー

Claims (9)

1. 傾斜磁場を発生する中空の回転体である傾斜磁場発生手段と、ＲＦ磁場を発生する中空の回転体であるＲＦ照射手段と、を備える水平磁場方式の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記傾斜磁場発生手段は、前記ＲＦ照射手段の最大外径より小さい内径を有する部分を備え、
   前記ＲＦ照射手段は、当該ＲＦ照射手段の最も大きい断面が前記傾斜磁場発生手段の最も小さい断面に含まれるよう可逆的に変形可能であること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記ＲＦ照射手段は、可撓性を有する折曲部を４箇所以上備え、
   前記変形は、当該折曲部を折り曲げて折り畳むことにより実現すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記ＲＦ照射コイル手段は、当該ＲＦ照射コイルの回転軸方向に伸びる複数のラング導体と、前記ラング導体の両端部の２つの円環状のリング導体と、前記ラング導体およびリング導体を支持する中空の回転体状のＲＦベースとを備え、
   前記折曲部は、前記ラング導体と平行に前記複数のラング導体間に前記ＲＦ照射手段の前記回転軸方向全長に渡って設けられ、
   前記折曲部上の前記リング導体は、可撓性を有する導体からなり、
   前記折曲部上のＲＦベースは、スリットを有すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記ＲＦ照射手段は、当該ＲＦ照射手段の回転軸方向に伸びる複数のラング導体と、前記ラング導体の両端部の２つの円環状のリング導体と、前記ラング導体およびリング導体を支持する中空の回転体状のＲＦベースとを備え、
   前記ＲＦベースは可撓性のある材質で構成されていること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記ＲＦ照射手段は、前記ＲＦベースを支持する支持バーをさらに備え、
   前記ＲＦ照射手段を前記傾斜磁場発生手段の内部に取り付ける際に、前記ＲＦコイル支持バーで固定すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. 傾斜磁場を発生する中空の回転体である傾斜磁場発生手段と、ＲＦ磁場を発生する中空の回転体であるＲＦ照射手段と、を備える水平磁場方式の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記ＲＦ照射手段は、複数の円弧状に分割されるとともに、当該分割された部分を接続するコネクタ部を備えること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
7. 請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記ＲＦ照射手段は、前記分割された円弧の断面の弦の長さが前記傾斜磁場発生手段の最小内径より小さくなるよう分割されること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
8. 円筒形状の静磁場発生手段と、中空形状の傾斜磁場発生手段と、中空形状のＲＦ照射手段と、を備える磁気共鳴イメージング装置において、
   前記傾斜磁場発生手段は、第１の内径と該第１の内径より小さい第２の内径とを有し、
   前記ＲＦ照射手段は、前記第１の内径に対応した第１の形態と前記第２の内径に対応した第２の形態とに可逆的に変更可能に形成されているとともに、前記傾斜磁場発生手段の第１の内径の近傍では、前記第１の形態を有して配設されること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
9. ＲＦ磁場を発生する中空の回転体であるＲＦ照射コイルと前記ＲＦ照射コイルの最大外径より小さい内径部分を有し傾斜磁場を発生する中空の回転体である傾斜磁場発生コイルとを備える水平磁場方式の磁気共鳴イメージング装置における前記ＲＦ照射コイルであって、
   当該ＲＦ照射手段の最も大きい断面が前記傾斜磁場発生手段の最も小さい断面に含まれるよう可逆的に変形可能であること
   を特徴とするＲＦ照射コイル。

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